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RESONANCIA MAGNÉTICA
dirigida a TÉCNICOS SUPERIORES
en IMAGEN PARA EL DIAGNÓSTICO
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RESONANCIA MAGNÉTICA
dirigida a TÉCNICOS SUPERIORES
en IMAGEN PARA EL DIAGNÓSTICO
Joaquín Costa Subias
Juan Alfonso Soria Jerez
ERRNVPHGLFRVRUJ

© 2015 Elsevier España, S.L.U.
Avda. Josep Tarradellas, 20-30, 1.º
08029 Barcelona, España
Fotocopiar es un delito (Art. 270 C.P.)
Para que existan libros es necesario el trabajo de un importante colectivo (autores, traductores, dibujantes,
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ISBN (versión impresa): 978-84-9022-745-9
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Advertencia
La imagen para el diagnóstico es un área en constante evolución. Aunque deben seguirse unas precauciones de
seguridad estándar, a medida que aumenten nuestros conocimientos gracias a la investigación básica y clínica
habrá que introducir cambios en los tratamientos y en los fármacos. En consecuencia, se recomienda a los
lectores que analicen los últimos datos aportados por los fabricantes sobre cada fármaco para comprobar la dosis
recomendada, la vía y duración de la administración y las contraindicaciones. Es responsabilidad ineludible del
médico determinar las dosis y el tratamiento más indicado para cada paciente, en función de su experiencia y
del conocimiento de cada caso concreto. Ni los editores ni los directores asumen responsabilidad alguna por
los daños que pudieran generarse a personas o propiedades como consecuencia del contenido de esta obra.
El Editor

v
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
Prólogo.......................................................................................... vii
Prefacio......................................................................................... ix
Colaboradores................................................................................ xi
PARTE 1 • Principios físicos e instrumentación
CAPÍTULO 1 Fundamentos de la RM................................................................... 3
Santiago Mahillo Cáceres y María Teresa Corbalán Sevilla
CAPÍTULO 2 Contraste tisular............................................................................ 13
Dámaris Rodríguez García y Lara Núñez Moreno
CAPÍTULO 3 Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM.................... 21
María Isabel Rodríguez Soler
CAPÍTULO 4 Parámetros técnicos en la obtención de imágenes............................ 31
María del Carmen Calle Márquez
CAPÍTULO 5 Formación de imagen...................................................................... 41
CAPÍTULO 6 Secuencias aplicadas en RM........................................................... 55
Juan Enrique Mahía Cures
CAPÍTULO 7 Artefactos en RM........................................................................... 83
PARTE 2 • Manejo del paciente
CAPÍTULO 8 Agentes de contraste�� 101
Jorge Cobos Alonso
CAPÍTULO 9 Criterios de seguridad en RM�� 119
Francisco Jiménez Gálvez
CAPÍTULO 10 Cuidado del paciente�� 133
PARTE 3 • Anatomía seccional y procedimientos en imagen
CAPÍTULO 11 Neuroimagen�� 143
Jorge Mario Sánchez Reyes y Joaquín Costa Subias
CAPÍTULO 12 Musculoesquelético�� 171
Consuelo Paloma Chimeno Herrero
CAPÍTULO 13 Abdomen�� 189
Luis Alberto Mullor Delgado y Manuel Delgado Márquez
CAPÍTULO 14 Angiografía por RM�� 215
Karina Paola Rodríguez Rosales y Rodrigo Pastorín Salís
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Índice de capítulos
vi
CAPÍTULO 15 Mama�� 241
Manuel Delgado Márquez y Luis Alberto Mullor Delgado
CAPÍTULO 16 Técnicas avanzadas�� 253
César Canales Pimentel y Marly Pierina Rubio Sierra
Glosario�� 265
Respuestas de la autoevaluación�� 275
Respuestas de los casos prácticos�� 277
Índice alfabético�� 279
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vii
Durante mis años de médico radiólogo he vivido
la evolución de la resonancia magnética, que ha
permitido realizar estudios con mayor resolu-
ción y con marcada reducción en su duración,
proporcionando un gran avance en el estudio de
las diversas áreas de la anatomía humana y de
mostrando una gran utilidad en áreas impensa-
bles hasta hace pocos años, como el corazón,
la mama o la próstata, entre otras. Los equipa-
mientos actuales permiten estudios del cuerpo
entero y la realización de técnicas funciona
les como la difusión-perfusión y la espectroscopia,
consiguiendo una mejor caracterización tisular
de las lesiones.
El conocimiento técnico es fundamental para
la realización de estudios de calidad, siendo vi
tal la colaboración entre técnico y radiólogo. En
misañosdemédicoheaprendidomuchodelostéc
nicos en imagen para el diagnóstico, que me han
ayudado a optimizar los protocolos, mejorando
los tiempos y la calidad de los estudios para llegar
a lo que me parece más importante en el trabajo
diario: lograr la mejor atención al paciente, lo que
se traduce en un diagnóstico correcto.
En el presente libro se cubren las diferentes
áreas de la resonancia magnética, permitiendo
una mejor comprensión de la técnica y resul-
tando de utilidad para técnicos, residentes y médi
cos en general. Creo que el libro proveerá al lector
de una revisión de los aspectos esenciales de la
resonancia magnética.
Santiago E. Rossi
Director Médico
Centro de Diagnóstico Dr. Enrique Rossi
Buenos Aires, Argentina
PRÓLOGO
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ix
Es un honor y un placer participar en esta obra
necesaria en el mercado bibliográfico de la técnica
radiológica de la resonancia magnética.
En el año 1983 se instaló la primera resonancia
magnética en España, en el Centro Diagnóstico
Pedralbes de Barcelona. En el transcurso de tan
solo treinta y un años, esta técnica ha experimen-
tado una importantísima evolución tecnológica y
de aplicaciones en la práctica médica.
En muchas ocasiones, el colectivo de técni-
cos superiores de imagen para el diagnóstico
(TSID) y los centros de enseñanza han deman-
dado una obra de este tipo, y no me cabe la me
nor duda de la calidad de sus contenidos y de
que servirá como guía de recuerdo para los más
veteranos y de libro de estudio para aquellos estu
diantes técnicos de este campo de la radiología,
ya que estas páginas abarcan desde los princi
pios básicos de física e instrumentación hasta el
desarrollo de técnicas funcionales, secuencias, me
dios de contraste, cuidados al paciente, etc.
Tenemos que agradecer las inquietudes cien-
tífico-técnicas de algunos compañeros, ya que
gracias a ellos se ha podido llevar a cabo el desa-
rrollo de este libro. Trabajando codo con codo,
técnicos y radiólogos editan una obra de gran
valor para el colectivo.
Mi más sincera enhorabuena y mis felicitacio-
nes por la obra.
María Jesús Suárez Hernández
Presidenta
Asociación Española de Técnicos en Radiología
(AETR)
PREFACIO
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xi
TSID en el Servicio de Radiodiagnóstico,
Hospital Universitario de Getafe, Madrid,
España.
Cesar Canales Pimentel
Médico adjunto y facultativo especialista de área
en el Servicio de Radiodiagnóstico, Hospital
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Profesor asociado, Ciclo Formativo Grado
Superior en Imagen para el Diagnóstico,
TSID, Centro de Estudios Profesionales Santa
Gema, Madrid, España. Jefe de Servicio y
facultativo especialista de área en el Servicio
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario
de Getafe, Madrid, España. Profesor asociado,
Departamento de Diagnóstico por Imagen,
Facultad de Medicina, Universidad Europea de
Madrid, Villaviciosa de Odón, Madrid, España.
Jorge Cobos Alonso
Profesor asociado, Departamento de
Diagnóstico por Imagen, Facultad de Medicina,
Universidad Europea de Madrid, Villaviciosa de
Odón, Madrid, España. Profesor colaborador,
Ciclo Formativo Grado Superior en Imagen
para el Diagnóstico, TSID, Centro de Estudios
Profesionales Santa Gema, Madrid, España.
Médico adjunto y facultativo especialista
de área en el Servicio de Radiodiagnóstico,
España. Miembro de la SERAM, España.
María Teresa Corbalán Sevilla
Médico interno residente en el Servicio
de Radiodiagnóstico, Hospital
Joaquín Costa Subias
Profesor asociado y coordinador, Departamento
de Diagnóstico por Imagen, Facultad de
Medicina, Universidad Europea de Madrid,
Villaviciosa de Odón, Madrid, España. Médico
adjunto y facultativo especialista de área en
el Servicio de Radiodiagnóstico, Hospital
Manuel Delgado Márquez
Profesor colaborador, Ciclo Formativo Grado
Gema, Madrid, España. Médico adjunto y
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario de
Getafe, Madrid, España. Profesor colaborador,
Departamento de Diagnóstico por Imagen,
Facultad de Medicina, Universidad Europea de
Madrid, Villaviciosa de Odón, Madrid, España.
Profesor asociado, Departamento de
Radiología, Universidad de la Cruz Roja,
Lisboa, Portugal. TSID, Servicio de Radiología,
España. Secretario general de la Asociación
Española de Técnicos en Radiología, España.
TSID en el Servicio de Radiología, Hospital
Santiago Mahillo Cáceres
TSID en el Servicio de Radiología, Hospital
Luis Alberto Mullor Delgado
España. Socio de la Sociedad Española de
Radiología Médica, España.
Lara Núñez Moreno
Getafe, Madrid, España.
Rodrigo Pastorín Salís
Hospital Infanta Leonor, Madrid, España.
Damaris Rodríguez García
Gema, Madrid, España. TSID en el Servicio de
Radiología, Hospital Universitario de Getafe,
Madrid, España.
Karina Paola Rodríguez Rosales
Médico adjunto y facultativo especialista en
Radiodiagnóstico, Hospital Universitrio de
Gema, Madrid, España. TSID en el Servicio de
Radiología, Hospital Universitario de Getafe,
Madrid, España.
COLABORADORES
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Colaboradores
xii
Marly Pierina Rubio Sierra
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario
de Getafe, Madrid, España.
Jorge Mario Sánchez Reyes
Profesor colaborador, Departamento de
Diagnóstico por Imagen, Facultad de Medicina,
Universidad Europea de Madrid, Villaviciosa
de Odón, Madrid, España. Médico adjunto y
Profesor asociado, Departamento de Procesado
de Imagen II y Departamento de Informática,
Grado en Radiología, Escuela Superior de Salud
de la Cruz Roja Portuguesa, Lisboa, Portugal. Pro
fesor asociado, Departamento de Imagen I, TSID,
Centro de Estudios Profesionales Santa Gema,
Madrid, España. TSID, Servicio de Radiodiagnós-
tico, Hospital Universitario de Getafe, Madrid,
España. Vicesecretario general y director de Tecno-
logía Radiológica, revista de la Asociación Española
de Técnicos en Radiología (AETR), España.
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1
PARTE
Principios físicos
e instrumentación
1. Fundamentos de la RM 3
2. Contraste tisular 13
3. Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM 21
4. Parámetros técnicos en la obtención de imágenes 31
5. Formación de imagen 41
6. Secuencias aplicadas en RM 55
7. Artefactos en RM 83
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3
© 2015. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
Santiago Mahillo Cáceres y María Teresa Corbalán Sevilla
INTRODUCCIÓN. EVOLUCIÓN
TECNOLÓGICA DE LA RM
La resonancia magnética (RM) se ha convertido
en una técnica de obtención de imágenes funda-
mental, incluida en múltiples protocolos diag-
nósticos, debido en gran parte a que no utiliza
radiaciones ionizantes. No obstante, es una de las
técnicas que conlleva mayores dificultades con-
ceptuales debido a sus complicados principios
físicos, los cuales se describen en los diferentes
apartados que componen este capítulo. Pero
antes de emprender la andanza por sus funda-
mentos, es esencial echar la vista atrás en un breve
recorrido histórico por quienes contribuyeron
en el desarrollo de la RM tal y como se la conoce
hoy en día.
Uno de los cimientos no sólo de la RM, sino
también de la tomografía computarizada y de
gran parte de la tecnología actual, es la trans-
formada de Fourier, expresión perteneciente a la
obra Théorie analytique de la chaleur publicada
en 1822 por el famoso matemático francés Jean
Baptiste Joseph Fourier, más de un siglo antes de
que Bloch y Purcell, considerados por algunos los
padres de la RM, fueran galardonados en 1952
con el Premio Nobel en Física.
Otro concepto fundamental, que ya desde
1920 empezaron a plantear varios físicos, es el
del espín nuclear. Uno de estos físicos, Wolfgang
Pauli, propuso su existencia y la del momento
magnético del protón en un intento de explicar
la estructura hiperfina del espectro atómico. En
1940, Felix Bloch publicó un método cuantitativo
para medir el momento magnético del núcleo,
pero la Segunda Guerra Mundial interrumpió
de forma temporal las investigaciones en este
campo.
Una vez finalizada la guerra, dos grupos inde-
pendientes de investigadores capitaneados por
el físico Felix Bloch (Universidad de Stanford) y el
ingeniero eléctrico Edward M. Purcell (Universidad
de Harvard) retomaron sus anteriores trabajos
sobre la medición de la resonancia magnética
en materia condensada. Ambos investigadores
llegaron a conclusiones similares, y describieron
que algunos núcleos atómicos colocados en un
campo magnético y estimulados con una onda de
radiofrecuencia son capaces de absorber energía.
Posteriormente estos núcleos liberan la energía ex
cedente, transmitiendo así ondas de radio que
pueden ser captadas mediante una antena; pre-
cisamente en esto se basa la imagen por RM. Los
dos trabajos se publicaron simultáneamente y
obtuvieron un gran reconocimiento que les sirvió
para ganar el Premio Nobel.
En las dos décadas siguientes varios científicos
partieron de este punto para realizar progresos
significativos en la aplicación de la RM en medi-
cina, estudiando los tiempos de relajación en san-
gre y músculo, el concepto de difusión y la adqui-
sición de señales en modelo animal. Entre ellos,
el médico estadounidense Raymond Damadian
demostró en su trabajo “Tumor detection by nu-
clear magnetic resonance”, publicado en la revista
Science en 1971, que los tiempos de relajación del
agua presente en tumores de hígado y riñón de
ratas diferían de los del tejido normal, resultados
que posteriormente corroboró en tejido humano.
Introducción. Evolución tecnológica
de la RM 3
La física de la RM 4
Propiedades de la materia.
Diamagnetismo y paramagnetismo 4
Campos magnéticos y electricidad 4
Núcleo atómico. Núcleo
de hidrógeno 5
Movimiento de precesión 6
Ecuación de Larmor 7
Estados energéticos. Protones
en paralelo y antiparalelo 7
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PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
4
En 1973, Paul Lauterbur (Universidad de Nue
va York) planteó la codificación espacial de la
señal aplicando gradientes magnéticos en tres pla
nos; gracias a ello consiguió las primeras imáge
nes tomográficas de objetos obtenidas mediante
técnicas de RM. De forma simultánea, el físico
inglés Peter Mansfield hizo una descripción ma
temática de la transformación de una señal tem
poral en una representación espacial e intro
dujo el concepto del espacio K. Estos hallazgos
revolucionaron el mundo de la imagen, trazando
el camino a seguir por otros investigadores. Así
por ejemplo, Vahan Damadian construyó en 1976
un tomógrafo de RM de cuerpo entero, publicó
en Science la primera imagen de un tumor en una
rata y años más tarde reconstruyó la imagen de un
tórax, y en 1979 Bill Moore obtuvo las primeras
imágenes tomográficas de la cabeza. Por estos
trabajos y su posterior trascendencia, Peter Mans-
field y Paul C. Lauterbur fueron galardonados
con el premio Nobel de Fisiología y Medicina en
2003, quedando al margen Damadian, motivo
de gran polémica.
El primer equipo para obtener imágenes por
RM se instaló en 1981, y en 1983 el American
College of Radiology consideró la RM como una
técnica estándar en el campo del diagnóstico clí-
nico. A partir de entonces las grandes compañías
comerciales vieron el potencial de la RM, hecho
que aceleró los estudios en nuevas técnicas y
equipamiento. Así, en 1986 Herning y su equipo
empezaron a desarrollar las secuencias rápidas
denominadas spin eco y casi simultáneamente,
las aún más rápidas eco de gradiente.
Desde ese momento hasta la actualidad, la
evolución tecnológica en el ámbito de la RM
no ha tenido pausas, y cada vez las máquinas
son más potentes, los estudios más rápidos, la
resolución más precisa y los cortes más finos, y
además existen multitud de aplicaciones a las que
se dedican otros capítulos de este libro.
LA FÍSICA DE LA RM
El objetivo de este apartado consiste en realizar
una breve introducción de la física básica de la
RM, en un intento de aprender de forma sencilla
los mecanismos mediante los cuales se obtienen
las imágenes, algo fundamental en una técnica
en la que la imagen cambia drásticamente depen-
diendo de cómo se lleve a cabo la adquisición de
datos. Para empezar, es preciso familiarizarse con
la definición de RM e ir desarrollando a posteriori
algunos conceptos más específicos.
La RM es un fenómeno físico fundamentado
en las propiedades mecanicocuánticas de los nú-
cleos atómicos y se basa en la inducción de transi-
ciones entre diferentes estados de energía. Ocurre
al someter partículas (electrones y protones) de
núcleos atómicos de número impar a un potente
campo magnético, de forma que éstos puedan
absorber selectivamente energía en la frecuencia
de ondas de radio (8 a 130 MHz) dentro del es-
pectro electromagnético.
Por otro lado, la imagen por RM en medicina
es una técnica diagnóstica en la que se introduce
al paciente en un campo magnético creado por
un gran imán y mediante la aplicación de ondas
electromagnéticas se consigue la “resonancia”
de los núcleos de sus átomos y posteriormente
se recoge la energía liberada en forma de señal.
Dado que los distintos tejidos devuelven una se-
ñal específica, ésta se puede transformar en una
imagen tomográfica si es tratada adecuadamente,
obteniendo imágenes de gran precisión de las
distintas partes del cuerpo.
La RM es una interacción entre un campo
magnético externo, ondas de radiofrecuencia
y núcleos atómicos. Cuando se somete
a un cuerpo a un campo magnético y
posteriormente se lo estimula mediante ondas
electromagnéticas (ondas de radiofrecuencia),
se consigue la resonancia de los núcleos de sus
átomos. La base de la obtención de imágenes
radica en medir la energía liberada y el tiempo
en que vuelven a su estado de relajación
una vez que dejan de estar estimulados.
Propiedades de la materia.
Diamagnetismo y paramagnetismo
Según el comportamiento de un material al ser
sometido a un campo magnético, se puede clasi-
ficar en tres categorías: paramagnético, diamag-
nético y ferromagnético.
Los materiales paramagnéticos son débilmente
atraídos hacia la zona más intensa del campo
magnético. Éste alinea todos los momentos mag-
néticos ya existentes que componen el material,
produciendo un momento magnético global que
se suma al del campo magnético.
Los materiales diamagnéticos son aquellos
que son débilmente repelidos hacia las regiones
de menor campo magnético. Cuando se introdu-
ce un material diamagnético en un campo mag-
nético, se induce en él un momento magnético
de sentido opuesto al campo.
Por último, los materiales ferromagnéticos
son fuertemente atraídos hacia la zona de mayor
intensidad del campo.
Campos magnéticos y electricidad
Gran parte de los fenómenos observables en
la naturaleza se pueden entender en forma de
interacciones entre fuerzas, como es el caso del
electromagnetismo. De forma resumida, esta in-
teracción se basa en el hecho de que los campos
magnéticos se generan por partículas cargadas
eléctricamente, que están en movimiento.
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CAPÍTULO 1
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sin
autorización
es
un
delito.
La carga eléctrica es una propiedad intrínseca
y fundamental de las partículas elementales que
forman la materia. Habitualmente, la materia
posee el mismo número de cargas positivas que
negativas, por lo que es neutra. Un cuerpo está
cargado eléctricamente cuando posee un exceso
de carga en uno u otro sentido, siendo entonces
capaz de ejercer una fuerza eléctrica con otros
cuerpos cargados (las partículas con cargas igua-
les se repelen y con carga contraria se atraen).
Cuando además estas partículas se encuentran
en situación de movimiento, aparece la fuerza
magnética.
Toda fuerza lleva asociado un campo. Se habla
en este contexto de campo magnético y campo
eléctrico. Tanto las fuerzas como sus campos
asociados son magnitudes vectoriales y para ser
definidas necesitan una magnitud, una dirección
y un sentido. La carga es el elemento básico del
campo eléctrico, mientras que el dipolo o mo-
mento dipolar magnético lo es para el campo
magnético. El momento magnético es un vector
perpendicular a la dirección del movimiento que
tienen las cargas que lo han generado. Un ejem-
plo de ello son los electrones girando en torno
al núcleo.
Como se verá en el siguiente apartado, el
núcleo del átomo se comporta como un campo
magnético similar al de un imán en barra debido
a sus protones con carga positiva (fig. 1.1), mien-
tras que los electrones girando a su alrededor
representan el momento magnético.
Los campos magnéticos se miden en unidades
conocidas como teslas (T).
Núcleo atómico. Núcleo de hidrógeno
El átomo está formado por tres partículas elemen-
tales: los protones y los neutrones, que se encuen-
tran en una pequeña región central denominada
núcleo, y los electrones, que giran en torno al nú
cleo en un área hasta 10.000 veces mayor, la lla
mada corteza. Sin embargo, prácticamente toda
la masa del átomo se concentra en el núcleo, y se
llama número másico al número total de proto-
nes y neutrones.
Los protones poseen carga positiva y los elec-
trones, negativa; por eso, al estar formados por el
mismo número de protones que de electrones, los
átomos son eléctricamente neutros. El número de
protones que tiene un átomo es el número ató-
mico. Los átomos con el mismo número atómico
determinan un elemento químico, mientras que
el número de neutrones varía en los distintos
isótopos que existen de un elemento. El elemento
más simple es el hidrógeno, que está formado
únicamente por un protón y un electrón.
Para la obtención de imágenes en RM se utilizan
los átomos de hidrógeno, en cuyo núcleo sólo
hay un protón, ya que son los más abundantes
en el cuerpo humano.
En el cuerpo humano hay gran cantidad de áto-
mos de hidrógeno, debido a su alta proporción en
agua. El núcleo del átomo de hidrógeno contiene
un único protón, que gira de forma constante al-
rededor de su eje, actuando como una carga eléc-
trica en continuo movimiento. Este movimiento
intrínseco del protón se llama espín y es la base
del magnetismo del núcleo (fig. 1.2).
El espín nuclear es una característica intrínseca
del núcleo de hidrógeno. Consiste en que el
protón gira de forma continua alrededor de su
eje, comportándose así como un pequeño imán.
Cuando el átomo de hidrógeno no se ve sometido
a una fuerza externa, muestra una disposición
totalmente aleatoria, apuntando en cualquier
dirección del espacio; así globalmente existe una
FIGURA 1.1
Esquema del campo magnético de un imán en barra.
FIGURA 1.2
Esquema representativo del espín de un protón.
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PARTE 1
6
anulación mutua y se da un equilibrio electro-
magnético (fig. 1.3).
Los estudios de imagen por RM se basan en
el comportamiento de estos núcleos de hidró-
geno bajo la influencia de campos magnéticos
externos. Cuando se somete a un paciente a un
campo magnético, los protones de los átomos
de hidrógeno presentes en los tejidos, que se
comportan como pequeños imanes, se alinean
con dicho campo magnético, unos en paralelo y
otros en antiparalelo (fig. 1.4). Una vez alineados,
son estimulados con una onda de radiofrecuencia
y cambian su orientación, es decir, los protones
entran en resonancia. Al interrumpir la onda de
radiofrecuencia, los núcleos liberan energía en
forma de onda electromagnética y vuelven a su
situación inicial, proceso que se conoce como
tiempo de relajación. Este tiempo de relajación
y las diferencias en la densidad de protones pre-
sentes en los tejidos determinarán la intensidad
de la señal.
Movimiento de precesión
Ya se ha descrito cómo los protones se alinean
con un movimiento sobre su propio eje al so-
meter al organismo a la presencia de un campo
magnético externo. Este proceso de alineación se
acompaña de un movimiento similar al de una
peonza, es decir, no gira en una posición vertical
exacta, sino que en el extremo del eje dibuja una
FIGURA 1.3
Distribución aleatoria en un conjunto de átomos de hidrógeno sin someterlos a un campo magnético.
FIGURA 1.4
Distribución orientada en paralelo y antiparalelo de átomos de hidrógeno sometidos a un campo magnético.
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CAPÍTULO 1
7
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circunferencia en torno a la dirección del campo
magnético hasta que consigue alinearse con él.
Este fenómeno se conoce como movimiento de
precesión (fig. 1.5) y se produce por la interac-
ción del campo magnético externo y el campo
magnético nuclear.
En presencia de un campo magnético externo,
los protones se alinean con éste siguiendo un
movimiento de precesión similar a una peonza,
resultado de la interacción del campo
magnético nuclear y el campo magnético
externo.
Ecuación de Larmor
Como se ha dicho anteriormente, cuando se colo-
ca a un paciente en un campo magnético externo,
los protones se alinean con dicho campo en un
movimiento de precesión y a una determinada
velocidad angular, denominada frecuencia de
precesión de Larmor. Para poder perturbar estos
protones, el pulso de radiofrecuencia que se envíe
debe ser de la misma frecuencia que la frecuencia
de precesión que tienen, y para ello se utiliza la
ecuación de Larmor, resultante del producto de
dos parámetros:
Bo
ω = ⋅γ
donde w es la frecuencia de precesión en mega-
hercios (MHz), Bo es la fuerza del campo mag-
nético externo (T) y g es la constante o relación
giromagnética, característica para cada núcleo,
que se mide en MHz/T (en el caso del hidrógeno
es de 42,5 MHz/T).
Los protones alineados pueden absorber energía
cuando son expuestos a ondas de radiofrecuencia,
siempre que éstas tengan la misma frecuencia de
precesión que los protones, lo que se puede
calcular con la ecuación de Larmor.
Estados energéticos. Protones
en paralelo y antiparalelo
En un campo magnético, los protones pueden
tener dos estados energéticos:
1. estado paralelo o estado de baja energía, en
el que los protones se encuentran alineados
con el campo magnético externo, y
2. estado antiparalelo o estado de alta energía,
en el que los protones han sido estimulados
por ondas de radiofrecuencia (a la frecuencia
de Larmor) y han absorbido energía.
El vector de magnetización de los protones paralelos
tiene el mismo sentido que el del campo magnético
externo, mientras que el de los antiparalelos tiene
el sentido opuesto. Los protones se reparten casi
de forma equitativa entre el sentido paralelo y el
antiparalelo, pero siempre existe un pequeño exceso
de protones en paralelo, es decir, en estado de baja
energía. Aunque esta diferencia es muy pequeña
(como ejemplo, en un campo magnético de 0,5 T
y a temperatura corporal es de 2 por millón), hace
posible la producción de señal en RM. La separa-
ción entre los dos niveles de energía –paralelo y
antiparalelo– es proporcional al campo magnéti-
co, siendo la señal de resonancia magnética mejor
cuanto mayor sea el campo magnético aplicado.
Dentro de un campo magnético, los protones se
reparten en estado paralelo y antiparalelo, con
un pequeño exceso en estado paralelo o de baja
energía.
La descripción anterior es válida desde el punto
de vista del átomo y ayuda a entender qué ocurre
a escala macroscópica.
MAGNETIZACIÓN LONGITUDINAL
En RM se trabaja con el momento magnético
total, que resulta de la suma de todos los mo-
mentos magnéticos individuales de cada núcleo.
En ausencia de campo magnético, los protones
se distribuyen uniformemente, lo que supone la
anulación de sus fuerzas. Recuerde que los proto-
nes se alinean con el campo magnético externo al
que están sometidos y que habrá más protones en
sentido paralelo. El exceso de protones en parale-
lo origina un vector de magnetización o momento
magnético (M), cuya magnitud es directamente
proporcional a la intensidad del campo magnéti-
co externo y tiene su misma dirección. Este vector
se conoce como magnetización longitudinal, que
precesiona sobre el eje del campo magnético ex-
terno a la frecuencia de Larmor (fig. 1.6).
La magnetización neta en equilibrio es paralela
al eje z del campo magnético externo y se
conoce como magnetización longitudinal.
El valor de este vector depende de la densidad de
protones, de modo que cuantos más protones
haya en el tejido estudiado, mayor será su valor.
FIGURA 1.5
Esquema gráfico del movimiento de precesión de un protón.
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PARTE 1
8
APLICACIÓN DE PULSOS DE RADIOFRECUENCIA
Cuando los protones se encuentran en estado de
equilibrio, alineados con el campo magnético y
formando el vector de magnetización longitudi-
nal, se puede utilizar este vector para obtener la
señal de RM, pero no se puede cuantificar porque
está en paralelo a las líneas del campo magnéti-
co externo. Para hacerlo, se necesita cambiar su
posición, lo que se consigue enviando un pulso
de radiofrecuencia.
Existen dos tipos de pulsos de radiofrecuencia:
1. un pulso de 90°, que hace que el vector de
magnetización longitudinal (z) gire en trans-
versal hacia el eje xy (fig. 1.7), y
2. un pulso de 180°, que hace que la magne-
tización gire hacia el eje z pero en sentido
opuesto a la dirección del campo magnético
principal (fig. 1.8).
Pero no todo pulso perturba a los protones. Como
ya se ha comentado al hablar de la ecuación de
FIGURA 1.6
Esquema gráfico de la magnetización longitudinal.
FIGURA 1.7
Pulso de radiofrecuencia a 90° sobre el vector de magnetización longitudinal.
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CAPÍTULO 1
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Larmor, el pulso de radiofrecuencia debe tener la
misma frecuencia de precesión que los protones.
En este caso los protones son capaces de captar
energía y pasar de estar en paralelo con respecto
al campo magnético a estar en antiparalelo, que
es un estado de mayor energía, entrando así en
resonancia. Cuanto más fuerte y más prolongado
sea el pulso de radiofrecuencia, más protones
girarán.
Cuando los protones se desplazan del estado
de baja energía al de alta energía, lo hacen por un
doble movimiento de precesión llamado movi-
miento de nutación; al desplazarse describen un
ángulo de rotación o slip angle (fig. 1.9) y se dice
que los protones o espines están en fase.
MAGNETIZACIÓN TRANSVERSAL
La RM puede detectarse sólo si se crea una mag
netización transversal, perpendicular a la longitu
dinal, que es capaz de inducir una tensión a una
bobina receptora.
Si se aplica un pulso de radiofrecuencia con
90° que además gire de forma sincronizada
con los espines en precesión, se logrará que el
vector de magnetización longitudinal se aparte
de su orientación de equilibrio. Cuando la on-
da de radiofrecuencia es capaz de inducir en la
magnetización neta un giro de 90°, la magne-
tización longitudinal se convierte en transversal
(fig. 1.10).
Un pulso de radiofrecuencia en la frecuencia de
Larmor reorienta la magnetización longitudinal
hacia el plano transversal, magnetización que
podemos detectar.
RELAJACIÓN TRANSVERSAL Y RELAJACIÓN
LONGITUDINAL
Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los
protones que han captado energía comienzan a
ceder la energía excedente para volver al estado de
equilibrio, fenómeno que se conoce como relaja-
ción. La relajación no es un proceso espontáneo,
sino que necesita que las estructuras del entorno
sean capaces de absorber esa energía, es decir, se
produce un trasvase de energía de los protones a
las moléculas de su alrededor.
Esta cesión de la energía sucede de dos formas
de manera simultánea. Por un lado, los protones
pierden la fase de precesión y, por otro, vuelven
a alinearse con el campo magnético en sentido
paralelo. Se denomina relajación longitudinal,
relajación T1 o relajación espín-red al fenómeno
de realineamiento en paralelo con el eje z. El
fenómeno de pérdida energética en el plano xy
se denomina relajación transversal o relajación
espín-espín, y está relacionada sobre todo con la
pérdida de fase de los protones.
FIGURA 1.8
Pulso de radiofrecuencia a 180° sobre el vector de magnetización longitudinal.
FIGURA 1.9
Representación del ángulo de nutación (slip angle).
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PARTE 1
10
El retorno al equilibrio induce modificaciones
en el campo magnético capaces de producir una
señal eléctrica que puede ser recogida por una an
tena receptora y obtener así las imágenes de RM.
Esta señal eléctrica se conoce como Free Induc
tion Decay (FID) y es una señal sinusoide amorti
guada.
Estudiando la señal de la relajación y me-
diante los parámetros T1 y T2, se puede obtener
información sobre la densidad de los protones y
el medio en el que se encuentran.
T1-T2
Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, la ener-
gía absorbida por los protones se libera al medio,
pasando éstos a un estado de menor energía y
recuperando la magnetización longitudinal. Esta
recuperación es diferente para cada tipo de tejido,
ya que no todos los protones se relajan al mis-
mo tiempo porque se encuentran en distintas es-
tructuras moleculares. El T1 de un tejido se define
como el tiempo que tarda en recuperarse el 63%
de su magnetización longitudinal.
Cuanto más corto sea el T1 de un tejido, es de-
cir, cuanto menos tiempo tarden los protones de
sus moléculas de hidrógeno en volver a su estado
de reposo y recuperar su vector de magnetización
longitudinal, más hiperintenso se visualizará. Un
ejemplo es la grasa, que tiene un T1 corto, lo que
hace que se muestre con mayor intensidad, más
brillante; otro ejemplo es el hígado, que tiene un
T1 más corto que el bazo, por lo que la señal del
hígado será más intensa que la del bazo.
En el cerebro, el líquido cefalorraquídeo tie-
ne un T1 muy largo, ya que los protones de sus
moléculas de hidrógeno tardan más en volver a
su estado de reposo. Esto se traduce en una señal
poco intensa. Por otro lado, como la sustancia
gris tiene un T1 más largo que la sustancia blanca,
se puede ver la sustancia gris hipointensa con res-
pecto a la sustancia blanca.
El tiempo de relajación T2 de un tejido se
define como el tiempo que tarda en perderse el
63% de la magnetización transversal o, lo que
es lo mismo, el tiempo que tarda en recuperar-
se el 37% de su valor inicial. El T2 mide por
tanto el tiempo que los protones permanecen
en fase después de un pulso de radiofrecuencia.
Este desfase se ve favorecido por los pequeños
cambios magnéticos de los núcleos vecinos de
cada protón. El T2 también se denomina relaja-
ción espín-espín, porque los protones pierden
la coherencia de fase, dejando de precesar sin-
crónicamente.
El agua tiene un T2 largo; por lo tanto, todos
los tejidos con componente líquido tendrán
una señal mayor y se verán hiperintensos; así
por ejemplo, el líquido cefalorraquídeo, que
tiene un elevado porcentaje de agua en su com-
posición y por tanto un T2 largo, se verá hiper
intenso.
En realidad la relajación transversal se realiza
en paralelo a la recuperación longitudinal, por lo
que no existen imágenes T1 y T2 puras, sino que
todas las imágenes de RM tienen componentes
T1 y T2. Lo que sucede es que al determinar los
parámetros de exploración, se elige que cada
imagen tenga un predominio T1 o T2, es decir,
se elige la potenciación en T1 o en T2 de cada
imagen.
FIGURA 1.10
Incidencia de la radiofrecuencia sobre la magnetización longitudinal para convertirla en transversal.
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CAPÍTULO 1
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AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Cuál de las siguientes no es una característica
del átomo de hidrógeno?
a. Su número atómico es 1.
b. Está formado por una sola partícula ele-
mental llamada protón.
c. El protón del núcleo representa práctica-
mente la totalidad de la masa del átomo.
d. La carga eléctrica del protón es positiva.
e. Es el átomo más abundante en el cuerpo
humano.
2. Entre los siguientes enunciados, indique la
respuesta falsa:
a. Cuando se encuentran en movimiento,
las partículas cargadas eléctricamente son
capaces de generar un campo magnético.
b. El magnetismo del núcleo se basa en el
movimiento continuo alrededor de su eje
o espín nuclear.
c. Los protones se encuentran alineados en
paralelo cuando no están sometidos a un
campo magnético externo.
d. Los protones en paralelo se encuentran en
estado de baja energía.
e. Los protones pasan a estado antiparalelo
cuando son estimulados por ondas de
radiofrecuencia.
3. Respecto a la ecuación de Larmor:
a. Se usa para calcular la velocidad de giro
del espín nuclear.
b. Sirve para calcular la frecuencia de prece-
sión de los protones.
c. Sirve para calcular la carga eléctrica del
átomo.
d. Uno de los parámetros de la ecuación es
la fuerza del campo magnético y se mide
en MHz.
e. La constante giromagnética es la misma
para todos los átomos.
4. Señale la respuesta falsa:
a. El vector de magnetización longitudinal
se encuentra en paralelo con el campo
magnético externo.
b. Para poder cuantificar el vector de mag-
netización es necesario modificar su
dirección aplicándole un pulso de radio-
frecuencia.
c. La magnetización transversal se produce
cuando la onda de radiofrecuencia es
capaz de inducir un giro de 90° sobre el
momento magnético.
d. Para que un pulso de radiofrecuencia es-
timule a los protones, debe tener la misma
frecuencia de precesión que los protones.
e. Un pulso de radiofrecuencia con la fre-
cuencia de Larmor reorienta la magnetiza-
ción longitudinal en sentido opuesto a la
dirección del campo magnético principal.
5. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones no se
puede aplicar al tiempo de relajación T1?
a. Se denomina también tiempo de relaja-
ción espín-espín.
b. Se denomina también tiempo de relaja-
ción longitudinal.
c. Representa el tiempo que tardan los pro-
tones de hidrógeno en recuperar el vector
de magnetización longitudinal.
d. El T1 de un tejido se define como el tiem-
po que tarda en recuperarse el 63% de su
magnetización longitudinal.
e. Los tejidos con un T1 corto se visualizan
más hiperintensos.
Bibliografía
Almadoz T. Guía práctica para profesionales de resonancia
magnética. Bilbao: Osatek; 2003.
Bradley W, Stark D. Resonancia magnética. 3.ª ed. Madrid:
Harcourt/Elsevier; 2000.
Bushong SC. Manual de radiología para técnicos. Física, bio-
logía y protección radiológica. 9.ª ed. Barcelona: Elsevier;
2010.
Canals M. Historia de la resonancia magnética. De Fourier
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2008;(14):39-45.
Elmaoglu M. MRI Handbook.: MR Physics, patient positioning
and protocols. New York: Springer; 2012.
Oleaga Zufiría L, Lafuente Martínez J. Aprendiendo los fun-
damentos de la resonancia magnética. Monografía Seram.
Madrid: Panamericana; 2007.
Pooley RA. AAPM/RSNA Physics tutorial for residents: funda
mental physics of MR imaging. Radiographics 2005;25(4):
1087-99.
Westbrook C. MRI in practice. 4.ª ed. Oxford: Wiley-Blackwell;
2008.
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13
CAPÍTULO 2
Contraste tisular
Introducción 13
Contraste de los tejidos 13
Parámetros intrínsecos 13
Parámetros extrínsecos 15
Resumen 17
INTRODUCCIÓN
El contraste es un elemento clave en la imagen,
necesario para realizar diagnósticos, y se puede
definir como la intensidad que permite diferen-
ciar estructuras anatómicas adyacentes o vecinas.
En la imagen de RM, el contraste entre los dife-
rentes tejidos se produce por una interacción com-
pleja entre múltiples variables, unas intrínsecas,
inherentes al propio tejido, y otras extrínsecas,
dependientes de factores técnicos o de aplicaciones.
En la RM, como sucede en otras técnicas de ima-
gen médica (radiología convencional o tomografía
axial computarizada), el contraste depende de la
relación señal/ruido, pero la superioridad obtenida
en la RM se relaciona con su mayor capacidad de
analizar y utilizar más variables de las caracterís-
ticas tisulares. Por ello, a diferencia de otras técni-
cas, el uso de contraste externo es menos frecuente.
El excelente detalle de las estructuras anatómi-
cas y sus anomalías en áreas tales como el sistema
nervioso central o en regiones musculoligamen-
tosas, hacen de la RM una modalidad de elección
para diagnosticar las patologías.
Una imagen diagnóstica debe mostrar
diferencias de contraste entre la anatomía
normal y la patológica. Si no existe diferencia de
contraste, es imposible llegar a un diagnóstico.
CONTRASTE DE LOS TEJIDOS
El contraste de la imagen está controlado por una
serie de factores que deben ser entendidos para
poder obtener una imagen con calidad diagnóstica.
Parámetros intrínsecos
Los parámetros intrínsecos son aquellos que no
se pueden cambiar porque son inherentes a los
tejidos.
Para poder obtener una imagen de RM, en
primer lugar se aplica un pulso de radiofrecuencia
que provoca que los protones de los distintos
tejidos entren en fase. Al finalizar el pulso de
radiofrecuencia, los protones buscan el equilibrio
electromagnético, produciéndose una liberación
de energía que se recoge en forma de señal eléc-
trica. Al mismo tiempo se produce un desfase de
los protones, por lo que habrá una disminución
de la magnetización transversal.
Después de la fase de excitación, la relajación
de cada tejido tiene unas características específicas
para la señal de RM. Por este motivo se considera
un factor intrínseco, que condiciona el contraste
de la imagen. Cada tejido tiene una relajación
diferente, y por ello, una señal de RM diferente,
expresada en el contraste tisular. Un mismo teji-
do puede presentar contrastes diferentes al estar
enfermo o haber un tumor; en estos casos en la
imagen se aprecian áreas de alta señal y áreas de
baja señal.
Otro factor intrínseco del contraste es el
número o la densidad de protones en el tejido
a estudiar, que tiene una relación directa con la
señal y con el contraste.
RELAJACIÓN T1 Y CONTRASTE T1
El tiempo de relajación es un concepto clave para
entender el contraste de los tejidos en la imagen.
El tiempo de relajación T1, explicado en el
capítulo 1, Fundamentos de la RM, es el tiempo
que necesitan los protones para volver a su estado
inicial una vez ha cesado el pulso de excitación.
Los protones de los tejidos recuperan la magneti-
zación longitudinal de manera creciente. En este
tiempo, llamado T1, el espín interacciona con el
entorno que le rodea, y por ello cada tejido tiene
un T1 diferente.
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PARTE 1
14
El T1 no sólo depende del tejido (tiene relación
directa con la tasa de crecimiento de la magnetiza-
ción longitudinal), sino también de la fuerza del
campo magnético. Así, a mayor fuerza del campo
magnético, más lenta es la relajación T1.
En un entorno de grasa, el espín es muy rápido
para incrementar la magnetización longitudinal,
y algo similar ocurre en la sustancia blanca. En
cambio, en un entorno líquido la relajación lon-
gitudinal se alcanza más lentamente y por ello
el T1 es más largo, como sucede en el líquido
cefalorraquídeo, donde es unas diez veces más
lento que en la grasa.
Cuando el T1 es corto, hay más señal de RM y
el contraste es más brillante. Por tanto, los tejidos
con mayor facilidad para la liberación energética
serán los primeros en alcanzar la magnetización
longitudinal, y más tarde, la alcanzarán los tejidos
que tienen una mayor dificultad en la cesión de
energía. Así pues, cada tejido tiene una tasa de cre-
cimiento de la magnetización longitudinal, que
se expresa en una curva exponencial creciente,
determinando un tipo de contraste en la imagen
(fig. 2.1). La imagen tiene mejor contraste si se
obtiene en el momento de mayor diferencia o
separación de las diferentes curvas; por el con-
trario, si hay poca diferencia entre las curvas, no
hay diferencias de contraste T1.
El T1 de un tejido se define como el tiempo
necesario para que la magnetización longitudinal
recupere el 63% de su valor inicial.
RELAJACIÓN T2 Y CONTRASTE T2
El tiempo de relajación T2 ocurre cuando los espi-
nes pierden su coherencia o fase de precesión por
las interacciones entre ellos. Están en el plano trans-
verso, formando una magnetización neta transversa,
y al cesar el pulso de radiofrecuencia de 90° se
inicia el desfase y empieza a decrecer la señal de
RM. Este tiempo de desfase es el T2, característico
para cada tejido. El T2 es otro parámetro intrín-
seco del contraste tisular, y tiene relación directa
con la tasa de desfase de los protones de un tejido
específico.
El T2 es otro parámetro intrínseco del contraste
tisular y tiene relación directa con la tasa de
desfase de los protones de un tejido específico.
En los diferentes tejidos los espines difieren
en su desfase y tienen un T2 específico, que se
representa en curva exponencial decreciente. Así,
el líquido cefalorraquídeo desfasa lentamente y
tiene un T2 largo, al contrario de lo que sucede
en la sustancia blanca o la grasa, que desfasan
más rápido y tienen un T2 corto. El T2 largo
da más señal RM y es un contraste brillante, al
contrario de los tejidos con T2 corto, que tienen
señal baja y contraste negro. La imagen resultante
muestra contrastes T2 diversos, según el tejido. A
más separación de las curvas, más contrastes en
la imagen (fig. 2.2).
El T2 de los tejidos se define como el tiempo
necesario para que la magnetización transversal
haya perdido un 63% de su valor inicial.
DENSIDAD PROTÓNICA
La densidad protónica (DP) es otro factor intrínse-
co del contraste tisular, y tiene relación directa con
el número de protones por volumen en cada teji-
do: a más protones, más señal. La señal del hueso
es baja, porque es un tejido con pocos protones,
y lo mismo sucede en estructuras con aire, tales
como los senos paranasales. En el cerebro se dife-
rencia muy bien la corteza cerebral (más señal) de
la sustancia blanca (menos señal) (fig. 2.3).
A mayor número de protones, más señal.
FIGURA 2.1
Contraste T1. A) Los tejidos tienen diferentes contrastes. B) Curvas de magnetización longitudinal de los diferentes tejidos; la curva azul
tiene un T1 largo (líquido en ventrículos), mientras que la curva roja tiene un T1 más corto (grasa).
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CAPÍTULO 2
Contraste tisular
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Parámetros extrínsecos
Los parámetros extrínsecos son aquellos que
pueden ser manipulados por el técnico.
PARÁMETROS BÁSICOS EXTRÍNSECOS DEL
CONTRASTE
Hay diversos parámetros extrínsecos o técnicos,
los más básicos (fig. 2.4), que contribuyen al con-
traste:
• tiempo de repetición (TR), tiempo que trans-
curre entre un pulso de radiofrecuencia y el
siguiente;
• tiempo de eco (TE), tiempo que transcurre
entre el pulso de radiofrecuencia y la recogida
del eco;
• ángulo de inclinación (flip angle), ángulo que
indica el vector de magnetización longitudinal;
• tiempo de inversión, tiempo que separa el
pulso inicial de 180° del pulso de 90°.
El tiempo de repetición y el tiempo de eco se
miden en milisegundos y su duración depende
de la potenciación que se quiere obtener, ya
que todos los tejidos no liberan la energía a la
misma velocidad.
Los parámetros extrínsecos, que se utilizan
en las secuencias, se mueven en unos límites
que permiten pequeñas diferencias. Por ello es
importante saber que, sobrepasados los límites,
el resultado puede no ser el deseado e incluso ser
FIGURA 2.2
Contraste T2. A) El contraste T2 del líquido cefalorraquídeo es brillante en relación con la sustancia blanca (baja señal). B) Curvas de
magnetización transversal de los tejidos; la curva azul, lenta, corresponde al líquido cefalorraquídeo, mientras que la curva verde, en la
que el T2 es más rápido, corresponde a la sustancia blanca.
FIGURA 2.3
Imagen densidad protónica (DP) axial de cráneo. La diferencia de
contraste depende la cantidad de protones por unidad de volumen.
FIGURA 2.4
Representación del tiempo de repetición (TR) y del tiempo de eco
(TE).
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PARTE 1
16
de baja calidad. Por ejemplo, el líquido en un T2
siempre es blanco, mientras que en un T1 es gris.
El operador debe conocer cómo estos paráme-
tros extrínsecos producen la potenciación necesa-
ria en T1, T2 o DP:
• El TR determina el tiempo T1 y también la
ponderación de la imagen en densidad pro-
tónica.
• El ángulo de inclinación controla el tiempo
T1 y la ponderación de la imagen en densidad
protónica.
• El TE controla la ponderación T2 de la imagen.
Existen otros parámetros técnicos –como por
ejemplo el tiempo de adquisición, la relación
señal-ruido y la resolución espacial– que influyen
en la calidad del estudio y que se verán en capí-
tulos posteriores.
El tiempo de repetición (TR) y el tiempo de eco
(TE) se miden en milisegundos y su duración
depende de la potenciación que se quiere
obtener, ya que no todos los tejidos liberan la
energía a la misma velocidad.
SECUENCIAS. POTENCIACIÓN DEL CONTRASTE
TISULAR
Las secuencias son una serie de pulsos de exci-
tación (radiofrecuencia), de amplitud y ritmo
prefijados, a veces seguidos de uno o más pulsos
de refase.
La señal de RM, llamada también señal de eco,
se recoge en un momento determinado, forzando
los contrastes T1, T2 o DP de los tejidos; es lo
que se conoce como potenciación del contraste.
Al hacer un estudio de RM, siempre se realizan
varias secuencias con diferentes potenciaciones,
ya que de esta manera la información sobre el
contraste tisular es muy amplia.
Al seleccionar un parámetro u otro se deter-
mina no sólo la ponderación de la imagen (T1,
T2, DP), sino también la calidad de la imagen
y la sensibilidad para detectar una patología
determinada.
Cuando es necesario el contraste tisular –como
por ejemplo en caso de sospecha de tumores
o de infección–, se puede incrementar con el uso
de medios de contraste externos. Se trata de sus-
tancias que alteran la señal de algunos tejidos,
tanto normales como patológicos, para facilitar
un mejor diagnóstico.
A continuación se detallan las diferentes
potenciaciones de la imagen de RM.
Potenciación T1
Resaltan los diferentes T1 de relajación longitu-
dinal de los tejidos (v. fig. 2.1).
El parámetro clave es el TR; si es corto, se
aumenta la diferencia entre los tejidos, y aque-
llos con T1 lentos no tienen tiempo de dar señal.
El TE también debe ser corto para evitar que
ocurra el desfase de los protones durante la rela-
jación.
La grasa y el agua funcionan de manera opues-
ta con relación a su tiempo de relajación. Al tener
una baja energía inherente, la grasa absorbe fácil-
mente la energía de los átomos de hidrógeno, lo
que permite una recuperación T1 relativamente
rápida; el T1 de la grasa es corto. Por el contrario,
el agua tiene una alta energía inherente y no pue-
de absorber fácilmente la energía de los núcleos
de hidrógeno, por lo que la recuperación T1 del
agua es relativamente lenta; el T1 del agua es largo
(v. fig. 2.1).
La tabla 2.1 muestra los tiempos de relajación
longitudinal de diferentes tejidos.
El T1 de la grasa es corto y el del agua es largo.
Potenciación T2
El valor T2 de los tejidos no se ve influido por el
campo magnético principal, por lo que es inde-
pendiente de éste.
Si el tiempo de relajación transversal T2
depende de los dos factores (espín-espín y hete-
rogeneidades del campo magnético principal), se
denominará tiempo de relajación transversal T2*.
Se utiliza un TR largo para que los protones
pierdan la energía sobrante absorbida durante
el pulso de radiofrecuencia, combinado con
un TE largo para que también pierdan la fase
(v. fig. 2.2).
En tejidos grasos es fácil que tenga lugar la
interacción espín-espín porque las moléculas se
encuentran más juntas; como resultado de ello
se produce un rápido desfase y pérdida de la
magnetización transversal y el T2 de la grasa es
corto. Por el contrario, el T2 en el agua es menos
eficiente que en la grasa porque las moléculas
están más separadas entre sí y es más difícil que
ocurra la interacción espín-espín; en este caso el
desfase de los espines es lento y la pérdida de la
TABLA 2.1 Tabla con los tiempos de
relajación longitudinal de los diferentes
tejidos
Tejido T1
Grasas 150 ms
Hígado 250 ms
Páncreas 275 ms
Sustancia blanca 300 ms
Bazo 400 ms
Riñones (córtex) 450 ms
Músculo 475 ms
Sustancia gris 525 ms
Riñones (médula) 650 ms
Líquido cefalorraquídeo 2.000 ms
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CAPÍTULO 2
Contraste tisular
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magnetización transversal es gradual y el T2 del
agua es largo (v. fig. 2.2).
La tabla 2.2 muestra los tiempos de relajación
transversal de diferentes tejidos.
El T2 de la grasa es corto y el del agua es largo.
Potenciación de la DP
Las imágenes potenciadas en DP deben resaltar
los protones de hidrógeno existentes en el tejido.
La utilización de un TR largo permite un
aumento de la DP (v. fig. 2.3).
En la tabla 2.3 se observa la diferencia de con-
traste debida a la diferencia de intensidad de señal
de los diferentes tejidos, según su potenciación,
y en la tabla 2.4 se exponen los límites de los
parámetros extrínsecos básicos para obtener las
potenciaciones adecuadas.
Se necesita un TR largo para que los protones
liberen el exceso de energía y un TE corto para
que no pierdan la fase durante el proceso de
relajación; de este modo se obtiene una DP.
RESUMEN
En la RM, el contraste tisular es un aspecto clave
para el diagnóstico. Depende de las caracterís-
ticas intrínsecas de los tejidos (factores intrínse-
cos), sometidos a un campo magnético externo
y que interactúan con los pulsos de radiofre-
cuencia mediante las secuencias (factores extrín-
secos).
El técnico debe conocer las variables que influ-
yen las características de la señal de los tejidos
para obtener el mayor contraste en la imagen.
TABLA 2.2 Tabla con los tiempos de
relajación transversal de los diferentes
tejidos
Tejido T2
Músculo 47 ms
Riñón 58 ms
Grasa 84 ms
Sustancia blanca 92 ms
Sustancia gris 101 ms
Líquido cefalorraquídeo 2.000 ms
TABLA 2.3 Diferencia de contraste debida a la diferencia de intensidad de señal
de los diferentes tejidos, según su potenciación
Blanco Gris Negro
T1 Grasa
Hemorragia subaguda
Sustancia blanca
Contraste
Sustancia gris
Hígado.
Bazo
Páncreas
Riñón
Músculo
Lesiones con agua
Líquido cefalorraquídeo
Orina
Quistes
Tendones
Vasos
Aire
Fibrosis
T2 Líquido cefalorraquídeo
Orina
Quistes
Tumores
Riñón
Bazo
Agua libre
Sustancia gris
Grasa
Sustancia blanca
Páncreas
Hígado
Músculo
Hueso cortical
Tendones
Aire
Vasos
TABLA 2.4 Duración del tiempo de
repetición (TR) y tiempo de eco (TE)
para conseguir la potenciación deseada
Potenciación TR TE
T1 Corto (−600 ms) Corto
(−20 ms)
T2 Largo (+1.500 ms) Largo
(+80 ms)
DP Largo (+1.500 ms) Corto
(−20 ms)
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PARTE 1
18
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Qué parámetro se puede manipular para
obtener una imagen en T1?
a. El TE.
b. La DP.
c. El TR.
d. El T1.
e. A y C son correctas.
2. Para obtener una imagen potenciada en T2 se
necesita:
a. TR y TE altos.
b. TR alto y TE bajo.
c. TR bajo y TE alto.
d. TR y TE bajos.
e. Ninguna es correcta.
3. Se considera un TR corto cuando su duración
es menor de…
a. 1.500.
b. 2.000.
c. 600.
d. 3.000.
e. 1.200.
4. La grasa tiene un T1 corto, por lo que…
a. Libera rápido la energía.
b. No libera energía.
c. Libera lentamente la energía.
d. Libera energía.
e. Libera poca energía.
5. En una imagen potenciada en T2 el LCR es:
a. Negro.
b. Gris.
c. Blanco.
d. No da señal en T2.
e. Todas son falsas.
6. ¿En qué está potenciada la siguiente imagen?
a. T1.
b. T2.
c. DP.
d. DP y T2.
e. A y C son correctas.
7. ¿Cuál es la potenciación de las siguientes
imágenes?
a. DP y T2.
b. T1 y DP.
c. T2.
d. DP.
e. Las dos son T1.
8. En una imagen potenciada en T1 la grasa es…
a. Negro.
b. Gris.
c. Blanca.
d. La grasa en T1 no se ve.
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CAPÍTULO 2
Contraste tisular
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es
un
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Webs de interés
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Metal artefact reduction: http://www.revisemri.com/blog/2011/
metal-artefact-reduction/
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21
CAPÍTULO 3
Sistema de RM: equipo y centro
de control. Sala de RM
INTRODUCCIÓN
La obtención de estudios de resonancia mag-
nética (RM) requiere la integración de equipos
sofisticados con diferentes componentes que
interactúan con los ordenadores. Por ello, fun-
cionalmente se considera que es un sistema que
consta de dos equipamientos: uno especializado,
formado por el imán principal, los gradientes y
la antena de radiofrecuencia, relacionados con la
formación de la señal, y el otro, la sala de control,
que gestiona las órdenes de trabajo y la señal,
transformándola en imagen.
El área física de la RM debe tener un diseño
cuidadoso, con suficiente espacio para todo el
equipamiento, además de una sala de espera para
los pacientes, con cumplimiento de medidas de
seguridad en relación con la contaminación acús-
tica del equipo y las fuerzas del campo magnético.
En conjunto, se requiere una fuerte inversión
económica al realizar la compra de una RM, ya
que lleva asociado altos costes de instalación y
de mantenimiento.
EQUIPO PRINCIPAL Y COMPONENTES
El equipo principal lo compone el imán, elemen-
to esencial para crear el magnetismo en los tejidos
del paciente, la radiofrecuencia, que perturba el
campo magnético estático y genera la señal de los
tejidos para obtener la imagen, y los gradientes, el
tercer elemento importante en este conjunto tec-
nológico, que participan en la selección del corte
y localización de la señal. A estos componentes se
añaden más elementos, que forman un conjunto
o sistema (fig. 3.1).
El imán. Características y clasificación
El imán o magneto genera el campo magnético
externo, y es donde se sitúa al paciente para rea
lizarle la exploración.
CARACTERÍSTICAS
Las características principales que diferencian las
categorías de los equipos de RM son la intensidad
del campo magnético y la homogeneidad.
• La intensidad del campo magnético es el prin-
cipal determinante del contraste en la imagen
de la RM, ya que interviene en el cambio de
energía entre los protones y su entorno. Los
tiempos de relajación longitudinal de los te-
jidos se modifican según la fuerza del campo
magnético: a menor fuerza, más corto es el T1,
y, a la inversa, a mayor fuerza, más largo es,
hecho que influye en la relación señal-ruido.
• La intensidad del campo magnético se mide en
Tesla o Gauss: 1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G).
La intensidad del campo magnético externo
es el principal determinante del contraste en la
imagen de la RM. Se mide en Tesla o Gauss, y
1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G).
• La homogeneidad del campo magnético en el
centro del imán no suele ser completa. Es un
parámetro de calidad importante al comprar
Introducción 21
Equipo principal y componentes 21
El imán. Características y clasificación 21
Sistemas de homogeneización del campo.
Shimming 23
Sistemas de gradientes 23
Sistema de radiofrecuencia 25
Mesa del equipo 26
Sala de control (sistema de adquisición de
datos) 26
Área de resonancia magnética 27
Resumen 28
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PARTE 1
22
un equipo, ya que tiene importancia sobre la
relación señal-ruido.
• La inhomogeneidad se mide en partes por mi-
llón (ppm). Una inhomogeneidad de 1 ppm
en un imán de 1 T produce un rango de inten-
sidad entre 10.000,00 G y 10.000,01 G, y como
consecuencia se producen variaciones en la
frecuencia de resonancia de los protones que
crean artefactos.
La homogeneidad del campo magnético es un
parámetro de calidad y no suele ser completa.
CLASIFICACIÓN DE LOS IMANES
En la práctica clínica existen varios tipos de RM, y
según su funcionamiento los imanes se clasifican
en permanentes, resistivos y superconductores.
Imán permanente
El imán permanente se compone de material
ferromagnético (hierro, níquel u otros metales)
y es un método simple de crear un campo mag-
nético, perpendicular al paciente. Se compone
de varias piezas insertadas entre sí. Su principal
ventaja es que la intensidad es baja cerca del
equipo, lo que reduce las medidas de seguridad.
Actualmente las nuevas versiones son más
ligeras y, dado que este sistema no necesita enfria-
miento ni energía para su funcionamiento, los
costes de inversión son más bajos que en otros
tipos de imanes. Sus desventajas principales son
que no se desconectan en caso de emergencia
y que su campo magnético es menos homogéneo.
Imán resistivo
Es un electromagneto creado por una corriente
eléctrica que fluye por un material (ley de elec-
tromagnetismo de Maxwell). El campo magnético
se forma alrededor del conductor eléctrico. Se
produce calor por la conducción eléctrica y se
incrementa la resistencia al flujo. Este sistema
necesita refrigeración y energía, lo que aumenta
los costes. La intensidad varía de 0,1 T a 0,3 T y es
un campo magnético poco homogéneo.
Imán superconductor
Es un electromagneto. Se suele utilizar un cable
de aleación de niobio y titanio, que cuando se
enfría a una temperatura inferior a 4 K (−268°C)
se transforma en superconductor (pierde su resis-
tencia a la conducción eléctrica y es permanente),
creando un potente y constante campo magnético
(v. fig. 3.1).
Se utiliza helio líquido como criógeno, ya que
es capaz de bajar la temperatura y conseguir una
conducción eléctrica permanente, y se obtiene un
imán que no produce calor ni necesita voltaje. El
helio se sitúa concéntrico y externo al imán. Sin
embargo, hay que tener en cuenta que el helio es
un material muy costoso, con pequeñas pérdidas
mensuales, que deben reponerse (fig. 3.2).
FIGURA 3.2
Esquema de un electromagneto, elemento base que forma
el imán superconductor, con las fuerzas magnéticas.
(Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 3.1
Esquema de un sistema de RM, con la integración de sus componentes. Sección transversal. (Imagen cortesía de Siemens.)
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CAPÍTULO 3
Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM
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Por fuera del helio se coloca una capa de
vacío y otra de nitrógeno líquido, a modo de ais-
lamiento térmico. Las medidas de seguridad se
explican más adelante en el capítulo 9, Criterios
de seguridad en RM.
La intensidad varía entre 0,5 T a 3 T, y son
muy homogéneos. En total, constituyen el 85%
de los equipos en el mundo, a pesar de que la
refrigeración supone un coste añadido.
Según la fuerza o intensidad del campo mag-
nético, los imanes se clasifican en:
• Imanes de bajo campo, de 0,1 a 0,5 T, que se
utilizan para estudios de áreas pequeñas tales
como rodillas, tobillos, etcétera.
• Imanes de medio campo, de 0,5 a 1 T.
• Imanes de alto campo, de 1 T a 3 T, los utiliza-
dos en la práctica clínica. Permiten realizar es-
tudios vasculares, cardíacos, espectroscópicos,
etcétera.
• Imanes de ultraalto campo, de más de 3 T.
El mayor avance tecnológico en RM en los últimos
40 años ha sido desarrollar una mayor intensidad
de los campos magnéticos y darles aplicación
clínica; algunos alcanzan los 9 T.
Un problema de muchos imanes supercon-
ductores es la forma de túnel cerrado, con una
apertura de 50-60 cm, y por la cual se introduce
al paciente, ya que la duración del estudio (una
media de 40 minutos) provoca incomodidad o
claustrofobia. Por ello se han realizado nuevos
diseños, y hoy día hay equipos abiertos de alto
campo que dan muy buena relación señal-ruido.
Sin embargo, hasta el momento actual, la mayo-
ría de equipos abiertos son de bajo campo. Los
imanes abiertos constan de un bobinado superior
e inferior unido por un soporte, con la camilla
entre ambos. Al estar abierto, disminuye la ansie-
dad del paciente (fig. 3.3).
Sistemas de homogeneización
del campo. Shimming
La palabra inglesa shim significa “cuña”, en refe-
rencia a los n elementos que se usan para homo-
geneizar el campo magnético.
La homogeneización del campo magnético es
un dato que debe aparecer anotado en las carac-
terísticas del equipo y ser visible en el momento
de la entrega. Para realizar una espectroscopia se
requiere una homogeneización de 1 ppm en el
volumen de un tejido en el centro del imán.
Para un funcionamiento adecuado de un
equipo de RM se requiere al menos una
homogeneidad de 4 ppm.
El shimming es la compensación o ajuste de las
inhomogeneidades del campo magnético, y se
consigue de dos formas:
1. Por compensación activa, mediante pequeñas
bobinas (electromagnetos) que se encuen-
tran dentro del campo magnético principal
y que producen campos correctores que
compensan la falta de homogeneización. Se
activan al realizar determinados estudios o
secuencias.
2. Por compensación pasiva mediante pequeñas
cuñas (shim) ferromagnéticas colocadas en
los polos del imán, que crean unos campos
magnéticos que se suman al principal.
Sistemas de gradientes
Las bobinas o antenas de gradientes son unos dis-
positivos que, junto con las antenas shim, están
localizados al lado del imán, de manera concén-
trica a éste (v. fig. 3.1).
Básicamente, el sistema de gradientes consta
de 6 electromagnetos cilíndricos distribuidos en
dos pares para cada eje espacial (fig. 3.4).
FIGURA 3.3
A) Resonancia abierta. B) Resonancia cerrada. (Imagen cortesía de Siemens.)
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PARTE 1
24
La función principal consiste en localizar
la señal de resonancia de los tejidos en las tres
direcciones espaciales. Se activan y cambian la
intensidad del campo localmente, de manera
lineal a lo largo del imán.
CARACTERÍSTICAS
Los parámetros que definen un gradiente son la
amplitud, el tiempo de subida (tiempo que tarda en
alcanzar la fuerza máxima) y la velocidad de subida.
La amplitud o fuerza del gradiente es la inten-
sidad que se produce localmente dentro del imán
principal a una distancia determinada. Se expresa
en miliTesla por metro (mT/m) o Gauss por centí-
metro (G/cm) (10 mT/m = 1 G/cm) y típicamente
varía entre 10 y 40 mT/m. Para estudios de alta
resolución, con pequeños vóxeles, los tres gra-
dientes deben alcanzar amplitud alta.
El tiempo de subida (expresado en microse-
gundos, ms) es el tiempo que tarda el gradiente
en alcanzar su fuerza máxima.
La velocidad de subida (en miliTesla por metros
por segundo, mT/m/s) es la rapidez con la que con-
sigue alcanzar la amplitud o fuerza máxima. Se
representa por el cociente entre fuerza de gradiente
y el tiempo de subida. El valor medio es 70 mT/m/s,
aunque en investigación se está trabajando con
gradientes de alta velocidad, de hasta 240 mT/m/s.
Cada una de estas características determinará la
potencia de un equipo de RM. Así, a mayor ampli-
tud, velocidad y tiempo de subida de las antenas de
gradientes, más eficaz será el equipo y permitirá rea
lizar estudios más sofisticados, tales como una RM
cardíaca. Estos parámetros son muy importantes
para la formación y la calidad de la imagen de RM.
FUNCIONAMIENTO
Cuando se activa la antena o bobina de gradiente,
una corriente eléctrica empieza a circular por un
conjunto de espiras. Cada bobina de gradiente
está situada estratégicamente a cada lado del
isocentro del imán y en cada una la corriente
circula en sentido diferente: una va en el sentido
de la fuerza del campo magnético, aumentando
su fuerza, mientras que en el otro extremo, en la
otra bobina, la corriente va opuesta a la dirección
de la fuerza del campo magnético y por ello en
esa zona baja su fuerza (fig. 3.5). De este modo se
FIGURA 3.5
Esquema del funcionamiento de las bobinas de gradiente, en los tres ejes del espacio. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 3.4
Esquema de un electromagneto de una bobina de gradiente.
Gradiente lineal en la dirección del eje z. (Imagen cortesía de
Siemens.)
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CAPÍTULO 3
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logra un gradiente lineal sobre la fuerza del cam-
po magnético en una dirección selectiva, según
la activación de la bobina de gradiente en ese eje
(x, y o z). Así se consiguen pequeñas perturba-
ciones del campo en los tres ejes del espacio que
permiten localizar la señal de RM. En resumen,
la bobina de gradiente es como si sumaran o res-
taran espiras a la bobina del imán principal y por
ello aumenta o disminuye la fuerza del campo
magnético en cada extremo.
La función principal de los gradientes es la codi-
ficación espacial de la señal, constituida por tres
pasos: la selección de corte (componente z, Gz),
la codificación de frecuencia (componente x, Gx)
y la codificación de fase (componente y, Gy).
Los gradientes son variaciones del campo
magnético a lo largo de una determinada
distancia y su función principal es la
codificación espacial de la señal.
La selección de corte la realiza el gradiente de
selección de corte (Gz) y determina el grosor
de corte que debe excitarse con la radiofrecuencia.
Se integran en este funcionamiento el ancho de
banda, la radiofrecuencia y el gradiente de selec-
ción de corte. Gradientes muy potentes permiten
realizar cortes muy finos.
El gradiente de lectura o codificación de fre-
cuencia (Gx) se aplica perpendicular al gradiente
de selección de corte, antes y durante la formación
del Eco. Se realiza la lectura o codificación de la
frecuencia o espectro de frecuencias de resonancia
de los protones en el eje x.
La señal de RM se adquiere siempre durante
el gradiente de lectura.
El gradiente de codificación de fase (Gy) se aplica
sobre el tercer eje perpendicular (y), después de
la selección de corte y antes de la lectura de la
frecuencia. Induce una variación lineal de la fase
en los protones a lo largo del imán, y se activa
después de la fase de excitación. Este proceso
es más largo que los anteriores, y es donde se
producen más artefactos.
La información realizada por los gradientes
rellena los vóxeles, permitiendo la formación de
la imagen.
Finalmente, otra función diferente de la
codificación espacial de la señal es participar en
las secuencias eco de gradiente, lo que permite
refasar los espines.
Los gradientes se activan y desactivan durante
las secuencias. Un efecto no deseado durante la
activación es la vibración que causan en el equi-
po, hecho que provoca la aparición de ruido
acústico; por este motivo los pacientes deben
colocarse tapones en los oídos durante el estudio
como protección del ruido ambiental. Otro efecto
secundario es que durante el tiempo de gradiente
se generan las llamadas corrientes de Foucault,
que disminuyen la homogeneidad del campo
magnético y que deben ser compensadas para no
disminuir la calidad de la imagen.
A los gradientes de fase y frecuencia también se
los denomina gradientes de campo y su función
básica es localizar una parte de la anatomía del
paciente y situarla espacialmente en una imagen
bidimensional.
Sistema de radiofrecuencia
La energía de radiofrecuencia es fundamental
para producir la señal de RM.
FUNCIONAMIENTO
La radiofrecuencia transfiere energía a los pro-
tones tisulares, produciendo así una excitación
sobre los espines en el campo magnético cuando
alcanza una frecuencia del espectro electromagné-
tico. Para producir una imagen, la radiofrecuen-
cia transmitida debe ser igual a la frecuencia de
precesión del hidrógeno para conseguir el efecto
de la resonancia. Esta frecuencia de precesión
está próxima a la radiofrecuencia de las ondas de
radio, por lo que es necesario el aislamiento del
entorno externo (calle).
La radiofrecuencia se transmite en un corto
período de tiempo que se conoce como pulso
de radiofrecuencia y que colabora de manera
importante en producir el contraste de la imagen
de la RM.
Para producir una imagen, la radiofrecuencia
transmitida debe ser igual a la frecuencia de
precesión del hidrógeno para conseguir el efecto
de la resonancia.
MODELOS DE ANTENA
Las antenas de radiofrecuencia pueden ser trans-
misoras de radiofrecuencia, receptoras de la señal
de RM o mixtas si realizan ambas funciones.
El diseño actual de las antenas de radiofre-
cuencia es complejo, ya que contienen muchí-
simos componentes individuales (a veces hasta
1.500) y se necesita que todos estén integrados
correctamente, puesto que si alguno falla, la
antena no funciona. Esta complejidad está rela-
cionada con los nuevos avances en aplicaciones
sofisticadas.
En la década de 1990, se propone por un lado
el uso de la tecnología de antena conjunta o en
red (phased array), en vigor actualmente, y, por
otro, la tecnología de antena de volumen:
Un aspecto clave en la RM es conseguir
la mejor relación señal-ruido en la imagen,
siendo responsable de este aspecto la antena
de RF.
• Modelo de antena única. Consta de un circuito
eléctrico con un amplificador.
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PARTE 1
26
• Modelo de antena múltiple o en serie (phased
array). Tiene varias antenas integradas, con un
amplificador. Cuantos más canales tenga, más
información recoge. Es a la vez transmisor y
receptor, y se pueden activar un número de ca-
nales en función de las necesidades (fig. 3.6).
En las antenas es necesario reducir el ruido aso-
ciado con el cableado para mejorar la relación
señal-ruido.
La antena de cuerpo (body coil) es transmi-
sora y receptora, y está integrada en el equipo
(fig. 3.7).
Las antenas de volumen, con formas diferen-
tes, suelen recibir y transmitir (fig. 3.8). Por su
tamaño se alejan del objeto, disminuyendo la
relación señal-ruido.
En cambio, las antenas de superficie (lineales)
funcionan de un modo muy diferente, pues se
acercan más al objeto y así la relación señal-ruido
es alta. Son muy útiles en el estudio de extremida-
des, ya que se adaptan morfológicamente al área
anatómica (fig. 3.9). Las antenas endocavitarias
(endorrectal, endovaginal, etc.) mejoran la señal.
MESA DEL EQUIPO
La mesa del equipo debe ser confortable para el
paciente, y su movimiento es hacia dentro o hacia
fuera, hacia arriba y hacia abajo del imán. En ella
se conectan las antenas de radiofrecuencia.
La mayoría de equipos tienen un diámetro
de túnel de 70 cm y la camilla queda a 35 cm
del techo, lo que para algunos pacientes resulta
claustrofóbico (v. fig. 3.7).
En algunos modelos de RM la camilla se puede
sacar y se puede trasladar a la urgencia.
SALA DE CONTROL (SISTEMA DE
ADQUISICIÓN DE DATOS)
Desde la consola de mandos, el técnico selecciona
los parámetros de resolución (campo de visión,
grosor de corte y matriz) y la secuencia apropiada,
y aplica los gradientes en tiempo oportuno. El
orden y tiempo de los pulsos de radiofrecuencia
determina el contraste.
Aunque la consola principal es el centro donde
se planifica y se adquiere el estudio, en la mayoría
de equipos modernos también existen consolas
auxiliares desde las que se pueden manipular
los estudios realizados, sin interferir en el ritmo
normal de trabajo del equipo. Además hay que
FIGURA 3.6
Antena en serie (phased array)
FIGURA 3.7
Situación en el equipo de RM de la antena de cuerpo. (Imagen cortesía de Siemens.)
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almacenar las imágenes adquiridas y procesadas
en un soporte físico (placa, papel, etc.) o trans-
feridas a una red (CD, discos ópticos, etc.), siendo
esta última opción la más utilizada en la actua-
lidad (fig. 3.10).
ÁREA DE RESONANCIA MAGNÉTICA
La instalación de un equipo de RM requiere una
cuidadosa planificación en el diseño del área, con
el objetivo de optimizar la eficiencia de la imagen
y eliminar los artefactos, sin descuidar en ningún
momento la seguridad del paciente.
El área debe comprender una habitación de
espera para los pacientes, de fácil acceso tanto
hacia el área de registro de datos como para entrar
a la sala del equipo para hacerse la prueba.
La sala propiamente para el equipo debe dis-
poner de una habitación contigua con los compo-
nentes electrónicos, los fantomas para el control
de calidad y espacio suficiente para permitir el
trabajo de los ingenieros.
Además, es importante tener en cuenta las
salas que se encuentran encima y debajo del
equipo de RM, ya que en algunos casos puede ser
necesario un blindaje especial si hay maquinaria
sensible a los campos magnéticos o de radiofre-
cuencia, vibración, etcétera.
FIGURA 3.8
Antenas de volumen (neuro-RM).
FIGURA 3.9
Antena de superficie.
FIGURA 3.10
Sala de control (situación del técnico con visión al equipo).
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PARTE 1
28
La sala del equipo debe ser suficientemente
espaciosa para permitir el movimiento de la mesa
del escáner hacia dentro y hacia fuera y la aper-
tura de la puerta de entrada, así como para que
el técnico pueda estar de pie al lado de la mesa.
Naturalmente, debe acoger un carro RM compa-
tible, de asistencia en las paradas cardiorrespira-
torias y en la sedación. Finalmente, también debe
haber un armario para colocar de acuerdo a las
recomendaciones, las antenas de radiofrecuencia,
cojines y batas o sábanas limpias para el paciente.
Desde su consola, el técnico debe tener vigi-
lancia del equipo y del paciente durante la explo-
ración a través de una ventana acristalada situada
al lado de la puerta; así tiene una visión frontal y,
gracias a un sistema de vídeo colocado detrás del
equipo, posterior.
La estructura de la sala debe tener un blindaje
especial en las seis paredes, con unos paneles
de acero o cobre (conductores eléctricos) que
forman una jaula de Faraday (fig. 3.11).
Este blindaje pasivo supone un importante
coste añadido en la instalación, ya que suele pesar
varias toneladas y la infraestructura del edificio
debe sostenerlo. El blindaje pasivo evita la entrada
de ondas electromagnéticas externas (teléfonos
móviles, ondas de radio y televisión) que pueden
ser captadas por las antenas de radiofrecuencia de
la sala y producir artefactos en la imagen. Nunca
se debe perforar este blindaje, ya que es origen de
artefactos o interferencias. El blindaje acústico es
otro detalle a tener en cuenta, ya que la RM en
funcionamiento origina mucho ruido ambiental.
La jaula de Faraday es un blindaje pasivo
que evita la entrada y salida de ondas
electromagnéticas.
El tamaño de la sala debe abarcar el campo margi-
nal, formado por las fuerzas magnéticas produci-
das por el imán, que se extienden a varios metros,
hasta la línea 5 G, lo que equivale a una fuerza de
0,5 mT. De esta manera se crea un mecanismo
de seguridad.
En la puerta de acceso se debe señalizar la
prohibición de la entrada expresa de pacientes
con marcapasos o de material ferromagnético
(balas de oxígeno, escaleras, tijeras), que funcio-
nan en la sala como proyectiles contra el paciente
o el imán (v. “Criterios de seguridad en RM” en
el capítulo 9).
El campo marginal es fuerte en imanes
superconductores, medio en los resistivos
y débil en los permanentes.
RESUMEN
El sistema de RM comprende múltiples elementos
complejos, integrados y coordinados en su fun-
cionamiento. El imán, las bobinas de gradientes,
los sistemas de homogenización del campo, y
las antenas de radiofrecuencia conforman el
sistema de RM. A su vez, la transmisión de los
datos generados a los sistemas computarizados
termina transformando las señales de los tejidos
en imagen digital. En la sala de control, el técnico
ejecuta las órdenes de trabajo al sistema de RM
y finalizado el estudio, gestiona las imágenes en
archivos digitales.
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Qué tipo de imán se utiliza más en resonan-
cia magnética, para uso de diagnóstico por
imagen?
a. Resistivos y superconductivos.
b. Superconductivos.
c. Imanes abiertos.
d. Imanes abiertos y permanentes.
e. Resistivos.
2. ¿Qué es el shimming?
a. Un sistema de refrigeración.
b. Un sistema de homogeneización del cam-
po magnético.
c. Un tipo de imán usado en resonancia.
d. Un sistema de protección de los campos
residuales.
e. Los diferentes tipos de antenas que pode-
mos utilizar.
3. ¿Cuáles son las principales características de
los gradientes?
a. Blindajes activo y pasivo.
b. Se usan tanto para seleccionar el plano a es-
tudiar como para la protección del paciente.
c. Amplitud, aceleración y tiempo de subida.
d. Aceleración, tiempo de subida y tiempo
de repetición.
e. Amplitud y tiempo de eco.
FIGURA 3.11
Blindaje pasivo en la sala de RM (jaula de Faraday).
(Imagen cortesía de Siemens.)
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CAPÍTULO 3
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4. Las antenas de dividen en:
a. De polarización lineal, phased array y emi-
soras.
b. De superficie, de volumen y receptoras.
c. Emisoras, receptoras y de superficie.
d. Emisoras, receptoras y emisoras-recep
toras.
e. De cuadratura y emisoras-receptoras.
5. ¿Cuál es una característica de las antenas de
superficie?
a. Pueden estar tanto dentro como fuera del
imán.
b. Tienen forma de silla de montar.
c. Son externas al imán.
d. Poseen un campo de medición muy grande.
e. Tienen una sensibilidad muy pequeña.
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31
CAPÍTULO 4
Parámetros técnicos
en la obtención de imágenes
Introducción 31
Parámetro tiempo 31
Tiempo de adquisición (TA) 31
Tiempo de repetición (TR) 32
Parámetro número 34
Número de pasos de codificación
de fase (Np) 34
Número de excitaciones o adquisiciones
(NEX, NSA, NAD) 35
Relación señal-ruido (S/R) 36
Contraste de la imagen 37
Resolución espacial de la imagen 38
INTRODUCCIÓN
Las imágenes en RM se adquieren mediante las
secuencias. La obtención de una imagen diagnós-
tica requiere la adecuada elección de la antena
receptora (v. “Equipo principal y componentes” en
el capítulo 3) y la aplicación correcta de los pará-
metros de la secuencia. Cada secuencia posee una
serie de parámetros que el técnico puede modificar,
teniendo en cuenta las características del equipo de
RM, la región anatómica y la patología que se vaya
a estudiar. Los parámetros escogidos determinarán
la ponderación o potenciación de las imágenes
(v. “Parámetros extrínsecos” en el capítulo 2). En
cualquier caso, los cambios y adaptaciones que
se realicen sobre la secuencia se deben ajustar a
cuatro criterios de calidad:
1. Tiempo de adquisición (TA).
2. Relación señal-ruido (S/R).
3. Contraste.
4. Resolución espacial.
Estos cuatro criterios están íntimamente relacio-
nados y cualquier modificación en los paráme-
tros de la secuencia, los altera en mayor o menor
medida, interfiriendo en la calidad de la imagen.
El objetivo que persigue el técnico es conseguir
una adecuada resolución espacial, suficiente
contraste entre los diferentes tejidos y un
equilibrio en la relación señal-ruido (S/R), y todo
ello en un tiempo de adquisición aceptable.
Alcanzar este objetivo no es fácil, y lo frecuente es
el conflicto entre los factores tiempo, resolución
y contraste, por lo que se debe sacrificar alguno
de ellos en beneficio del otro.
PARÁMETRO TIEMPO
Dentro del parámetro tiempo, diferenciaremos
entre el tiempo de adquisición (TA) y el tiempo
de repetición (TR).
Tiempo de adquisición (TA)
El tiempo de adquisición (TA) o tiempo de explo-
ración es el que se requiere para completar la
adquisición de los datos, es decir, el tiempo que
dura una secuencia.
El tiempo de adquisición de la imagen en
secuencias de pulsos normales viene dado por la
siguiente fórmula:
TA TR Np NEX
= × ×
donde TR es el tiempo de repetición, Np es el
número de pasos de codificación de fase y NEX
es el número de excitaciones.
Si la secuencia posee un factor turbo (v. el ca
pítulo6),sedivideelproductoanteriorporelfactor
turbo aplicado:
TA
TR Np NEX
FT
=
× ×
donde FT es el factor turbo.
Si la secuencia es tridimensional (3D), se multi-
plica TR, Np y el número de codificaciones de corte:
TA TR Np codificacionesdecorte
= × ×
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PARTE 1
32
ya que en secuencias 3D se aplica un segundo
gradiente de codificación de fase que selecciona
y que excita la localización de cada corte en el vo
lumen.
El TA debe ser siempre lo más corto posible
para disminuir las posibilidades de movimiento
no deseado del paciente durante la exploración,
evitando los artefactos asociados.
Para acortar el TA se pueden utilizar secuencias
más rápidas, usar factores de adquisición en para-
lelo o reducir ciertos parámetros, que se verán a
lo largo de este capítulo (tabla 4.1).
Tiempo de repetición (TR)
El tiempo de repetición (TR) es uno de los
parámetros que caracteriza el contraste entre los
diferentes tejidos. Se define como el período de
tiempo que transcurre entre dos pulsos de exci-
tación consecutivos de radiofrecuencia dentro de
una secuencia (fig. 4.1).
La magnetización longitudinal necesita un tiem-
po de recuperación (v. el capítulo 1). El TR se mide
en milisegundos (ms) e indica la relajación longi-
tudinal que se produce entre el final de un pulso
y la aplicación de otro. Por lo tanto, determina la
cantidad de relajación T1 que ocurre cuando se
lee la señal. Dependiendo del TR que la secuencia
tenga, la magnetización longitudinal se recuperará
total o parcialmente y producirá un tipo u otro de
señal. En un TR muy largo, los tejidos recuperarán
su magnetización longitudinal por completo y por
lo tanto no existirá contraste entre ellos y no se
podrán diferenciar. En cambio, utilizando un TR
más corto se consigue más diferencia en la intensi-
dad de señal entre los tejidos y más diferencia entre
los T1. En este caso se dice que la imagen resultante
es una imagen potenciada en T1.
Se considera que un TR de menos de 500 ms
es un TR corto, mientras que un TR de más de
1.500 ms es largo.
Otros parámetros destacables que influyen
sobre los tiempos de relajación de los tejidos son el
tiempo de eco (TE), el ángulo de inclinación o bas-
culación (o flip angle, FA) y el tiempo de inversión
(TI). A continuación se definen sus características.
TIEMPO DE ECO (TE)
El tiempo de eco (TE) es el período de tiempo que
transcurre desde que se emite el pulso de radio-
frecuencia hasta el pico de la señal inducida en
la bobina, es decir, desde la aplicación del pulso
hasta la recogida de la señal o eco (fig. 4.2).
TABLA 4.1 Formas de acortar el tiempo de adquisición
Formas de acortar el tiempo de adquisición (TA)
Tiempo de repetición (TR) ↓
N.° de adquisiciones (NEX) ↓
Matriz Asimétrica - campo
de visión rectangular
↓ N.° de pasos de codificación de fase (Np)
Grosera ↓ N.° de cortes
Secuencias rápidas Utilizar secuencias Haste, Turbo Flash, Tse,
Trufi… (v. el capítulo 6)
Técnicas de adquisición del espacio K de manera
especial
Utilizar técnicas de adquisición en paralelo
(PAT): Grappa, Sense, Half Fourier, Key hole,
K-T-Blast… (v. “Técnicas de adquisición en
paralelo” en el capítulo 6)
FIGURA 4.1
Representación gráfica del tiempo de repetición (TR).
FIGURA 4.2
Representación gráfica del tiempo de eco (TE) en secuencias
espín-eco (SE).
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CAPÍTULO 4
Parámetros técnicos en la obtención de imágenes
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Al igual que el TR, este parámetro se mide en
milisegundos (ms) y marca la caída de la mag-
netización transversal. Controla, por tanto, la
cantidad de relajación T2 que se ha producido
cuando se lee la señal.
El TE determina el contraste de la imagen,
ya que si es muy largo significa que el sistema
tardará más en captar la señal y la secuencia se
potenciará en T2. Cuanto más corto sea el tiempo
TE, más fuerte será la señal que se obtendrá de un
tejido. Por ejemplo, en las secuencias espín-eco
(SE) existe un primer pulso de activación de 90°,
justo en la mitad del tiempo de eco se produce
un segundo pulso de 180° y transcurrida la otra
mitad del TE (TE/2) ocurre la lectura del eco
(fig. 4.3).
ÁNGULO DE INCLINACIÓN O FLIP ANGLE (FA)
El ángulo de inclinación (flip angle, FA) implica
la basculación del vector de la magnetización
longitudinal, en un ángulo distinto a 90°. Si se
produce una inclinación de 90°, se anularía el
vector longitudinal; en cambio, con un ángulo
inferior a 90° (entre 10° y 80°) la magnetiza-
ción longitudinal no desaparece totalmente
(fig. 4.4).
El FA es un parámetro que se utiliza en las
secuencias eco de gradiente y determina la
potenciación en T1 o T2 (v. “Secuencias híbri-
das, gradiente y espín-eco, GRASE o GRSE” en
el capítulo 6). En la tabla 4.2 se muestran los
ángulos de inclinación utilizados para secuencias
potencias en T1 y T2.
FIGURA 4.3
RM colangiografía. Imágenes con mismo TR y distinto TE. La imagen A tiene un TE mayor que la imagen B, por lo tanto, la imagen A tiene
mayor potenciación en T2.
FIGURA 4.4
Representación gráfica del ángulo de inclinación (FA).
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PARTE 1
34
Se conoce como ángulo de Ersnt al valor más
óptimo de FA que posee una secuencia específica
y consigue la máxima señal en un tejido para
un TR y un TE determinados. Richard Robert
Ernst (Winterthur, Suiza, 1933) es un químico
y profesor universitario que ha dedicado su vida
a la investigación y desarrollo de la resonancia
magnética nuclear. Recibió el Premio Nobel de
Química en 1991 por sus investigaciones en el
campo de la espectroscopia, técnica de análisis
de los tejidos a través de la absorción o emisión de
la radiación electromagnética de las moléculas
que los forman.
TIEMPO DE INVERSIÓN (TI)
El tiempo de inversión (TI) es el intervalo entre
un pulso de inversión de 180° y un pulso de acti-
vación de 90°. Ese primer pulso de 180° hace que
la magnetización longitudinal se disponga en la
dirección opuesta, y antes de que se recupere el
vector magnetización, se aplica un segundo pulso
de 90° que produce una magnetización trans-
versal (fig. 4.5).
Este parámetro se utiliza en las secuencias
inversión-recuperación, y suprime la señal grasa
en los tejidos en las secuencias STIR y la señal de
los líquidos en las secuencias FLAIR.
Los valores de TI (fig. 4.6) en secuencias FLAIR
son largos, del orden de 1.700-2.200 ms. Por el
contario, los valores de TI en secuencias STIR son
cortos, de 100-175 ms.
PARÁMETRO NÚMERO
Dentro del parámetro número, diferenciaremos
entre el número de pasos de codificación de fase
(Np) y el número de excitaciones o adquisiciones
(NEX, NSA, NAD).
Número de pasos de codificación
de fase (Np)
La matriz es una representación de la imagen digi-
tal de aspecto enrejado y compuesta por píxeles
(elemento individual) que cubren todo el campo
de visión. Los píxeles se ordenan formando filas
y columnas.
El número de codificación de fase conforma
el número de filas de la matriz de la imagen
(v. “Matriz” en el capítulo 5). Las filas corresponden
FIGURA 4.5
Representación gráfica del tiempo de inversión (TI).
FIGURA 4.6
Tres imágenes en una secuencia FLAIR, todas ellas con los mismos parámetros, y sólo se ha variado el tiempo de inversión (TI): imagen
A: TI = 2.500; imagen B: TI = 1.500; imagen C: TI = 2.000.
TABLA 4.2 Ángulos de inclinación
utilizados para secuencias potencias
en T1 y T2
Potenciación de la
secuencia Flip angle (FA)
T1 De 23° a 30°
T2 45°
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CAPÍTULO 4
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a los pasos de codificación de fase dispuestos en
el eje x, y las columnas, a los de codificación de
frecuencia en el eje y (fig. 4.7).
Los pasos o número de codificaciones de fase
(Np) están directamente relacionados con la
resolución espacial, pues cuanto menor sea su
número, mejor será su relación señal-ruido (S/R),
o sea, que aumenta la señal pero disminuye la
resolución (hay menos píxeles pero éstos son
más grandes). La gran ventaja de reducir los pasos
de codificación de fase es que con ello se acorta
también el TA (fig. 4.8).
Número de excitaciones o adquisiciones
(NEX, NSA, NAD)
El número de excitación hace referencia a las
veces que un tejido concreto es excitado dentro
de una secuencia, es decir, el número de señales
que se recogen para generar una imagen en RM.
Una sola adquisición o excitación proporciona
un paquete de datos suficiente para obtener una
imagen. Si esa misma excitación se repite varias
veces, la recopilación de datos será mayor y la
imagen adquirida ofrecerá mucha más informa-
ción.
FIGURA 4.7
Representación de una matriz.
FIGURA 4.8
Muestra de dos imágenes iguales pero con diferentes matrices (imagen A: Matriz = 192 × 256; imagen B: Matriz = 256 × 256).
La imagen A, que tiene una matriz rectangular, tiene peor resolución, pero tiene mejor relación S/R y un TA mucho menor.
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PARTE 1
36
Al igual que ocurre con el número de codifi-
caciones de fase (Np), el número de excitaciones
(NEX) también afecta a la resolución espacial. A
más NEX, mayor será la señal recogida, tendrá
mucho más ruido y el TA aumentará proporcio-
nalmente (fig. 4.9).
RELACIÓN SEÑAL-RUIDO (S/R)
La relación señal-ruido (S/R) constituye un pará-
metro fundamental para la calidad de las imáge-
nes. Representa el cociente de dos elementos: la
señal y el ruido.
RelaciónS/R
Señal
Ruido
=
Para considerar una imagen de calidad, este
cociente debe ser lo más cercano al valor 1. Así
pues, los valores de señal y de ruido tienen que
ser para ello lo más parecidos posibles. Se buscará
una proporcionalidad entre uno u otro.
La señal es la suma de todas las señales emiti-
das por los protones que precesan en un tejido. La
señal es recogida por la antena receptora, aporta
información sobre las estructuras tisulares y su
intensidad puede variar: a mayor intensidad de
señal, mayor contraste de la imagen.
El ruido es una oscilación estática de la intensi-
dad de la señal que aparece en forma de granulado.
El ruido no ayuda a la formación de la imagen,
sino que de hecho la empeora. Se debe evitar, ya
que disminuye la resolución espacial.
Existen varios factores que afectan a la relación
S/R. Se pueden dividir en dos grandes grupos
según se puedan modificar o no por el técnico:
1. Factores no modificables:
a. El imán y los gradientes. La intensidad de
la señal será mayor cuanto más potente y
homogéneo sea el campo magnético.
b. El paciente. El movimiento molecular es
diferente en cada persona, ya que depende
de factores físicos tales como la edad, la
grasa corporal o el estado de hidratación,
entre otros. Por eso en estudios con cierta
calidad se dice coloquialmente que el
paciente “precesa” muy bien.
2. Factores modificables por el técnico:
a. Antenas. Si no es la correcta, se puede
originar ruido. Su tamaño debe adecuarse
a la anatomía del paciente y la distancia
antena-paciente debe ser proporcional.
b. Parámetros de la secuencia. La relación
S/R mejorará si se realizan ciertas modifi-
caciones sobre ellos.
Para mejorar la relación S/R (tabla 4.3) se puede
aumentar el tiempo de repetición (TR) y el núme-
ro de adquisiciones o disminuir el tiempo de eco
FIGURA 4.9
Muestra de dos imágenes con distintos NEX (imagen A: Promedios = 4; imagen B: Promedios = 1). La imagen A tiene mayor señal que
la imagen B y también un TA cuatro veces mayor.
TABLA 4.3 Formas de mejorar
la relación S/R
Formas de mejorar la relación S/R
Tiempo de repetición (TR) ↑
Tiempo de eco (TE) ↓
Ángulo de inclinación (FA) ↑ a 90°
Número de excitaciones
(NEX)
↑
Dist-factor ↑
Grosor de corte ↑
Campo de visión (FOV) ↑
Ancho de banda ↓
Tren de ecos ↓
Número de pasos de
codificación de fase (Np)
↓ Matriz
rectangular
Contrastes paramagnéticos Administración
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CAPÍTULO 4
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(TE). Está demostrado que si se incrementa el
espacio entre cortes (DIST-FACTOR) o se hacen
los cortes más gruesos, el ruido se atenuará.
También se ha visto que cuanto más se acer-
que el ángulo de inclinación a 90°, mejor será la
relación S/R. Un ancho de banda amplio recogerá
mayor número de señales de radiofrecuencia pero
también las interferencias y el ruido. Por eso, es
preferible un ancho lo más estrecho posible.
El tren de ecos es un factor turbo que utilizan
las secuencias turbo espín-eco (TSE) y que si se
reduce, mejora la relación S/R. Una matriz rec-
tangular o aumentar el campo de visión (FOV)
hace que el volumen del vóxel sea mayor y en
consecuencia se recogerá mucha más señal.
Hay que saber también que la administración
de contrastes paramagnéticos aumenta la relación
S/R, ya que acortan el T1 de los tejidos donde se
fijan (fig. 4.10).
CONTRASTE DE LA IMAGEN
Es la capacidad por la que se pueden diferenciar
dos tipos de tejidos próximos gracias a las distin
tas intensidades de señal que emiten. Esas dis-
tintas densidades se representan gráficamente en
toda la gama de grises, desde el negro (ausencia
de señal) hasta el blanco brillante (señal alta).
El contraste depende del entorno. Deben
haber diferentes señales para poder detectar las
estructuras más pequeñas (fig. 4.11).
El contraste también es un parámetro importante
en la calidad de la imagen y constituye
una base fundamental para el diagnóstico
de las patologías.
El contraste de la imagen está controlado por los
mismos factores que la relación S/R y varía en
función de varios parámetros.
• Contraste del tejido. Las estructuras tisulares
del hueso, el agua y la grasa poseen diferentes
señales (v. el capítulo 2).
• Intensidad de la señal. A mayor intensidad de
la señal, mayor contraste de la imagen.
• Secuencia. Dependiendo de la potenciación
de la secuencia que se utilice, se obtendrá una
señal diferente para un mismo tejido. También
modificará el contraste el uso de alguna técnica
de supresión o excitación de las moléculas (FS,
FLAIR, STIR, etc.) (fig. 4.12).
• Ruido. Las imágenes con bajo ruido tienen un
mayor contraste que las que tienen mucho.
FIGURA 4.10
Muestra de dos imágenes con distinta relación S/R. La imagen A tiene mejor relación S/R que la imagen B.
FIGURA 4.11
Representación de los niveles de grises: cuanto más alejados
en la escala de grises, mayor contraste.
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PARTE 1
38
• Uso de contrastes externos. Éstos aumentan la
señal recogida de ciertos tejidos y en algunas
patologías (v. el capítulo 8).
RESOLUCIÓN ESPACIAL
DE LA IMAGEN
La resolución o definición de la imagen es la
capacidad para diferenciar dos estructuras próxi-
mas de manera nítida. Contribuye también a la
calidad de la imagen, ya que ésta se visualizará
de forma más clara y precisa cuanto mayor sea
su resolución.
La resolución espacial de la imagen puede ser
de dos tipos:
1. superficial y
2. espacial o volumétrica.
La resolución superficial es la que indica la mag-
nitud del píxel, el elemento más pequeño en que
se divide una imagen bidimensional (ejes x, y).
Ordenados en una cuadrícula, los píxeles forman
la matriz de la imagen.
El tamaño de los píxeles viene determinado
por el campo de visión (FOV) y el tamaño de la
matriz, según la relación:
Magnituddelpíxel
FOV
Tamaño de la matriz
=
La resolución espacial o volumétrica es la que
indica la magnitud del vóxel, el elemento más
pequeño tridimensional (ejes x, y, z).
El tamaño de su área se calcula de la siguiente
manera (fig. 4.13):
Tamañodel vóxel Tamañodelpíxel
Grosor decorte
=
×
La señal que tiene cada vóxel viene determinada
por su tamaño. Así, un vóxel grande contiene
muchos protones que contribuyen a aumentar
la señal; en cambio, un vóxel pequeño mejora la
FIGURA 4.12
Mejora del contraste tras la administración de una sustancia: imagen A sin contraste intravenoso; imagen B tras administración
de gadolinio. La imagen B adquiere mayor contraste que la imagen A.
FIGURA 4.13
Representación del píxel y del vóxel.
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CAPÍTULO 4
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resolución espacial al separar las estructuras en
vóxeles independientes que los hace mucho más
distinguibles.
Así pues, para disminuir el tamaño del vóxel
se puede aumentar el tamaño de la matriz, es
decir, incrementar el número de filas y de colum-
nas haciendo el FOV más pequeño o utilizando
un FOV rectangular, que, como ya se ha visto,
se consigue reduciendo el número de pasos de
codificación de fase (Np) y utilizando un grosor
de corte más pequeño (fig. 4.14). Cualquiera de
estos cambios incrementará la resolución de la
imagen (fig. 4.15) en detrimento de la relación
S/R, que se verá reducida (tabla 4.4).
Si el tamaño del vóxel es más pequeño, habrá
más y la resolución espacial aumentará;
la imagen estará más “dividida” y las pequeñas
estructuras se podrán diferenciar más fácilmente.
FIGURA 4.14
Representación de las diferencias entre un vóxel cuadrado y un vóxel rectangular.
FIGURA 4.15
Muestra de dos imágenes con distinta resolución espacial (imagen A: Grosor de corte = 3 mm y Matriz = 320 × 320; imagen B: Grosor
de corte = 8 mm y Matriz = 256 × 256). La imagen A tiene mayor resolución espacial que la B.
TABLA 4.4 Formas de aumentar la resolución espacial
Formas de aumentar la resolución espacial
Matriz ↑ ↓ Relación señal-ruido
Campo de visión ↓
Rectangular
Grosor de corte ↓
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PARTE 1
40
AUTOEVALUACIÓN
1. Señale la respuesta correcta, para acortar el TA
de una secuencia se debe:
a. Aumentar el número de cortes.
b. Utilizar sólo secuencias espín-eco (SE) y
no secuencias turbo espín-eco (TSE).
c. Mejor utilizar matriz simétrica, con el mis-
mo número de filas y de columnas.
d. Reducir al mínimo el número de adquisi-
ciones.
e. B y C son verdaderas.
2. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones es verda-
dera?
a. La antena debe ser lo más grande posible
para tener más señal.
b. La antena debe ser lo más pequeña posi-
ble aunque la zona que se quiera estudiar
no esté dentro del rango de la antena.
c. La distancia antena-paciente debe ser
proporcionada.
d. La zona a estudiar debe estar en estrecho
contacto con la antena, con el fin de evitar
el ruido.
e. La A y la C son verdaderas.
3. Los criterios de calidad para cualquier secuen-
cia son:
a. TA, TR, contraste y resolución.
b. TA, TR, TE y NEX.
c. TR, TE, señal y resolución.
d. TA, relación S/R, contraste y resolución.
e. TR, TE, TI y relación S/R.
4. Señale la respuesta correcta. ¿Qué ocurrirá si
se reduce el número de pasos de codificación
de fase (Np)?
a. La relación S/R será menor.
b. La resolución espacial disminuirá.
c. Aumentará el número de columnas.
d. Aumentará la señal.
e. El TA será más largo.
5. Respecto al TR, ¿cuál es la afirmación falsa?
a. Es el intervalo entre dos pulsos consecu-
tivos de radiofrecuencia.
b. Si se reduce el TR aumenta la relación S/R.
c. Es un parámetro que pondera la secuencia.
d. Si se aumenta el TR, el TA será mayor.
e. Un TR largo con un FA de 90° potencia la
secuencia en T2.
6. ¿Cuál de los siguientes es el efecto esperable
si se mejora el contraste de la imagen?
a. La diferencia entre los grises será menor.
b. Habrá mejor caracterización de los tejidos.
c. La intensidad de la señal será menor,
evitando así el ruido.
d. Todas son verdaderas.
7. ¿Qué acción debe realizar para conseguir
mejorar la relación S/R?
a. Hacer que el TE sea más largo.
b. Hacer cortes más finos para aumentar la
intensidad de la señal.
c. Utilizar un ancho de banda más estrecho
para evitar recoger muchas señales de RF
y con ello, interferencias.
d. Disminuir el tamaño del píxel.
e. Nada de lo anterior.
8. ¿Qué acción debe realizar para conseguir
mejorar la resolución espacial?
a. Aumentar el número de pasos de codifi-
cación de fase (Np).
b. Aumentar el tamaño del vóxel.
c. Aumentar el grosor de los cortes.
d. Todas son verdaderas.
e. Ninguna de las anteriores.
9. Si se quiere mejorar el contraste de la imagen,
¿se aplicará un contraste paramagnético?
a. No, nunca.
b. Sí, siempre, porque el uso de contraste
acorta el T1 de los tejidos donde se fija y
aumenta la señal.
c. No, los contrastes externos producen ma
yor ruido.
d. Sí, cuando la patología del paciente así
lo requiera.
e. No, son muy alergénicos.
10. Señale la afirmación correcta. ¿Qué ocurrirá
si se reduce el tamaño del vóxel?
a. El TA será más corto.
b. La resolución espacial mejorará.
c. La relación señal-ruido aumentará.
d. La matriz tendrá menor número de filas
y de columnas.
e. B y C son verdaderas.
Bibliografía
Almandoz T. Guía práctica para profesionales de Resonancia
Magnética. 1.ª ed. Bilbao: Osatek; 2003.
Brown MA, Semelka RC. MRI, basic principles and applications.
3.ª ed. Hoboken: Willey-Liss; 2003.
Liney G. MRI in clinical practice. 1.ª ed. London: Springer-
Verlag; 2006.
Martínez Guillamón C. Aplicaciones clínicas y protocolos de
actuación en resonancia magnética. 1.ª ed. Ronda: Asocia-
ción Española de Técnicos en Radiología; 2008.
Weishaupt D, Köchli VD, Marincek B. How does MRI work?
2.ª ed. Berlín: Springer-Verlag; 2006.
Westbrook C. MRI at a glance. 1.ª ed. Oxford: Blackwell science;
2002.
Chichester: Wiley- Blackwell; 2011.
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41
CAPÍTULO 5
Formación de imagen
Introducción 41
Codificación. Funciones de los gradientes
de campo 41
Codificación espacial: selección de corte
y grosor de corte 41
Codificación de frecuencia 43
Codificación de fase 44
Dirección del gradiente en el campo
magnético 45
Campo de visión 45
Matriz 46
Espacio K 46
Transformada de Fourier 48
Llenado del espacio K 49
Técnicas de llenado del espacio K 50
Resumen 52
INTRODUCCIÓN
Para que se pueda construir la imagen, los ecos
recibidos del paciente se insertan y ordenan en
una matriz de datos crudos, sin procesar, llamada
espacio K o espacio de Fourier. La información
del espacio K está expresada en coordenadas de
frecuencias, y mediante la utilización de cálcu-
los matemáticos complejos (transformada de
Fourier) estas frecuencias se convierten en datos
binarios que el ordenador será capaz de trans-
formar en una imagen.
La información del espacio K está expresada en
coordenadas de frecuencias.
Los pulsos de radiofrecuencia que se aplican para
la excitación de los protones del paciente no son
selectivos. A efectos prácticos, se dice que el pulso
de radiofrecuencia afecta a toda la muestra incli-
nando el vector de magnetización de todos los
tejidos expuestos.
Para la formación de la imagen de RM, prime-
ro se aplican pulsos de radiofrecuencia selecti-
vos, tanto para definir el grosor de la adquisición
como para su localización en los tres planos del
espacio, definiendo así un “corte” del paciente
(slice). En los pasos siguientes, se independiza
la señal que proviene de cada vóxel del paciente
y a ese píxel se le asigna un tono de gris, que
conformará la imagen final en la pantalla de
procesado.
CODIFICACIÓN. FUNCIONES
DE LOS GRADIENTES DE CAMPO
Para obtener información anatómica es esencial
localizar de qué área anatómica salen las señales.
Es lo que se conoce como codificación espacial.
Todos los protones precesan con la misma
frecuencia en un campo magnético homogéneo
y cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los
protones emiten la energía recibida en forma de
eco o señal. Una señal emitida de esta manera,
con igual frecuencia y desde todos los puntos del
imán, no permite localizar su procedencia.
Los gradientes de campo realizan funciones
fundamentales para la formación de imagen, tales
como la codificación espacial, la codificación
de frecuencia y la codificación de la fase de los
espines en los tejidos selectivamente excitados.
Además, los gradientes de campo son capaces
de cambiar la fuerza del campo magnético de
manera lineal, excepto en el isocentro del imán,
donde no hay variación de la intensidad.
Codificación espacial: selección
de corte y grosor de corte
La producción de campos magnéticos locales
dentro del campo magnético principal rompe
la homogeneidad y causa distorsiones de la
fuerza electromagnética, provocando cambios
en la frecuencia de precesión de los protones.
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PARTE 1
42
Esto significa que en un extremo del imán unos
protones tienen una frecuencia determinada,
mientras que en el otro extremo los protones
tienen otra frecuencia de precesión diferente,
lo que hace posible localizar la señal según la
situación del tejido en relación con el campo
magnético.
Los campos magnéticos locales se deben a la
actividad de los gradientes de campo magnético
(GR) (v. el capítulo 3). Cada GR está en un pla-
no del espacio y se denomina según el eje en el
que se sitúa (GRx, GRy, GRz) (fig. 5.1). Como es
pequeño, el cambio de intensidad que producen,
se mide en Gauss y no en Tesla (fig. 5.2).
Los gradientes producen variaciones del campo
magnético a lo largo de una determinada
distancia de manera lineal.
Para elegir un corte anatómico concreto, es
necesario activar el GR de selección de corte, que
produce una variación lineal de la fuerza del cam-
po magnético. Los espines empiezan a precesar
con frecuencias diferentes según la localización
en el imán: los situados en un punto concreto
FIGURA 5.1
Dirección del campo magnético principal B0
y gradientes x, y y z en una RM cerrada y una abierta. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.2
Cambios en B0
sufridos tras aplicar gradiente en el eje x (transversal). (Imagen cortesía de Siemens.)
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CAPÍTULO 5
43
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tienen una frecuencia de precesión determinada,
marcada por la distancia al GR activado. Para
excitarlos, la transmisión de un pulso de radio-
frecuencia debe tener el mismo ancho de banda
de frecuencia que la de los espines de la zona
escogida; de este modo, sólo resuenan esos espi-
nes. Se habrá producido así la selección de un
corte de un grosor determinado (fig. 5.3).
Para la adquisición de un corte axial se acti-
vará el par de bobinas de gradiente ubicadas a
lo largo del eje z, creando así una distorsión
de B0
uniforme en sentido craneocaudal, de
manera que se podrá excitar cualquier plano,
simplemente ajustando el rango de frecuencias
del pulso de radiofrecuencia. Los planos vecinos,
al estar sometidos a pequeñas variaciones en la
frecuencia de precesión debido a su ubicación,
no entrarán en resonancia y por tanto no pro-
ducirán señal.
El plano de corte seleccionado determina cuál
de los tres GR realiza la selección de corte durante
pulso de radiofrecuencia. Así pues, para obtener
una imagen sagital, el GR de selección de corte
debe generar una distorsión lineal de B0
en senti-
do derecha-izquierda (eje x) activándose el GRx.
Para la obtención de una imagen coronal, el GR
de selección de corte debe generar una distorsión
lineal de B0
en sentido anteroposterior (eje y),
activándose el GRy. El GRz altera la frecuencia de
precesión en el eje z y selecciona los cortes axiales.
Para la adquisición de planos oblicuos, se pueden
activar dos e incluso los tres pares de GR.
El GR de selección de corte se activa durante
los pulsos de 90° y 180° en secuencias espín-
eco y durante la fase de excitación en secuencias
gradiente eco.
Los pulsos de radiofrecuencia no contienen
una frecuencia única, sino que dentro del pulso
se incluyen un rango de frecuencias previamente
calculadas con la ecuación de Larmor, lo que
permite delimitar el grosor del tejido excitado
en cada corte.
El rango de frecuencias incluidas en un pulso de
radiofrecuencia se denomina ancho de banda
de emisión.
El ancho de banda en cada pulso de radiofre-
cuencia se selecciona de forma automática en el
equipo en función del grosor de corte establecido
para la adquisición de la imagen. El ancho de
banda siempre es mayor al deseable, lo cual obli-
ga a establecer una separación mínima entre dos
cortes contiguos conocida como intervalo (gap) o
distancia entre cortes. El intervalo mínimo entre
dos cortes contiguos se establece entre un 10 y un
20% del grosor del corte.
El grosor de corte también depende de la
intensidad del GR de selección de corte y permite
realizar cortes finos, con selección de un menor
grupo de protones, a mayor intensidad o fuerza
del GR (fig. 5.4).
Los sistemas de GR difieren de unos equipos
a otros y marcan importantes funcionalidades.
Mayor intensidad de campo del GR implica
una curva rápida de subida del GR y es mayor
su capacidad para dar mayor resolución a las
imágenes ya que permite cortes muy finos. Para
cortes gruesos el GR utiliza una curva de subida
lenta.
Codificación de frecuencia
La codificación de frecuencia es la localización
de la señal en el eje largo de la zona anatómica
excitada.
FIGURA 5.3
Selección de corte. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.4
Grosor de corte y posición. (Imagen cortesía de Siemens.)
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PARTE 1
44
El GR de codificación de frecuencia o de
lectura produce un cambio de frecuencia de los
protones situados en el eje del GR que contribuye
a localizar la señal de acuerdo con su frecuencia.
Cuando aparece la señal, se enciende el GR y se
hace la lectura tanto en el desfase como en el
refase de la señal (fig. 5.5).
El técnico selecciona el GR de codificación de
frecuencia en la dirección del eje largo anatómico.
En la camilla, el paciente se sitúa en supino en el
eje z, cuando se realizan cortes en planos corona-
les o sagitales, siendo el eje largo de la anatomía
el eje z. Es el GRz el que realiza la codificación
de frecuencia. En las imágenes axiales, el eje largo
anatómico es el eje horizontal del magneto, sien-
do el GRx el que realiza el trabajo de codificación
de frecuencia.
La lectura o toma de muestras de la frecuencia
(codificación) está condicionada por la matriz
seleccionada. Así, si la matriz de frecuencia
es 352, entonces se debe recoger información de
352 puntos.
Al desconectar el GR los protones vuelven a
tener todos las mismas frecuencias de precesión.
Codificación de fase
La codificación de fase es la localización de la
señal sobre el eje corto de la imagen. Cuando se
activa el GR de codificación de fase, produce un
cambio en las fases de los protones en precesión
sobre el eje del GR, que se mantiene aunque se
desconecte el GR. La codificación de fase ocurre
después del pulso de excitación (fig. 5.6).
La activación del GR de codificación de fase
provoca cambios de fase de los protones en
función de la situación en el imán y cuando se
desactiva, los protones ya no vuelven a su fase
anterior.
Como conclusión, para la formación de la
imagen se envía un pulso de radiofrecuencia
selectivo a una región definida del cuerpo, que es
un corte anatómico seleccionado por su situación
y grosor por el GR de selección de corte. A con-
tinuación la codificación de fase y la frecuencia
localizan la señal en múltiples puntos.
Los gradientes de codificación de fase
y de codificación de frecuencia también
se definen como gradientes de campo
y su función básica es localizar una parte
de anatomía y situarla espacialmente
en una imagen bidimensional.
Se deben realizar tantos números de pases de
codificación de fase como filas o columnas tiene
la matriz elegida para el estudio. Se destaca la
relación del tiempo de adquisición (TA) con el
tiempo de repetición (TR), y el número de pasos
de codificación de fase, el número de excitaciones
(NEX) y el número de cortes.
º
º
TA TR N. de pasos de codificación de fase(MATRIZ)
NEX N. de cortes
= ×
× ×
La potencia y amplitud de los gradientes de
campo magnético determinan el mínimo grosor
de corte, el mínimo campo de visión y los
tiempos de eco y de repetición mínimos.
FIGURA 5.5
Gradiente de codificación de frecuencia (GF
), que realiza la lectura durante la señal. (Imagen cortesía de Siemens.)
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Dirección del gradiente en el campo
magnético
Los gradientes cambian la intensidad del campo
magnético en los tres ejes del espacio, pero tam-
bién en cualquier dirección. Cambian la polari-
dad de la corriente.
En el eje x puede ir la dirección del cambio
de derecha a izquierda, y al revés. Los protones
tendrán más frecuencia y más desfase allí donde
esté más alto el gradiente. Algo similar ocurre
para los ejes y, y z.
El isocentro del imán es el punto en el que
no hay cambios significativos en la fase ni en la
frecuencia a pesar del GR.
CAMPO DE VISIÓN
El campo de visión es el área en la que se realiza el
muestreo de datos de la codificación de frecuencia
y de fase. Tiene que ser un espacio homogéneo en
la intensidad del campo magnético, pues de otro
modo las mediciones son incorrectas.
En las especificaciones de venta de los equi-
pos de RM se expone el valor máximo del campo
de visión. Esta zona viene determinada por la
homogeneidad de B0
, siendo su valor máximo
de aproximadamente 50 mm (diámetro de la
esfera). No siempre es igual en los tres ejes del
espacio. La homogeneidad viene determinada en
ppm (v. el capítulo 3). Este valor máximo debe
permitir áreas de estudio grandes, tales como el
abdomen. El valor mínimo del campo de visión
es aproximadamente de 40 mm y se utiliza para
el estudio de regiones muy pequeñas, tales como
los dedos.
Si en un equipo no existe buena homogenei-
dad en el campo de visión estudiado, se producirá
distorsión geométrica en la imagen obtenida y se
puede dar simulación de la patología.
En la medida de lo posible, el campo de visión
debe ajustarse al tamaño de las estructuras
anatómicas a estudiar.
El campo de visión puede ser cuadrado cuando
los lados tienen la misma longitud o bien cua-
drangular si es asimétrico.
La utilización de un campo de visión cuadran-
gular permite reducir el campo de visión en la
dirección de codificación del GR de fase. Se evita
así la codificación de estructuras que no aportan
señal a la imagen de interés, como en el estudio
de la columna vertebral. La reducción del cam-
po de visión se conoce como “campo de visión
rectangular” y su aplicación permite reducir el
tiempo de adquisición. Esta elección permite
mantener la misma resolución espacial pero dis-
minuye la relación S/R debido a que adquiere
FIGURA 5.6
Gradiente de codificación de fase (GP
). (Imagen cortesía de Siemens.)
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PARTE 1
46
un menor número de datos para conformar la
imagen. Aunque utilizar el campo de visión rec-
tangular es muy frecuente, en ocasiones se asocia
con el artefacto aliasing o foldover (v. el capítulo 7).
MATRIZ
Sedenominamatrizalarepresentaciónnuméricade
los datos. Se compone de un número de unidades
que cubren el campo de visión en cada una de
las dimensiones del espacio. En adquisiciones
bidimensionales, la matriz representa dos ejes del
espacio y la unidad es el píxel; en 3D, representa
los tres ejes del espacio y la unidad es el vóxel
(la profundidad del vóxel es el grosor de corte)
(v. el capítulo 4). Cada unidad registra los datos
del estudio.
Los píxeles se agrupan en filas, que se corres-
ponden con el número de codificaciones de fase
usadas para obtener una imagen, y en columnas,
que se corresponden con las codificaciones de
frecuencia.
La matriz define el número de codificaciones
de fase y codificaciones de frecuencia que cons-
tan en el espacio K. Es el espacio K, el que se
representa en una matriz.
La imagen de RM comprende muchos elementos
de imagen individuales, conocidos como píxeles
o elementos de imagen. A dicha configuración
se la conoce como matriz de imagen.
Cuantos más píxeles contenga una imagen, más
información de la imagen se encuentra disponi-
ble, y más nítida y detallada es. Un mayor número
de píxeles y/o vóxeles significa una resolución
más alta (fig. 5.7). Para generar una imagen con
un tamaño de matriz de 256 × 256 píxeles, la
señal debe colocarse en cada unidad de cada fila
y columna, y debe diferenciarse su localización,
para situarla en 256 lugares por cada lado, siendo
su total 65.536 vóxeles (fig. 5.8).
Se podrán diferenciar los valores de la señal
durante la medición del eco cambiando el GR de
frecuencia. A lo largo del eje seleccionado se pro-
duce una frecuencia creciente, y se mide o codi-
fica la señal en su amplitud de onda. Esos datos
rellenan el espacio K (v. más adelante, fig. 5.9).
Las ondas sinusoidales (amplitud de la
frecuencia) de la lectura o codificación se van
superponiendo con sucesivas sumaciones, obte-
niéndose así una onda nueva. Cuantas más curvas
(señales) se utilicen, más preciso será el resultado
(fig. 5.10); la curva que se muestra en la parte
inferior es el resultado de 32 curvas sinusoidales
superpuestas.
Durante el tiempo entre el pulso de radio-
frecuencia y el eco, el GR de fase (eje y) se conecta
brevemente. Como resultado, las velocidades de
los espines de precesión serán diferentes durante
un corto período de tiempo. Después de que el
gradiente se desconecte, los giros a lo largo del eje
y muestran diferentes desplazamientos de fase,
directamente proporcionales a sus ubicaciones
(fig. 5.11).Este proceso se denomina codificación
de fase, y el gradiente asociado es el gradiente de
codificación de fase.
ESPACIO K
Los gradientes miden un gran número de veces
los momentos magnéticos de los espines a tra-
vés de la frecuencia y la fase. Los datos de cada
posición de la señal se guardan como puntos y
se procesan en un ordenador. Todos estos puntos
forman el espacio K (fig. 5.12).
FIGURA 5.7
Matriz de imagen: vóxel y píxel. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.8
Imagen con un tamaño de matriz de 256 × 256 píxeles. (Imagen
cortesía de Siemens.)
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Mediante procesos matemáticos complejos, el
espacio K se transforma en señal digital y poste-
riormente, en imagen. Los ejes Kx
y Ky
del espacio
K se denominan frecuencias espaciales. El valor
de los datos en bruto en el espacio K contribuye
a la formación de la imagen.
En el espacio K, a nivel central se localiza la
frecuencia espacial baja (líneas gruesas), mientras
FIGURA 5.9
La señal individual obtenida determina el valor de gris del píxel
asignado. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.10
Sumación de señales. La imagen final es una curva nueva
(amplitud), suma de las anteriores, en la parte inferior de la
imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.11
Codificación de fase: la secuencia de impulsos se tiene
que repetir ocho veces para una matriz de 8 × 8. (Imagen
cortesía de Siemens.)
FIGURA 5.12
El valor de los datos en bruto en el espacio K determina cómo
contribuye el patrón de frecuencias a la imagen. (Imagen cortesía
de Siemens.)
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PARTE 1
48
que en la periferia se localiza el patrón de fre-
cuencia espacial alta (líneas finas). Un ejemplo
muy simple para ayudar a ilustrar el caso consiste
en superponer el patrón de líneas horizontales y
verticales, que finalmente genera un patrón de
valores de gris complejo (fig. 5.13).
Es importante recordar que el espacio K no
es una imagen, sino que son datos de frecuencias,
guardados en puntos; cada punto tiene
la información de toda la imagen y representan
las frecuencias de todos los ecos de todo el corte
del tejido.
Transformada de Fourier
La transformada de Fourier es un proceso mate-
mático complejo que gestiona los datos del
espacio K y permite la asignación de un color
de la escala de grises a cada píxel de la matriz.
La señal contiene muchas frecuencias pero cada
frecuencia tiene una amplitud específica según
su localización. La transformada de Fourier
facilita la formación de una imagen analógica
(fig. 5.14).
Un punto en el espacio K no se correspon-
de con un píxel determinado de la imagen (al
menos no directamente); sino que cada parte de
la matriz de datos en bruto contiene información
de la totalidad de la imagen, como un holograma.
Cada espacio K contiene una imagen.
La transformada de Fourier es una fórmula
matemática, que en el caso de la RM convierte
la información del espacio K (coordenadas de
frecuencia) en información de la imagen (coor-
denadas espaciales y grises) (fig. 5.15).
La distribución de los datos en el espacio K
determina las características de la imagen. Los
datos brutos (Raw Data) del centro del espacio
K producen el contraste de la imagen, mien-
tras que los datos de la periferia, que casi no
contienen información del contraste tisular,
proporcionan la información sobre los márge-
nes, las transiciones de bordes y los contornos
de la imagen, mostrando las estructuras más
FIGURA 5.13
Superposición del patrón de líneas horizontales y verticales para generar un complejo patrón de valores en gris. (Imagen cortesía
de Siemens.)
FIGURA 5.14
La transformada inversa de Fourier pasa del espacio K a la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)
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finas y, en última instancia, conformando la
resolución.
Los datos del centro del espacio K determinan
la estructura y el contraste, mientras
que los de la periferia determinan la resolución
de la imagen.
El espacio K supone la representación digital de
los ecos recogidos por la antena receptora durante
el proceso de relajación de los protones excitados
durante el pulso de radiofrecuencia. Cada línea
del espacio K representa las señales emitidas a
diferentes frecuencias dentro de un mismo eco.
La intensidad de señal de un punto representado
en el espacio K se corresponde con la intensidad
de la frecuencia que representa.
Llenado del espacio K
Los datos que conforman el espacio K tienen
normas para su distribución. Por convención,
el eco correspondiente a la fase 0 se coloca jus-
to en la línea central del espacio K, mientras
que en la parte superior, de forma progresiva y
partiendo del centro del espacio K, se colocan
los ecos obtenidos de la codificación de fase
positiva (+1, +2, +3,…, +128, etc.); finalmente,
en la parte inferior, y partiendo desde el centro,
se colocan los ecos obtenidos aplicando codifica-
ciones de fase negativas (−1, −2, −3,…, −128,
etcétera).
Cada codificación de fase no representa
una línea de la imagen final, sino que cada eco
contribuye con información de todo el corte.
En el llenado del espacio K, la codificación de
fase se pasa a datos de pseudofrecuencia para
poder manejarlos matemáticamente. La imagen
se explora por bandas, y así las codificaciones
bajas parten en la imagen en bandas gruesas,
FIGURA 5.16
Datos crudos y su transformación en imagen. (Imagen cortesía
de Siemens.)
FIGURA 5.15
Datos crudos en el espacio K a la imagen. (Imagen cortesía de Siemens.)
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PARTE 1
50
mientras que las más altas actúan dividiendo el
corte en bandas finas, en este caso horizontales.
La imagen final será la suma de todas las bandas
producidas por las distintas codificaciones de
fase (fig. 5.16).
Técnicas de llenado del espacio K
En lo que respecta a la distribución de los datos,
el espacio K está estructurado en dos vertientes. Es
importante conocerlo, ya que tiene implicaciones
en la práctica diaria:
1. Los datos se colocan de manera simétrica. La
mitad superior es igual a la mitad inferior,
porque la curva de gradiente es la misma,
aunque con polaridad diferente. Algo similar
ocurre en el lado derecho con respecto al
izquierdo.
2. El contraste y resolución de la señal se distri-
buyen en el espacio K en determinadas áreas.
En la región central, los datos contribuyen al
contraste, mientras que en la zona periférica
los datos participan en la alta resolución.
Estos parámetros son importantes en la cali-
dad de imagen.
Ambas propiedades permiten utilizar diversas
técnicas de llenado del espacio K que posibili-
tan la disminución del tiempo de adquisición,
debido fundamentalmente a la adquisición par
cial del espacio K. De esta manera, se sacrifica
parte de la información de la periferia, pero a
cambio se puede disminuir el tiempo de adqui-
sición de la secuencia.
La reducción de la lectura se hace de forma
simétrica en ambos lados y siempre
de la periferia.
Se han desarrollado técnicas que permiten llenar
el espacio K de forma que coincidan la máxima
intensidad de contraste intravenoso con el lle-
nado del área central del espacio K. Destacables
son las técnicas basadas en el llenado parcial del
espacio K, aprovechando la simetría de datos; son
las denominadas técnicas Half Fourier (secuencias
basadas en la lectura incompleta del espacio K y
en técnicas de lectura parcial del eco), práctica
habitual para los técnicos de RM.
La reducción del número de pasos de codi-
ficaciones de fase es una técnica muy útil para
reducir el tiempo de adquisición, generando
píxeles rectangulares que, si bien provocan una
disminución de la resolución espacial, aumentan
la señal que compone la imagen, con una mejoría
de la relación S/R. La técnica de reducción del
número de pasos de codificación de fase se aplica
de forma directa, reduciendo la matriz de fase a
un valor inferior al de la matriz de frecuencias, o
bien de forma indirecta, alterando el llenado del
espacio K (llenados parciales).
El Half Scan o Half Fourier (HF) adquiere por
lo menos el 60% del espacio K en su codificación
de fase para reconstruir la imagen; la parte no
adquirida se calcula aprovechando la simetría
del espacio K.
El mayor inconveniente en Half Scan
o Half Fourier (HF) es que si existen
artefactos en la parte adquirida, se duplicarán
en las líneas calculadas; este efecto es
especialmente significativo en los artefactos
de movimiento.
El espacio K puede rellenarse de varias maneras
aprovechando la intensidad de los ecos según
FIGURA 5.17
Una matriz rectangular de 128 × 256 píxeles produce un 50% de reducción de resolución en la codificación en fase. (Imagen cortesía
de Siemens.)
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su localización en el centro o en los extremos,
la simetría de las codificaciones de fase con dis-
tinto signo o la simetría del eco en su parte inicial
y final.
Las distintas formas de relleno están casi siem-
pre encaminadas a reducir el tiempo de adquisi-
ción. Los modos de llenado más frecuentes son
el campo de medición de rectangular, el Half Scan
(HS):
CAMPO DE MEDICIÓN RECTANGULAR
Con esta forma de llenado del espacio K se redu-
ce el tiempo de exploración a base de reducir el
campo de visión en la codificación de fase, adap-
tándolo a la región anatómica (fig. 5.17).
HALF SCAN
Es diferente el campo de visión rectangular y el
scan parcial de píxel rectangular. En ambos casos
se adquiere un espacio K rectangular, pero en el
scan parcial se pierde resolución espacial al esti-
rar el píxel, mientras que en el campo de visión
rectangular se mantiene la resolución espacial.
Las codificaciones extremas mantienen el detalle
pero se pierde relación S/R al adquirir menos
líneas del espacio K.
Se aplica una reducción de tiempo con el cam-
po de visión rectangular siempre que la región
anatómica sea mayor en una dimensión que otra,
ajustando el campo de visión en la dirección de
fase con la dimensión menor. Por ejemplo, en
un corte axial de pelvis se establece la dirección de
fase en anteroposterior porque la estructura es
de menor tamaño que en su dimensión izquier-
da-derecha.
En la práctica se pueden combinar técnicas de
porcentaje de scan y campo de visión rectangular
para reducir el tiempo de adquisición (fig. 5.18).
En el Half Scan se adquiere al menos un 60%
del espacio K para garantizar que las líneas cen-
trales, que son las que dan el contraste a la ima-
gen, estén lo más limpias posible de artefactos.
Las imágenes obtenidas por Half Scan tienen
más ruido, ya que en una adquisición normal el
ruido que afecta a cada eco es compensado con
el ruido de otros ecos, y en el Half Scan no existe
tal compensación.
ECO PARCIAL
El espacio K es simétrico con respecto al origen,
por lo que se puede calcular su mitad superior a
partir de la inferior y la izquierda a partir de la
derecha. Si lo que se calcula es la mitad lateral, lo
que se deja de adquirir es una parte de cada eco;
se denomina eco parcial y se puede combinar con
otras técnicas de reducción de tiempo.
El poder adquirir y reconstruir imágenes
de eco parcial no se ha diseñado para ahorrar
tiempo de exploración, sino para poder apli
car tiempos de eco muy cortos ( 1 ms). Se
ad
quiere un eco muy cercano al pulso de excita
ción pero no se lee la parte inicial de ese eco, que
está superpuesta a la Free Induction Decay (FID).
La primera parte del eco se calcula matemática-
mente y se adquieren todas las codificaciones
de fase. La aplicación más utilizada es para la
adquisición de imágenes tridimensionales en
angiografía y para secuencias de eco de gradien-
te muy rápida, las llamadas eco planar image
(EPI) (fig. 5.19).
FIGURA 5.18
Matriz parcial (Half Fourier) del 60% de adquisición con resultado isotrópico pero con reducción de la relación S/R. (Imagen cortesía
de Siemens.)
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PARTE 1
52
RESUMEN
La formación de la imagen en RM es un con-
junto de acciones muy complejas e integradas
entre sí. El funcionamiento de los gradientes de
campo permite la selección de un corte dentro
del cuerpo, la elección del grosor del corte y su
codificación espacial. Posteriormente, al excitarse
el tejido de interés las señales obtenidas ocupan el
espacio K de manera ordenada. Todos estos datos
recogidos conforman el contraste y la resolución
de la imagen, que finalmente se transforman en
imagen digital gracias a la intervención de fórmu-
las matemáticas complejas.
AUTOEVALUACIÓN
1. Si se reduce el número de adquisiciones en
cualquier secuencia de RM, ¿qué criterio de
calidad de la imagen sufrirá mayor variación?
a. Tiempo de adquisición.
b. Resolución espacial.
c. Relación señal-ruido.
d. Tiempo de repetición.
e. Tiempo de eco.
2. Cuanto menor sea el píxel, mejor será:
a. El contraste.
b. La relación señal-ruido.
c. El tiempo de adquisición.
d. La resolución espacial.
e. El tiempo de secuencia.
3. Si se aumenta el grosor de corte, ¿qué dis-
minuye?
a. La matriz.
b. La relación señal-ruido.
c. El campo de visión.
d. El tiempo de adquisición.
e. La resolución espacial.
4. La potencia y la amplitud de los gradientes de
campo magnético determinan:
a. El grosor de corte mínimo.
b. El campo de visión máximo.
c. El grosor de corte máximo.
d. El tiempo de eco máximo.
e. El tiempo de repetición máximo.
FIGURA 5.19
Modo de llenado: secuencia EPI y eco parcial. (Imagen cortesía de Siemens.)
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5. ¿Cuáles de los siguientes son modos de llena-
do del espacio K?
a. Keyhole.
b. Eco parcial.
c. Lectura espiral segmentada.
d. Half Scan (HF).
e. Todas son correctas.
Bibliografía
Horowitz AL. MRI physics for radiologists: A visual approach.
3.ª ed. Nueva York: Springer; 1994.
Liney G. MRI from A to Z. A definitive guide for medical profes-
sionals. 2.ª ed. Londres: Springer; 2010.
Chichester: Wiley-Blackwell; 2011.
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55
CAPÍTULO 6
Secuencias aplicadas en RM
Introducción 55
Secuencias clásicas eco de espín (SE)
y variantes 55
Secuencia eco de espín clásica 55
Secuencias eco de espín turbo,
eco de espín rápida 57
Secuencias eco de espín ultrarrápidas
(ultra fast spin echo) 59
Secuencias inversión-recuperación
y saturación 61
Secuencias eco de gradiente (EG) clásica
y rápidas 64
Secuencia eco de gradiente (EG)
clásica 64
Secuencias EGR (rápidas) o Steady State
(SS) incoherentes 66
(SS) coherentes 66
Secuencias EGR con preparación
tisular 70
Secuencias eco planar (EPI) 70
Secuencias híbridas, gradiente y espín
eco (GRASE o GRSE) 71
Técnicas de adquisición en paralelo 75
Técnicas TAP basadas en el espacio K 76
Técnicas TAP basadas en imagen 77
Resumen de las técnicas TAP 77
Últimos avances de secuencias y otras
aplicaciones 78
Técnica K-T BLAST 78
Secuencias de última generación 78
Resumen 79
Apéndice 79
INTRODUCCIÓN
Las secuencias en RM son la combinación de pul-
sos de radiofrecuencia y de gradientes de campo
magnético, aplicados en períodos de tiempo de
forma ordenada y repetida. Los tejidos dan res-
puesta a estas secuencias, con señales que forman
las imágenes diagnósticas. Las secuencias están
compuestas por:
• pulsos de radiofrecuencia, indispensables para
el fenómeno de resonancia, y
• pulsos de gradientes de codificación espacial
(2D o 3D), determinantes en las variantes de
llenado del espacio K.
El conjunto de parámetros que componen cada
secuencia vienen diseñados y denominados,
muchas veces de manera diferente, por las dis-
tintas casas comerciales de los equipos.
La clasificación de secuencias se basa en la
forma de conseguir el eco (fig. 6.1): si es por un
pulso de radiofrecuencia, son las secuencias eco
de espín o RF; si es por un desfase de gradientes,
son las secuencias eco de gradiente; por último,
si proceden de una combinación de ambas, son
las secuencias híbridas. Por tanto, se clasifican
como:
• grupo eco de espín (SE): secuencias eco de
espín, secuencias inversión-recuperación, secuen-
cias eco de espín turbo y todas las variantes con
pulsos de radiofrecuencia de 90° y/o 180°;
• grupo eco de gradiente (EG): secuencias
eco de gradiente clásicas, secuencias eco de
gradiente rápidas (EGR) coherentes e incohe-
rentes, EGR con preparación tisular, secuencias
EPI (eco planar image);
• grupo de secuencias híbridas: GRASE.
SECUENCIAS CLÁSICAS ECO
DE ESPÍN (SE) Y VARIANTES
Este grupo se caracteriza por el uso de pulsos de
radiofrecuencia de 90° y 180°.
Secuencia eco de espín clásica
Desarrollada por Hahn en la década de (1950),
ha sido una de las secuencias más utilizadas,
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PARTE 1
56
aunque actualmente está en desuso debido a su
largo tiempo de adquisición.
Comienza con un pulso de radiofrecuencia de
90°, que inclina el vector de magnetización del
plano longitudinal al transversal y después de un
tiempo denominado TE/2, sigue uno o dos pulsos
de 180° para refasar los espines y conseguir uno
(mono eco) o dos ecos (doble eco) (fig. 6.2).
Se consiguen imágenes potenciadas en T1, T2
o densidad protónica, dependiendo del tiempo
de repetición, y del tiempo de eco (tabla 6.1).
Sus principales ventajas son:
• Alta resolución de contraste: imágenes T1 con
alta definición anatómica y T2 con alta sensi-
bilidad para detectar la patología, todas ellas
con aplicación en estudios osteoarticulares y
del sistema nervioso central (fig. 6.3).
• Baja susceptibilidad a artefactos por inhomo-
geneidad del campo magnético.
Su principal inconveniente, como ya se ha men-
cionado antes, está relacionado con los tiem-
pos de adquisición elevados, lo que hace que
este método sea muy sensible a artefactos por
FIGURA 6.2
Diagrama de secuencia SE.
TABLA 6.1 Parámetros de secuencias
SE (espín-eco) clásica
TR TE
T1 300-700 ms 10-25 ms
T2 1500-3.000 ms 80-100 ms
DP 1500-3.000 ms 10-20 ms
Valores para equipos de 1,5 T
FIGURA 6.1
A. Secuencia SE con ponderación T1. B. Secuencia EGR con ponderación T2. C. Secuencia GRASE con ponderación T2.
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movimiento y flujo. El tiempo de adquisición
(TA) depende del tiempo de repetición (TR), del
número de codificaciones de fase (NPy) y del nú
mero de excitaciones (Nexc):
TA TR NPy Nexc
= × ×
Secuencias eco de espín turbo,
eco de espín rápida
Al igual que en secuencias espín eco, se aplica un
ciclo de pulsos, primero de 90° seguido de múlti
ples pulsos de refase de 180° que producen múl
tiples señales o ecos (tren de ecos). Se reduce el
tiempo de adquisición, ya que con el mismo
tiempo de repetición hay más llenado del espacio
K porque hay más codificación de fases. El espa
cio K se ocupa de forma segmentada, tantas veces
como marque el número de ecos por cada tiempo
de repetición. Las primeras señales producidas
ocupan diferentes segmentos del espacio K, hasta
llenarlo completamente.
Las líneas centrales marcan la ponderación de
la secuencia. Los ecos que ocupan la parte central
del espacio K lo realizan durante el tiempo de
eco efectivo (TE efectivo). El número de ecos
durante un tiempo de repetición se denomi-
na longitud del tren de ecos (ETL) o factor
turbo (FT).
El tiempo de repetición es más largo que en la
secuencia espín eco, porque los pulsos de 180°
llevan su tiempo, y por ello, si se quieren más
cortes, se alarga significativamente el tiempo de
repetición, lo que influye en las potenciaciones
del contraste (figs. 6.4 y 6.5).
FIGURA 6.3
Imágenes de secuencias SE potenciadas en T1 (a), T2 (b) y DP (c).
FIGURA 6.4
Diagrama de secuencia TSE.
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PARTE 1
58
La longitud del tren de ecos (ETL) es el número
de ecos por cada tiempo de repetición y marca
el número de líneas que ocupan del espacio K.
Cada eco se codifica con un gradiente de fase
distinto para ocupar líneas del espacio K
distintas (segmentado).
No hay que confundir con secuencias eco de
espín con doble eco, en las que después de dos
pulsos de 180° se producen dos imágenes con
diferentes ponderaciones (T2 y densidad protó-
nica, DP) (fig. 6.6).
El tiempo de adquisición (TA) está influido
por el factor turbo (FT), reduciéndolo a valores
mínimos (tabla 6.2), ya que es inversamente
proporcional, como se puede ver en la fórmula
TA = TR × NPy × Nexc / FT
Las ventajas de este método son:
• Reducción importante de los tiempos de
adquisición.
• Baja sensibilidad a los artefactos por campo
magnético inhomogéneo o de susceptibili
dad magnética.
• Uso muy diverso, desde imágenes T2 hasta
uso de matrices muy altas para la obtención
de imágenes de alta resolución.
Sin embargo, sus inconvenientes también son
importantes:
• Susceptibilidad a los artefactos de flujo y movi-
miento.
• Aumento de la intensidad de brillo de la grasa
en imágenes T2.
• Peor relación S/R que en secuencias eco de
espín clásicas; existe baja señal de tejidos tales
como el hígado, el músculo o el líquido cefalo-
rraquídeo, con poco contraste.
La grasa tiene mayor señal en secuencias
eco de espín turbo que en secuencias eco
de espín debido al acoplamiento J (las
interacciones espín-espín en la grasa). Existen
mecanismos de corrección en las secuencias eco
de espín turbo, como DIET, donde el retraso
entre los pulsos de 180° respeta el acoplamiento J
y la grasa es más parecida a secuencias eco
de espín.
FIGURA 6.5
Esquema de llenado del espacio K por secuencias TSE.
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Se hace mención a la secuencia DRIVE o RES-
TORE o FR-FSE, según la casa comercial, que es
otra modificación de secuencia eco de espín turbo
con un pulso inversor de 90° al final del tren de
ecos, que incrementa la intensidad de la señal en
fluidos tales como el líquido cefalorraquídeo, con
tiempos de repetición más bajos (fig. 6.7).
Secuencias eco de espín ultrarrápidas
(ultra fast spin echo)
Estas secuencias parten de un pulso de 90° y
un ciclo de pulsos de 180°, es decir, un eco de
espín turbo, con la diferencia de que con un
tiempo de repetición (infinito) se llena todo
el espacio K.
La primera secuencia creada, RARE (Rapid
Acquisition with Relaxation Enhancement), se
encuentra en desuso. La evolución de la tecno-
logía de los gradientes y el aprovechamiento de
la simetría del espacio K permitió el desarro-
llo de esta secuencia RARE hasta conseguir las
siguientes:
• SSFSE (Single Shot Turbo/Fast Spin Echo): con
un solo tiempo de repetición y unos tiempos
de eco ultracortos se consiguen cortes con
tiempos inferiores a 1 segundo. Combina
técnica de parcial Half-Fourier (v. el capítulo 5,
y fig. 6.8).
• HASTE (Half-Fourier Acquisition Single shot
Turbo Spin Echo): combina la secuencia SSFSE
con una adquisición Half-Fourier (llenado del
60% del espacio K y el resto con transposición
de datos adquiridos).
Ambas secuencias tienen fuerte ponderación
T2, con tiempos ultracortos, indicadas para
pruebas con demostración de líquidos (T2 muy
largo): colangiografía por RM, urografía por RM,
estudios fetales (fig. 6.9).
Las principales ventajas de estas secuencias
son:
• Rapidez muy elevada (menos de 1 s).
• Baja sensibilidad a artefactos por movimiento.
• Alta sensibilidad a estructuras con líquido
circulante (fuerte potenciación T2).
El principal inconveniente es la pérdida de rela-
ción S/R y de resolución espacial en trenes de eco
muy largos.
FIGURA 6.6
Imágenes de secuencia TSE potenciadas en T1 (a), T2 (b) y DP (c).
TSE (turbo espín eco) clásica
TR TE FT
T1 300-700 ms Mínimo posible 2-8
T2 3.000-10.000 ms 80-140 ms 2-8
DP 3.000- 10.000 ms Mínimo posible 12-30
FIGURA 6.7
Imagen de secuencia DRIVE.
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PARTE 1
60
FIGURA 6.9
Imágenes potenciadas en T2 SS-TSE (a), y HASTE (b).
FIGURA 6.8
Esquema de llenado del espacio K por secuencia SS-TSE.
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Secuencias inversión-recuperación
y saturación
Se caracterizan por el uso inicial de un pulso inver-
tido de 180°, que revierte la magnetización de los
tejidos en sentido antiparalelo. Se genera una
fuerte ponderación en T1, dado que la recupera-
ción de la magnetización longitudinal parte de un
valor doble y pasa por un valor nulo antes de
su recuperación. El objetivo es incrementar las
diferencias del T1 de los tejidos y anular la señal
en algunos de ellos, potenciando los T2; el agua
da una señal alta (fig. 6.10).
La secuencia tiene el tiempo de inversión (TI)
entre el pulso inversor de 180° y el de 90°, en que
comienza la secuencia eco de espín. La recons-
trucción de la imagen de secuencias inversión-
recuperación (IR) puede ser:
• Reconocimiento de fase o real. Se distinguen
los vectores con valor positivo o negativo:
más oscuros los T1 largos y más claros los T1
cortos; tejidos sin señal, grises.
• Modulación o magnitud de la señal. El rango
de grises depende del tamaño de los vectores,
sin importar si son negativos o positivos: más
oscuros, vectores pequeños; más intensos,
vectores grandes. Esta modalidad es la elegi-
da para secuencias STIR o FLAIR (figs. 6.11 y
6.12).
FIGURA 6.10
Grafica de secuencias IR con anulación de la señal de diferentes tejidos (grasa y líquido). Después de un pulso de inversión,
la magnetización longitudinal se va recuperando, pasando al plano transversal; en ese momento la señal de los diferentes tejidos es nula.
Si elimina la señal de la grasa se nomina STIR, si es la señal de un líquido, FLAIR.
FIGURA 6.11
Diagrama de secuencia IRSE.
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PARTE 1
62
El tiempo de inversión (TI) es clave en el
resultado de la imagen, y según su valor (entre
100-3.000 ms para campos magnéticos de
1,5 T) se podrán obtener diferentes contrastes
con la anulación de la señal de distintos tejidos,
como la grasa (secuencias STIR) o líquido
(secuencias FLAIR).
Este pulso se asocia normalmente a secuencias
eco de espín (SE); sin embargo los tiempos largos
de adquisición han desarrollado nuevas asocia-
ciones con otras secuencias rápidas, tales como
eco de espín turbo (TSE) y eco de gradiente rápi-
das (EGR), o secuencias EPI (tabla 6.3).
SECUENCIAS STIR (SHORT TIME INVERSION
RECOVERY)
Se trata de una secuencia IR con pulso inversor de
180° con un TI corto (80-160 ms para un campo
magnético de 1,5 T), que no permite la recupera-
ción longitudinal del agua. A continuación hay
el pulso de 90°, con secuencia SE, que supri-
me la magnetización transversal de la grasa. El
objetivo es la señal nula o supresión de la se
ñal de la grasa (TI de 140 ms), con la particula
ridad de que los efectos T1 y T2 son aditivos,
lo que aumenta la señal de los tejidos patológi-
cos. Puede potenciarse en T1 o T2, dependiendo
del TE.
Tiene dos ventajas:
• Anulación de la grasa o tejidos con un TI corto.
• Baja sensibilidad a inhomogeneidades del
cam
po magnético o artefactos metálicos.
Los inconvenientes son diversos:
• Asociados a secuencias SE, se aumenta el TA.
• La anulación de la señal de la grasa no siem-
pre es efectiva, dependiendo de su TI (existen
secuencias específicas para tal fin).
• No se puede utilizar con gadolinio (reduce el
T1, y el STIR también), ya que puede anular la
señal del tejido con realce.
• El tiempo de repetición siempre debe ser supe-
rior a 3 a 5 veces el T1 de los tejidos de interés.
Tiene aplicaciones en estudios de sistema mus-
culoesquelético y en técnicas de supresión grasa
en diferentes áreas anatómicas. Los tiempos
de adquisición se han rebajado mucho gracias
a asociaciones con secuencias TSE (fig. 6.13 y
tabla 6.4).
SECUENCIA FLAIR (FLUID ATTENUATED
INVERSION RECOVERY)
Se trata de una secuencia IR con pulso inver-
sor de 180° con un TI largo (1.600-2.800 ms
para un campo magnético de 1,5 T) que corres-
ponde a la recuperación del pulso reverso de
180° del líquido cefalorraquídeo, y no deja que se
produzca su magnetización longitudinal. A con
tinuación el pulso de 90°, con secuencia SE,
no permite la magnetización transversa del lí
quido cefalorraquídeo. Se consigue así la supre-
sión de la señal del líquido (el agua tiene un
T1 de 2.000 ms).
La aplicación más importante es en neuro-
rradiología en especial en patología periventri-
cular craneal, dado que la supresión de la señal
del líquido cefalorraquídeo ayuda a resaltar la
patología adyacente (fig. 6.14 y tabla 6.5).
SECUENCIAS AVANZADAS
INVERSIÓN-RECUPERACIÓN
Los elevados tiempos de adquisición de las
secuencias IR clásicas han promovido el desarro-
llo de secuencias alternativas, buscando nuevas
formas de llenado del espacio K y uso de pulsos
inversores como preparación tisular, sin olvidar
que cada tejido tiene un TI característico depen-
diente del campo magnético.
FIGURA 6.12
Imagen de secuencia IR.
inversión-recuperación (IR)
TR TE TI
T1 +3.000 ms 10-20 ms 400-800 ms
T2 + T1 +3.000 ms +70 ms 400-800 ms
DP +3.000 ms 10-20 ms 1.800 ms
Valores para equipos de 1,5 teslas (T)
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TÉCNICAS AVANZADAS DE SATURACIÓN
DE LA GRASA Y FLUIDOS
Previamente se han comentado diferentes méto-
dos de anulación de la señal de la grasa, por
ejemplo, la secuencia STIR, pero se han desarro-
llado nuevas alternativas, como las que se citan
a continuación.
• Técnicas de saturación de la grasa por selec-
ción de frecuencia o saturación espectral.
Incluyen FAT-SAT (Fat Saturation), SPIR (Spectral
Presaturation with IR) o SPECIAL, que pueden
asociarse a cualquier secuencia, tanto SE como
EG. Ofrecen un gran detalle anatómico y se pue-
den usar en estudios postcontraste; sin embargo,
necesitan una gran homogeneidad del campo
magnético y requieren tiempos largos.
• Técnicas por excitación selectiva (PROSET
o Water Excitation). Es una aplicación de un
módulo de pulsos combinados (22,5° | 45°
| 22,5°) y separados por un tiempo corto,
FIGURA 6.13
Imagen de secuencia STIR (señal de la grasa anulada).
STIR (Short Time Inversión Recovery)
TR TE TI
STIR +4.000 ms +50 ms 150-175
ms
FIGURA 6.14
Imagen de secuencia FLAIR (señal del líquido cefalorraquídeo anulada).
FLAIR
TR TE TI
FLAIR +6.000 ms +70 ms 1.700-2.200 ms
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PARTE 1
64
que suman en total 90°, donde se relajan los
espines del agua generando una señal, mien-
tras la grasa ya se ha relajado y no emite señal.
Esta técnica de tiempos cortos de ejecución (de
1 a 2 ms) se puede aplicar en secuencias 3D
sin penalizar en tiempo. También se pueden
usar en secuencias postcontraste, muy útiles
en angiografía por RM, abdomen o sistema
musculoesquelético.
• Secuencias en fase y fase opuesta. Son secuen-
cias EG con distintos tiempos de eco (cortos),
basadas en las diferentes frecuencias de prece-
sión del agua y de la grasa. Se recoge la señal
del vóxel de la región a estudiar de tal manera
que en unos momentos la señal del agua y de la
grasa se suman (fase) dando una imagen T1, y
en otros la señal de ambas se resta, obteniendo
la misma imagen con grasa saturada o nula
(fase opuesta). Es una técnica rápida que se
puede asociar a pulsos de saturación grasa tales
como SPIR, con gran sensibilidad a estructuras
de grasa y agua (adenomas hepáticos, suprarre-
nales, etc.). No deben usarse como secuencias
postcontraste (fig. 6.15).
SECUENCIAS ECO DE GRADIENTE
(EG) CLÁSICA Y RÁPIDAS
Las secuencias eco de gradiente (EG) surgen como
alternativa a las SE por la necesidad de disminuir
los tiempos de exploración. Se reducen los tiem-
pos de llenado del espacio K con otras formas de
llenado y se acorta el TR.
Esta evolución desemboca en las secuencias
EGR, que reducen el TR gracias a la aplicación de
un pulso menor de 90° y sustituyendo el pulso
de 180° por pulsos de desfase y refase de gra-
dientes (gradientes bipolares) en la dirección de
la codificación de frecuencia, obteniéndose así
ecos con tiempos muy cortos.
Secuencia eco de gradiente (EG)
clásica
Se usa un pulso de radiofrecuencia con ángulo de
inclinación o flip angle (FA) inferior a 90°, sustitu-
yendo el pulso de 180° por la inclusión de gra-
dientes. Los gradientes son de fase, en la dirección
de la codificación de frecuencia, y provocan un
desfase en la precesión de los protones. Más tarde
se invierte el sentido del gradiente (gradiente de
refase), haciendo que los protones se refasen, lo
que produce un eco (figs. 6.16 y 6.17).
Para cada tejido existe un ángulo (a°) con el que
se obtiene la máxima señal en relación con el T1
y con el TR empleados; se denomina ángulo de
Ernst (aE
) y viene definido por la fórmula:
e
cos ( ).
E
TR T
1 / 1
α = − −
Las heterogeneidades del campo magnético favo-
recen un contraste T2* (en SE sería T2), y para
evitarlo en lo posible se usan TE muy cortos dada
la rapidez de decaimiento de señal.
El ángulo de inclinación (FA) es un nuevo
parámetro que condiciona la señal: a mayor
ángulo, mayor componente transversal y mayor
señal. Tanto este ángulo como el TR y el TE con-
dicionan las diferentes ponderaciones, T1, T2* o
DP (tabla 6.6 y fig. 6.18).
Las aplicaciones son diversas, desde el sistema
musculoesquelético, donde se consigue un buen
contraste hueso-cartílago, hasta estudios abdomina-
les dinámicos y angiografías por RM, debido a sus
tiempos de exploración cortos (TA bajos) como se
puede deducir de la fórmula TA = TR× NPy × Nexc.
Las ventajas de este método son:
• Secuencias muy rápidas, con ponderaciones
en T1, T2* o DP.
• Efecto T2* más sensible a la patología.
• Sensibilidad a la detección de restos hemáticos
en los tejidos.
FIGURA 6.15
Imágenes de diferentes secuencias con SPIR (a) y Fat-Sat. (b) y (c).
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FIGURA 6.16
Diagrama de secuencia EG (clásica).
FIGURA 6.17
Esquema de llenado del espacio K por secuencias EG.
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PARTE 1
66
Entre los inconvenientes destacan:
• Elevada sensibilidad a artefactos por objetos
metálicos (susceptibilidad magnética).
• Muy ruidoso por culpa del trabajo de los gra-
dientes.
La utilización en EG de tiempos de recepción
más cortos que los tiempos de relajación de los
tejidos provoca una situación de coexistencia de
magnetización longitudinal y transversal. Es lo
que se denomina estado estacionario o de equili-
brio (Steady State, SS). Se consigue así un equi
librio energético, es decir, la energía que entra
(con radiofrecuencia) es la que sale (con la señal).
El estadio estacionario produce dos señales:
una caída de la inducción libre de la Mxy creada
(relajación transversal) y un eco estimulado
por la Mxy residual.
Esto tiene importancia cuando los TR son meno-
res que los tiempos T2 de los tejidos. Dependien-
do de cómo se maneje la magnetización trans-
versal, se dividen las secuencias EG rápidas en:
• coherentes, cuando aún queda una magnetiza-
ción transversal residual al liberar el siguiente
pulso de excitación; producen rápidas imáge-
nes en T2* (efecto artrográfico o angiográfico,
donde brilla mucho el agua):
• incoherentes, en las que la magnetización
transversal residual se elimina.
(SS) incoherentes
Este tipo de secuencias EG eliminan el compo-
nente transversal residual antes de enviar un
nuevo pulso, quedando el componente longitudi-
nal; por lo tanto, las imágenes obtenidas estarán
potenciadas básicamente en T1.
Para eliminar esta magnetización transver-
sal residual se utilizan dos procesos diferentes:
pulsos de radiofrecuencia o gradientes sobre el
componente transversal (v. fig. 6.19 y tabla 6.7).
Las ventajas de este tipo de secuencias son:
• secuencias ultrarrápidas, secuencias en apnea,
• adquisiciones 2D o 3D,
• compatibilidad con estudios con gadolinio.
También tienen algunos inconvenientes:
• Son muy ruidosas,
• en adquisiciones 2D, la señal puede ser baja.
Sus aplicaciones son diversas, desde estudios
abdominales en apnea con o sin contraste (estu-
dios dinámicos) hasta angiografías por RM. Una
de las secuencias de este grupo permite conseguir
dos ecos con un mismo TR, y puede detectar la
presencia de grasa en momentos en los que la
grasa y el agua –con diferentes frecuencias de pre-
cesión– están en fase (suman la señal en el vóxel)
o en fase opuesta (restan la señal). Si se consiguen
dos imágenes, se denominan SINOP (Simulta-
neous acquisition of In phase and Opposed Phase),
aunque se utiliza más la llamada secuencia en
fase y fase opuesta, muy útil en secuencias abdo-
minales para estructuras con grasa (fig. 6.20).
(SS) coherentes
Dado que la magnetización transversal residual
en estado estacionario se va reduciendo, las
secuencias SS coherentes intentan mantenerla
FIGURA 6.18
Imagen eco de gradiente clásica (T2 FLASH).
EG clásica
TR TE FA (a°)
T1 −50 ms 1-5 ms 70°-110°
T2* +200 ms 15-25 ms 5°-20°
DP +200 ms 5-10 ms 5°-20°
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o refasarla completamente. Para mantener la
magnetización total o parcial se usan procesos
de refase. Dependiendo de cómo se refasen, se
clasifican en:
• SS coherentes con refase parcial: se aplica un
gradiente de refase en la dirección del gradien-
te de codificación de fase, consiguiendo una
señal (suma de la caída de la inducción libre
y el eco posterior).
• SS coherentes con refase total: se aplican
gradientes de refase en las tres direcciones del
espacio (tabla 6.8).
El estado estacionario pierde el componente
transversal debido al desfase que produce el
propio gradiente de fase en cada señal y los
procesos que implican el T2* (heterogeneidades
del campo magnético, movimientos de flujo o
movimientos aleatorios brownianos).
SS COHERENTES CON REFASE PARCIAL
Las SS coherentes con refase parcial se dividen a
su vez en coherentes con refase parcial con lec
tura prepulso, con un TE mayor que el TR con po
tenciación T2, muy sensibles al movimiento,
y SS coherentes con refase parcial y lectura
postpulso potenciadas en T2*, muy sensibles al
FIGURA 6.19
Diagrama de secuencia EGR incoherente con gradiente expoliador.
EGR incoherentes
TR TE FA (a°)
T1 20-50 ms 5-10 ms 30°-45°
FIGURA 6.20
Secuencias EGR incoherente: A. SPGR. B. TURBO FLASH.
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PARTE 1
68
movimiento, al flujo y a la susceptibilidad mag-
nética (figs. 6.21, 6.22 y 6.23).
SS COHERENTES CON REFASE TOTAL
SECUENCIAS BALANCEADAS (BALANCED)
Se caracterizan por refasar los gradientes en
las tres direcciones del espacio (Gx, Gy y Gz).
Necesitan un campo magnético muy homogéneo
y gradientes muy rápidos y potentes. La adquisi-
ción es bidimensional y se obtiene una señal que
es la suma de la caída de la inducción libre, el eco
de espín y el eco estimulado.
Secuencias conocidas también como balanced,
el contraste obtenido está influido por T2 y T1, T2/
T1, con señal intensa de fluidos y grasa (tabla 6.9).
La diferencia entre las secuencias SS (estado
estacionario) es principalmente el uso de la
caída de la inducción libre y/o eco estimulado.
Las SS coherentes usan tanto el eco estimulado
como la caída de la inducción libre, con
ponderaciones T1 o T2* que dependen del TE.
Las SS incoherentes sólo usan la caída de la
inducción libre, con ponderación T1.
FIGURA 6.21
Diagrama de secuencia EGR coherente con refase parcial y lectura prepulso.
FIGURA 6.22
Diagrama de secuencia EGR coherente con refase parcial y lectura postpulso.
EGR coherentes con refase parcial
TR TE FA (a°)
T2* 20-50 ms 15-25 ms 30°-45°
Valores para equipos de 1,5 teslas (T)
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Se pueden combinar diferentes secuencias
SS, distinguiendo CISS (Siemens) o FIESTA-C
(Philips), donde se combinan dos secuencias
balanced SSPF con adquisición 3D, con muy alta
resolución, aplicadas en estudios de neurorradio-
logía, y DESS, donde se combinan secuencias SS
coherentes con refase parcial y lectura prepulso
(PSIF) y secuencias SS coherentes con refase
parcial y lectura postpulso (FISP), que ofrecen
alta resolución orientada a estudios musculoes-
queléticos. Además, hay otras secuencias tales
como FADE y SPIDER (fig. 6.24).
Las ventajas de estas secuencias son:
• ultrarrapidez,
• alta relación S/R,
FIGURA 6.23
Secuencias EGR coherentes. A. FIESTA. B. GRASS. (Imagen cortesía de General Electric.)
FIGURA 6.24
Secuencias DESS (a) y CISS (b).
EGR coherentes con refase total.
Secuencias balanceadas
TR TE FA (a°)
Balanced (T1/T2) 10 ms 15 ms 90°
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PARTE 1
70
• poca sensibilidad a artefactos por movimiento,
muy útil en estudios cardíacos.
Entre los inconvenientes, cabe destacar:
• artefactos por pérdida de estado estacionario
(artefactos de banda),
• muy ruidosas.
Secuencias EGR con preparación tisular
Son secuencias ultrarrápidas EGR con TR ul
tracortos y FA (a°) muy pequeños en las cuales
se usan uno o varios pulsos previos de radiofre
cuencia (180° y/o 90°) para aumentar la diferen
ciación tisular; después de un tiempo de prepara-
ción (TP), comienza el pulso a° de la secuencia
EGR (fig. 6.25).
El tiempo transcurrido entre el pulso previo
y el comienzo de la secuencia EGR se denomina
TP. Las ponderaciones T1 o T2 dependen de los
pulsos preliminares, del TP y del modo de llenado
del espacio K (central) (fig. 6.26):
• Para una ponderación T1, se aplica un pulso
previo de 180° y después de un tiempo de
preparación y un llenado rápido del espacio K.
• Para ponderación T2 se aplican tres pulsos
de 90°/180°/90° y a continuación el EG. La
ponderación T2 depende del tiempo de pre-
paración, aunque es una técnica en desuso.
La aplicación de esta secuencia T1 está enfocada
a estudios de angiografía por RM (sangre negra)
y estudios abdominales y de mama (figs. 6.27 y
6.28).
Secuencias eco planar (EPI)
En este tipo de secuencias el ciclo comienza con
un pulso de excitación inicial que produce un
tren de ecos de gradiente, también llamado tren
de ecos (fig. 6.29).
Cada señal se digitaliza en sentidos diferentes
usando gradientes de codificación de frecuencia
bipolares (primero señal en +Gy, segundo señal
en −Gy, etc.) que llenan un determinado núme-
ro de líneas de K de forma alterna (relleno del
espacio K en zigzag). Para esta técnica se nece-
sitan sistemas informáticos muy rápidos para
poder procesar la gran cantidad de información
recibida, además de gradientes potentes y veloces
(fig. 6.30).
Si se logra llenar todo el espacio K con un TR y
se obtiene una imagen, se denomina snap o single
shot EPI; si se usan varios TR, se llama multishots
EPI o EPI segmentada.
La ponderación de la imagen en EPI depende
del pulso de excitación, similar a EG con prepa-
ración tisular:
• Con pulsos de 90° y 180°, potenciará en T2,
dado que el TE es largo: SE EPI.
• Con pulso a°, en cada TR, potenciará en T2*.
• Con un pulso inversor 180° más un grupo
SE (90°-180°), potenciará en T1 (figs. 6.31
y 6.32).
Las aplicaciones más importantes son las técnicas
de difusión y perfusión (v. el capítulo 16).
Entre las ventajas de estas secuencias, destaca
que:
• son rapidísimas, en casi cualquier poten
ciación con TA mínimos, puesto que el
TA = TR × NPy × Nexc / factor EPI
• permite el uso de difusión y perfusión, de gran
utilidad fundamentalmente en patología del
sistema nervioso central.
FIGURA 6.25
Diagrama de secuencia EGR con preparación tisular.
ERRNVPHGLFRVRUJ
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Los principales inconvenientes son:
• precio muy elevado, ya que se necesita hardwa-
re y software habilitados, además de gradientes
configurados;
• elevada susceptibilidad a artefactos de dis-
torsión geométrica y por desplazamiento quí-
mico agua-grasa (siempre hay que hacer una
saturación espectral de la grasa para evitar este
artefacto, lo que requiere campos magnéticos
altos) (fig. 6.33).
Se puede corregir la distorsión geométrica utilizando
EPI segmentadas: se llena el espacio K con varios
TR (múltiples shots), codificaciones de fase con
ligeras variaciones, lo que genera diferentes
trayectorias de llenado dentro de dicho espacio K.
SECUENCIAS HÍBRIDAS, GRADIENTE
Y ESPÍN ECO (GRASE O GRSE)
Sonsecuenciasenlasquesecombinanlosformatos
de adquisición de ecos de las secuencias EGR y SE,
llenando el espacio K igual que las secuencias EPI.
FIGURA 6.26
Esquema de llenado del espacio K por secuencias EGR con preparación tisular.
FIGURA 6.27
EGR con preparación tisular (MPRAGE).
ERRNVPHGLFRVRUJ
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PARTE 1
72
FIGURA 6.28
EGR con preparación tisular (LAVA).
FIGURA 6.29
Diagrama de secuencia SE-EPI.
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73
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FIGURA 6.31
Diagrama de secuencia GR-EPI.
FIGURA 6.30
Esquema de llenado del espacio K por secuencias EPI.
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PARTE 1
74
FIGURA 6.33
Secuencia EPI. (Imagen cortesía de General Electric.)
FIGURA 6.32
Diagrama de secuencia IR-EPI.
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Son rápidas como las EGR. Las señales SE se posi-
cionan en el espacio K en la parte central y las
EG en otro sentido y en la periferia, consiguiendo
así una fuerte ponderación en T2 de SE sobre la
T2* del EG (figs. 6.34 y 6.35).
El número de ecos conseguidos por módulo se
llama factor EPI y el número de líneas que se
llenan con cada TR será igual al factor turbo, que
es el número de ecos de espín por el factor EPI.
Ejemplo: Con un factor EPI de 3, un número de
eco de espín de 8 y número de eco de gradiente
de 16, el factor turbo es 24.
Como en secuencias EPI, las secuencias GRASE
pueden ser single shot o multishot, donde se repre-
senta el factor turbo. Las aplicaciones son varia-
das, dada la fuerte ponderación T2 (parecida a la
secuencia TSE), pero con tiempos muy inferiores
y sin aumento de brillo de la grasa (al contrario
que las secuencias TSE, donde la señal de la grasa
es muy intensa) (fig. 6.36).
TÉCNICAS DE ADQUISICIÓN
EN PARALELO
La reducción de los tiempos de exploración es
el principal objetivo de los últimos avances en
el campo de la RM. En este caso, el manejo del
llenado del espacio K es más eficiente. El uso
de gradientes rápidos y potentes con llenados
alternativos del espacio K se ve desplazado por la
tecnología de las bobinas de múltiples elementos
(en serie o phased array).
Las antenas en serie con el incremento de los
canales de transmisión marcan el comienzo de las
técnicas de adquisición en paralelo (TAP).
La base de estas técnicas es considerar el tiem-
po de adquisición, proporcional al número de
líneas de fase de codificación en una adquisición
cartesiana.
La tecnología TAP combina las señales recogidas
por la bobina en serie para construir la imagen
final. Son procesos matemáticos que llenan el
espacio K, sustituyendo codificaciones de fase y
reduciendo los tiempos de adquisición. Se puede
decir que por cada línea de llenado con codificacio-
nes de fase, con el TAP se llenan varias líneas más.
La imagen final es el resultado de ese llenado
de datos recogidos por las antenas dentro del
marco de lo que se denomina perfil de sensibili-
dad de las antenas, el conjunto de factores tales
como porcentaje de señal por antena, localiza-
ción del vóxel, geometría de antena, etc., que sirve
de referencia para el cálculo de la imagen. Esta
información de los perfiles se puede obtener por
una adquisición breve e independiente de baja
resolución, por adquisiciones integradas en las
secuencias de pocas líneas de espacio K (autocali-
bración) o por un mapa previo 3D.
Normalmente, el sentido de esta técnica es
la reducción del tiempo de la secuencia, cuanti-
ficada en el llamado factor PAT o factor de ace-
leración, aunque también sirve para mejorar la
resolución. Ejemplo: PAT 2 significa que se llena
la mitad del espacio K con codificaciones de fase,
reduciendo el tiempo, o bien que con el mismo
tiempo con que se adquiere una secuencia con
una matriz de 256 se obtendría una secuencia
con una matriz de 512, que asocia aumento de
la resolución espacial.
FIGURA 6.34
Diagrama de secuencia GRASE.
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PARTE 1
76
El factor PAT está limitado por el número
de canales de las antenas.
La técnica TAP se puede clasificar dependiendo
de que el procesado matemático se haga antes
(técnicas TAP en el dominio del espacio K) o des-
pués del llenado del espacio K (técnicas TAP en
el dominio de la imagen).
Técnicas TAP basadas en el espacio K
Las TAP basadas en los procesos de espacio K
antes de la imagen final resultan de un llenado
más eficiente, utilizan las señales recogidas por
la antena array y llenan el espacio K de forma
incompleta. Con los perfiles de sensibilidad de
las antenas y procesos matemáticos, se estima
un cálculo de las líneas del espacio K vacías, con
ahorro en codificaciones de fase no realizadas y
del tiempo final (fig. 6.37).
Dentro de este grupo hay diferentes variantes:
AUTO SMASH, SPEED, SMASH y GRAPPA, sien-
do éstas últimas (las GRAPPA) las más utilizadas.
FIGURA 6.35
Esquema de llenado del espacio K por secuencias GRASE.
FIGURA 6.36
Secuencia GRASE.
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Técnicas TAP basadas en imagen
La codificación espacial en la dirección del gra-
diente de codificación de fase se submuestrea para
ahorrar tiempo (equivalente a la reducción del
campo de visión del elemento de bobina). Por lo
tanto, las imágenes intermedias de cada elemento
de la bobina presentan artefactos de aliasing y
campo de visión horizontal debido a los llenados
parciales del espacio K. Gracias a los perfiles de
sensibilidad de los elementos, la imagen genera-
da se puede calcular deduciendo el valor de los
píxeles entre las diversas imágenes intermedias
obtenidas por cada elemento (fig. 6.38).
Los perfiles de sensibilidad de la bobina
se pueden medir o bien por adquisición por
separado antes de la secuencia de formación de
imágenes, en forma de adquisición 3D de baja
resolución en todo el campo de vista, o bien por
autocalibración con la medición de algunas de
las líneas que faltan en el centro del espacio K
(mSENSE).
La calibración es esencial, ya que forma la base
para la reconstrucción de la imagen final y
cualquier fallo en los datos de un perfil de
elemento se reflejará en la imagen reconstruida.
En este grupo se enumeran las siguientes técnicas:
SENSE, mSENSE, ASSET, SPCE RIP y PILS. Las
más utilizadas son las tres primeras, dependiendo
de la casa comercial.
Resumen de las técnicas TAP
Las técnicas TAP ofrecen:
• reducción importante de los tiempos de explo-
ración;
• aumento de la resolución espacial;
• reducción de los depósitos (el parámetro para
cuantificar la energía absorbida es la potencia
específica absorbida (Specific Absortion Rate o
SAR) expresada en vatios/kilogramo).
• corrección de diferentes artefactos como: de
movimiento, geométricos o susceptibilidad
magnética;
• asociación con la mayoría de secuencias.
Las TAP más utilizadas son la GRAPPA (entorno
de espacio K) y SENSE y mSENSE (entorno de
imagen). Son muy útiles en secuencias single shot
(SS), tales como TSE, HASTE o EPI.
Cuando se estudian tejidos muy heterogéneos,
es mejor usar GRAPPA, dado que los perfiles
de sensibilidad son más complicados y difíciles.
Cuando el plano de codificación de fase es
perpendicular al plano de los elementos de la
antena, hay que usar SENSE.
Hay que destacar el último avance de las TAP,
las denominadas técnicas matriciales (TIM, Total
Imaging Matrix), formadas por un alto número de
segmentos de antena y de canales de recepción
alrededor del paciente. Se utilizan para estudios
de cuerpo entero, donde solventan los problemas
FIGURA 6.37
Gráfico representación de procesamiento de TAP dentro del entorno del espacio K.
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PARTE 1
78
de campo de visión que tienen las TAP; se puede
usar el factor de aceleración (factor PAT) en los
tres ejes del espacio, superando esta limitación de
las TAP, además de poderse combinar con ellas
(SENSE, GRAPPA, SMASH, etc.). También ofrecen
la ventaja de poder explorar zonas no previstas
sin necesidad de recolocar al paciente.
ÚLTIMOS AVANCES DE SECUENCIAS
Y OTRAS APLICACIONES
Existen nuevas secuencias que controlan el lle-
nado del espacio K mediante señales, ecos de
navegación, que provienen de la zona de estudio.
Esta señal queda monitorizada y a partir de ella se
capturan, o no, los ecos producidos para formar
la imagen. Un ejemplo de estas secuencias son
PACE, con respiración libre donde se controla
el movimiento diafragmático con un navegador,
“eligiendo” los ecos que llenarán el espacio K y
por tanto formarán la imagen.
Ejemplo de secuencias: TURBO FLASH PACE
2D (T1), HASTE 2D PACE (T2) o 3D TSE PACE.
Otras secuencias con ecos guía del área o ecos
rastreadores son los CARE BOLUS o BOLUS
TRACK o FLUORO TRIGGER. Son secuencias
EG diseñadas para estudios vasculares con
denominaciones que difieren dependiendo de
la casa comercial y cuya función es la de activar
la secuencia 3D EG TOF. Cuando supera cierto
nivel de intensidad o umbral, el operador obtiene
información de la localización del contraste, acti-
vando la secuencia en el punto deseado.
Técnica K-T BLAST
La técnica K-T BLAST (K-T Broad-use Linear
Adquisition Speed up Technique) prevé valores
que presentará en un determinado momento en
cada vóxel a través de imágenes de baja resolu-
ción. Existe una relación entre el espacio K k y
el tiempo, y de ahí la denominación K-T. Esta
estimación será más acertada a medida que el
movimiento de la estructura a estudiar sea lo
más uniforme posible, aumentando así el factor
de aceleración. La información se transmite al
software del sistema que los procesa, generando
imágenes de alta definición. Estas técnicas pueden
ser K-T BLAST y K-T SENSE (sensitivity encoding),
K-T asociado a técnica SENSE. Permiten imágenes
de alta resolución (AR) en tiempos mínimos, del
orden, por ejemplo, de 35 imágenes de AR de
2 × 2 mm en 1 segundo. Su aplicación principal
son estudios cardíacos con RM (fig. 6.39).
Estas técnicas sólo se usan con estructuras en
movimiento y no sirven para estudios vasculares.
Secuencias de última generación
Los últimos avances en secuencias están basadas
en la combinaciones de los diferentes llenados
FIGURA 6.38
Gráfico representación de procesamiento de TAP dentro del entorno de la imagen.
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CAPÍTULO 6
79
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del espacio K, con técnicas TAP y con secuencias
EG rápidas. Aparte de las tecnologías ya men-
cionadas –TAP o K-T BLAST–, existen diferentes
secuencias, como BLADE (Siemens), PROPE-
LLER (General Electric) o MULTIVANE (Philips),
las cuales usan tecnología “PROPELLER”, que
se basan en el llenado radial del espacio K. Se
utilizan con el fin de anular los artefactos por
movimientos. Estas secuencias están indicadas en
pacientes pediátricos y adultos de difícil manejo
sin sedación (fig. 6.40).
CAIPIRINHA es una técnica de reconstruc-
ción que permite mayores factores de aceleración
en secuencias como VIBRANT (General Elec-
tric), que es un EGR con saturación espectral
de la grasa con factor de aceleración (ASSET)
y filtros para estudio de mama (figs. 6.41 y
6.42).
WATS (Philips) y VIEWS (Siemens) son nue-
vas técnicas de anulación de la señal grasa por
excitación del agua en secuencias como LAVA
(General Electric), que es un EGR para estudio de
hígado en personas con mínima apnea aportando
diferentes contrastes por cada TR, disponibles en
las últimas versiones de equipos.
El desarrollo de las secuencias está fundamen-
tado en la constante reducción de los tiempos de
exploración, basada en el desarrollo de la tecno-
logía de bobinas, de más elementos y más canales
y nuevos materiales, así como la evolución del
hardware y software de los equipos.
RESUMEN
En este capítulo se han expuesto de manera sen-
cilla los fundamentos de las secuencias básicas
SE y EGR, así como los tiempos de llenado del es
pacio K y su influencia en la reducción del TA.
Finalmente, se explican de manera breve las
técnicas más avanzadas en relación con el uso
de la última tecnología de las antenas. El cono-
cimiento de las secuencias es importante para
el técnico con el fin de realizar un trabajo más
eficiente.
APÉNDICE
En las tablas 6.10, 6.11 y 6.12 se exponen las
secuencias más comunes.
FIGURA 6.39
Imagen con técnicas de aceleración K-T BLAST.
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PARTE 1
80
FIGURA 6.42
Imágenes de secuencia VIBRANT con saturación grasa en alta definición. Diferentes saturaciones: A. Agua. B. Grasa. C. Fase. D. Fase
opuesta.
FIGURA 6.41
Imágenes con técnica CAIPIRINHA de aceleración de adquisición de imágenes. A. Secuencia 3D VIBE FS sin CAIPIRINHA, 25 segundos.
B. 3D VIBE FS con CAIPIRINHA ×2, 14 segundos. C. 3D VIBE FS con CAIPIRINHA ×4, 7 segundos.
FIGURA 6.40
Imágenes TSE T1 sin técnica PROPELLER (A) y con técnica PROPELLER (B).
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CAPÍTULO 6
81
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AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Por qué se caracterizan las secuencias de la
familia espín eco?
a. Por el uso de pulsos de radiofrecuencia de
90° y 180°.
b. Por la rapidez de los TA.
c. Por el uso de un FA menor de 90°.
d. Sólo tienen ponderaciones T2*.
2. ¿Qué ponderación en imagen tienen las se-
cuencias SS-SE (Single Shot spin echo) y HAS-
TE (Half-Fourier Acquisition Single-Shot Turbo
Spin-Echo)?
a. Fuerte ponderación en T1.
b. Fuerte ponderación en T2 indicadas en
estudios de estructuras con líquido.
c. Ponderaciones en densidad protónica y T2.
TABLA 6.11 Familia de secuencias eco de gradiente
Familia eco de gradiente (EG) GE Hitachi Philips Siemens
EG clásica GRE GE FFE GRE
EGR incoherentes
(Spoiled)
SPGR
MPGR
LAVA
RSSG T1-FFE
CEFFE T1
FLASH
EGR incoherentes ultrarrápidas
(Spoiled)
FAST SPGR
FAST GRE
VIBRAN
FAME
LAVA
SARGE T1 TFE
T2 TFE
THRIVE
TURBOFLASH
VIBE
EGR coherentes MPGR
GRASS
SSFP
FIESTA
TRSG
BASG
FFE
T2FFE O
CFFE
BFFE
FISP
PSIF
TRUFISP
DESS
CISS
EGR con preparación tisular IR FAST-GRASS
DE FAST-GRASS
LAVA
SSTFES MP-RAGE
SS TURBO FLASH
SS TURBO FISP
EPI SE EPI
GRE EPI
SE EPI
SG EPI
SE EPI
FFE EPI
TFE EPI
EPI SE
EPI PERFUSIÓN
EPI FI
TABLA 6.12 Familia de secuencias híbridas
Familia híbrida GE Hitachi Philips Siemens
S. híbrida GRASE GRASE TGSE
TABLA 6.10 Familia de secuencias espín eco
Familia eco de espín (SE) GE Hitachi Philips Siemens
SE SE SE SE SE
FAST O TURBO SE FAST SE (FSE) FSE TSE TSE
Doble o multi SE MULTIECHO MULTI SE MSE
Ultra SE SS-FSE FSE-ADA SSH-THE
UFSE
SSTSE
HASTE
IR IR
IR-FSE
IR
FIR
IR
IREET
IR
TURBO IR
TIRM
STIR STIR
FAST STIR
STIR
FAST STIR
STIR
EET
STIR
TURBO STIR
FLAIR FLAIR
FAST FLAIR
FLAIR
FAST FLAIR
FLAIR
FLAIR EET
FLAIR
TURBO FLAIR
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PARTE 1
82
d. Ponderación igual a T2/T1.
e. Todas son verdaderas.
3. ¿Qué particularidad tienen las secuencias STIR
(Short Time Inversion Recovery)?
a. Son secuencias extremadamente rápidas.
b. Anulación de la señal de líquido, técnica
indicada para estudios del sistema nervio-
so central por su capacidad de anulación
de la señal del líquido cefalorraquídeo.
c. Anulación de la señal de la grasa y de
tejidos con TI similares.
d. Este tipo de secuencias son primera elec-
ción en estudios con gadolinio.
e. a y c son correctas.
4. Las secuencias EG reducen su TR debido a:
a. El uso de varios pulsos de frecuencias de
90° y 180°.
b. El uso de un pulso igual o inferior de 90°,
además de gradientes bipolares.
c. El uso de pulsos mayores de 180° y gra-
dientes bipolares.
d. El uso de gadolinio para acortar los T1 de
los tejidos.
5. ¿Qué es el estado estacionario (Steady State)?
a. Es el estado en el que tras pulsos de ex-
citación con TR ultracortos coexisten las
componentes longitudinal (Mz), y trans-
versal (Mxy), previo a un nuevo pulso.
b. Es el estado en el que tras pulsos de exci-
tación con TR largos, coexisten las com-
ponentes longitudinal (Mz), y transversal
(Mxy), previo a un nuevo pulso.
c. Es el estado al que llega el electrón tras la
estimulación por radiofrecuencia.
d. Es el estado latente del imán superconduc-
tivo.
e. Es el estado del espín tras dos pulsos de
180°.
6. La técnica SENSE (Sensitivity Encoding) perte-
nece a una de las familias de las técnicas de
adquisición en paralelo (TAP). ¿A qué familia
pertenece?
a. A familia TAP basada en el medio de la
imagen.
b. A familia TAP basada en el medio del es-
pacio K.
c. A nuevas técnicas matriciales tales como
TIM (Total Imaging Matrix).
d. b y c son correctas.
Bibliografía
Almandoz T. Guía práctica para profesionales de Resonancia
Magnética. 1.ª ed. Bilbao: Osatek; 2003.
Bradley W, Stark D. Resonancia Magnética. 3.ª ed. Madrid:
Harcourt/Elsevier; 2000.
Oleaga Zufiría L, Lafuente Martínez J, editors. Aprendiendo
los fundamentos de la resonancia magnética. Monografía
Seram. Madrid: Editorial Panamericana; 2007. p. 11-6.
Chichester: Wiley- Blackwell; 2011.
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83
CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
INTRODUCCIÓN
Los artefactos son distorsiones de la imagen
radiológica que dan lugar a imágenes poco útiles
para realizar un adecuado diagnóstico.
Para obtener una buena imagen, se necesita el
equilibrio de una serie de factores que influyen
en la calidad de la imagen:
• contraste,
• resolución espacial,
• relación señal-ruido,
• tiempo de adquisición de las imágenes.
En los últimos años se ha reducido mucho el
tiempo de adquisición de las imágenes: las
primeras imágenes se obtenían en secuencias
de 15 minutos, mientras que en la actualidad
una secuencia se considera larga si dura más de
6-7 minutos. Esta disminución en el tiempo de ad
quisición de las imágenes ha disminuido la
aparición de artefactos de movimiento.
Los artefactos son alteraciones producidas en la
imagen, bien por exceso o por defecto de señal,
que hacen que ésta no coincida con la realidad.
CLASIFICACIÓN DE LOS ARTEFACTOS
Suelen clasificarse en función de la causa que lo
ha generado:
• paciente
• obtención de la imagen
• campo magnético
• gradientes del campo magnético
• antena.
En la tabla 7.1 se expone un resumen de los tipos
de artefactos y sus soluciones.
Artefactos generados por el paciente
Una de las causas más frecuentes es el movimien-
to del paciente, ya que si este movimiento se pro-
duce durante la adquisición de la imagen, dará
lugar a una pérdida de nitidez o a la aparición de
falsas estructuras, que podrían conducir a errores
diagnósticos.
Para hacer más cómoda la prueba y poder
mantener una posición adecuada del paciente,
es de gran utilidad el uso de almohadillas y
correas de inmovilización.
Se recomienda explicar al paciente en qué va
a consistir la prueba, así como lo que va a oír y
sentir durante la adquisición de la imagen para
evitar o disminuir los movimientos voluntarios.
También pueden producirse artefactos por
movimientos que el paciente no puede controlar:
• oculares,
• respiratorios,
• cardíacos,
• peristálticos,
• debidos al flujo sanguíneo o del líquido cefa-
lorraquídeo.
La respiración, el latido cardíaco, los movimien-
tos peristálticos y los movimientos oculares son
responsables de la aparición de artefactos en la
dirección de la fase.
Los artefactos producidos por movimientos
constantes (respiración, latido) provocan réplicas
de la anatomía que está en movimiento. En cam-
bio, si el movimiento no es constante, provoca
una pérdida de nitidez conocida como blurring
(emborronamiento).
Introducción 83
Clasificación de los artefactos 83
Artefactos generados por el
paciente 83
Artefactos relacionados con la obtención
de la imagen 88
Artefactos generados por el campo
magnético 92
Artefactos relacionados con los
gradientes del campo magnético 93
Artefactos relacionados con la
antena 94
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PARTE 1
84
ARTEFACTO POR MOVIMIENTOS OCULARES
Para evitar este artefacto, hay que pedirle al
paciente su colaboración o bien se le pueden
tapar los ojos con una gasa para evitar que fije la
mirada en algún objeto (fig. 7.1).
ARTEFACTO POR MOVIMIENTOS
RESPIRATORIOS
En este caso se obtienen réplicas de la anatomía
de la pared torácica que está en movimiento,
debido a la respiración.
TABLA 7.1 Tipos de artefactos y sus soluciones
Tipos de
artefactos
Soluciones
Generados por el
paciente
Voluntarios
Inmovilización / sedación
Secuencias especiales
(BLADE en Siemens)
Involuntarios
Bandas de saturación
Saturación de la grasa
Aumento del número de adquisiciones
Gating cardíaco o respiratorio
Administración de fármacos que paran
el intestino
Secuencias rápidas con apnea
Artefactos
relacionados
con la obtención
de la imagen
Aliasing
Utilización de filtros
Sobremuestreo
Adquisiciones
intercaladas
Aumento del campo
de visión
Antenas de
superficie
Bandas de
saturación
Cambios en la
dirección de
la fase
Pulsos selectivos de
excitación
Truncación
Aumento del
tamaño
de la matriz
Uso de filtros de
datos brutos
Desplazamiento
químico
Técnicas de su-
presión grasa
Mayor ancho de
banda
Menor campo de
visión
Volumen parcial
Reducción del
grosor de corte
Artefactos
generados
por el campo
magnético
Susceptibilidad magnética
Evitar el uso de objetos metálicos
Evitar el uso de secuencias gradiente
de eco
Mantener la puerta cerrada
Usar secuencias STIR
Usar bandas de saturación
Reducir tamaño del vóxel
Usar tiempos de eco más cortos
Ángulo mágico
Usar secuencia con un tiempo
de eco alto
Artefactos
generados por
los gradientes
magnéticos
Pérdida de linealidad
Reducir el campo de visión
Aplicar filtros de la imagen
Corrientes Eddy
Usar antenas para secuencias ultrarrápidas
Usar gradientes apantallados
Usar secuencias basadas en los tiempos
de relajación
Artefactos
relacionados
con la antena
Interferencias en la
radiofrecuencia
Revisar jaula de
Faraday
Cerrar bien la puerta
Mantener un
grado de húmeda
óptimo
No usar ropas con
fibras sintéticas
Revisar las bombillas
de la sala
Crosstalk
Evitar superposición de cortes
Alternar la excitación de los cortes
Evitar secuencias SE
Por proximidad
de la antena
Separar la antena
de los tejidos
próximos
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CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
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Este artefacto se produce a lo largo de la direc
ción de codificación de la fase durante la secuen-
cia de pulsos. Esto es así porque:
1. En la dirección de codificación de la frecuen-
cia, el gradiente de selección de corte tienen
la misma amplitud para cada tiempo de
repetición; sin embargo, en la codificación
en la dirección de fase hay diferente amplitud
para cada tiempo de repetición. Por ejem-
plo, la anatomía del tórax en inspiración se
localizará en una posición diferente que en
espiración, por lo que habrá diferentes valores
de fase dependiendo de su posición.
2. Hay un tiempo de retraso entre la codificación
de la fase y la lectura de la señal. Por ello, la
anatomía se habrá movido entre la codifica-
ción de la fase cuando la señal es leída duran-
te la codificación de la frecuencia y puesta en
el espacio K.
En realidad, este artefacto sólo se puede disminuir
y no eliminar ya que para eliminarlo el paciente
tendría que dejar de respirar. Para poderlo dis-
minuir, algunas de las soluciones consisten en:
• Aumento del número de adquisiciones. La
técnica funciona porque la anatomía real está
siempre en el mismo sitio mientras que los
artefactos van cambiando su posición. Con
el promedio de la intensidad de señal se
consiguen eliminar los artefactos de manera
aleatoria. No obstante, se alarga la duración
del estudio.
• Gating respiratorio. Consiste en colocar una
banda alrededor del pecho del paciente que
se expande y contrae cuando el pecho sube y
baja. De esta forma se consigue monitorizar
el ciclo respiratorio, de manera que se obtie-
nen imágenes sin movimiento. Para ello, la
cantidad de cortes se divide por ciclos según
la tolerancia del paciente a la apnea. Con
esta técnica se elimina el artefacto entre los
sucesivos tiempos de repetición pero también
aumenta el tiempo de estudio.
• Saturación de la grasa. La grasa tiene un T1
más corto que otras estructuras, por lo que
tendrá una mayor intensidad en la imagen.
Gran parte de los artefactos de movimiento se
producen por la intensidad de señal de la grasa
subcutánea; por tanto, al suprimir su señal se
consigue eliminar gran parte de los artefactos
respiratorios.
• Secuencias rápidas con apnea. Para la adqui-
sición de la imagen son necesarias secuencias
de pocos segundos y evitar así el artefacto res-
piratorio; esto se consigue usando secuencias
eco de gradiente (EG) que permiten un tiempo
de repetición corto.
La inspiración se mantiene durante más tiempo
pero si durante el estudio el paciente tiene que
contener la respiración varias veces es mejor
realizarlo en espiración, ya que la podrá repetir
con mayor facilidad.
• Cambio en la dirección de la fase. Es recomen
dable efectuar el cambio cuando el artefacto
se produce en la dirección de codificación de
la fase (fig. 7.2).
ARTEFACTO POR MOVIMIENTOS CARDÍACOS
Este artefacto se produce en la dirección de codifi-
cación de la fase. Se puede evitar de tres maneras:
• Gating cardíaco. Consiste en la colocación de
unos electrodos en el pecho del paciente de
manera similar al electrocardiograma que se
adhieren con el uso de gelatina conductora
(hay que poner gran cantidad para evitar que-
mar al paciente). Los electrodos compatibles
con RM son de carbono y no de metal con el
fin de evitar artefactos en la imagen. Con el uso
del gating cardíaco se consigue sincronizar el
ciclo cardíaco adquiriendo siempre la señal en
el mismo punto del ciclo. El tiempo de adqui
sición viene determinado por la frecuencia car
díaca: cuanto más rápida sea, más rápida es la
adquisición.
• Gating periférico. La sincronización cardíaca
también se puede conseguir con la detección
del flujo arterial en un dedo de la mano o del
pie del paciente, ya que en esta localización
los vasos sanguíneos están muy cerca de la
piel. Para ello, se utiliza un detector de luz
infrarrojo que detecta el volumen de sangre
que llega a la extremidad, lo que es suficiente
para activar la adquisición de la imagen sin-
cronizándola con el latido. No obstante, la
señal recibida no se corresponde en el tiempo
con el latido cardíaco, sino que hay un retraso.
Esta técnica es muy útil para evitar el artefacto
FIGURA 7.1
Artefacto por movimiento ocular.
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PARTE 1
86
de flujo de pequeños vasos y movimientos del
líquido cefalorraquídeo.
• Bandas de presaturación. Se colocan sobre
la región de donde proviene el artefacto, ya
sea proveniente de una arteria, vena o latido
cardíaco (fig. 7.3).
ARTEFACTO POR MOVIMIENTOS PERISTÁLTICOS
Los movimientos peristálticos del tubo digestivo
provocan un movimiento continuo y aleatorio del
contenido abdominal sin que exista ninguna señal
que se pueda sincronizar para evitar tal artefacto.
Hay varias formas de evitar este artefacto:
• Aumento del número de adquisiciones. Ello
alargará la duración de la prueba.
• Fármacos antiperistálticos. La hioscina
butilbromuro o escopolamina butilbromuro
(Buscapina®
) es un fármaco que detiene el
movimientoperistálticoduranteunos15o20mi
nutos, tiempo suficiente para la adquisición de
la imagen. Debe administrarse con ayuno de 6-
8 horas.
• Bandas de saturación. Son bandas paralelas
a la dirección del corte seleccionado. Se aplica
un pulso de 90° a todos los tejidos dentro de
la banda de saturación justo antes del pulso de
excitación de radiofrecuencia. De este modo
se consigue que la señal que viene de la zona
externa del estudio no esté en fase cuando se
recoja la señal de la zona de interés, evitando
el artefacto de movimiento en la imagen.
ARTEFACTO DE FLUJO
Este tipo de artefacto se produce por varias causas:
• Entrada de espines en el plano de corte. Para
obtener la imagen de RM, es necesario aplicar
secuencias de excitación y registrar la señal
tantas veces como pasos de codificación de
fase haya. Con un tiempo de repetición largo
la señal obtenida será máxima con cada exci-
tación, ya que se logra la total recuperación del
vector de magnetización antes de la siguiente
secuencia. Por el contrario, si el tiempo de
repetición es corto, cuando se comience la
siguiente secuencia los espines estarán par-
cialmente saturados y la señal será menor.
En los vasos sanguíneos, durante el transcurso
del primer tiempo de repetición al siguiente,
los espines parcialmente saturados salen del
plano de corte y entran otros que ya han recu-
perado todo el vector de magnetización, por
lo que habrá una intensificación de la señal. La
velocidad del flujo debe ser lo suficientemente
lenta como para que los espines permanezcan
FIGURA 7.3
Artefacto por movimiento cardíaco.
FIGURA 7.2
Artefacto de respiración.
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CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
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en el plano de corte desde el pulso de excita-
ción hasta el tiempo de eco de cada secuencia.
• Espines fuera de corte. Si el flujo sanguíneo es
rápido, los espines no permanecerán el tiempo
suficiente después de cada excitación para poder
recoger su señal, por lo que habrá una pérdida
de señal en el plano de corte. La sangre, por
ejemplo, aparecería negra en la imagen.
• Artefacto de flujo en dirección a la fase. Si los
espines se mueven perpendiculares al plano de
corte, provocan aumentos y disminuciones en
la frecuencia de precesión de los espines, lo
que produce errores en la codificación espacial
y da lugar al artefacto. Por ejemplo, si se obtie-
ne un plano axial del abdomen, en la imagen
aparecen “fantasmas” (artefactos) alrededor
de la aorta (fig. 7.4).
Para evitar este artefacto, existen varias solu-
ciones:
• Bandas de saturación. Son bandas paralelas
a la dirección del corte seleccionado. Se aplica
un pulso de 90° a todos los tejidos dentro de
la banda de saturación justo antes del pulso de
excitación de radiofrecuencia y como resultado
la sangre que fluye en la zona de la banda de
saturación no tendrá tiempo de recuperarse,
con lo que no se tendrá señal de ella, elimi-
nando así el artefacto.
El inconveniente que tienen las bandas
de saturación es que aumentan el tiempo de
repetición, aumentando también el tiempo
de exploración.
• Pulsos de compensación. Para evitar el arte-
facto provocado por el movimiento del líquido
cefalorraquídeo, se aplican pulsos de gradiente
adicionales en sentido opuesto para eliminar
los desplazamientos de fase debidos al movi-
miento. Estos gradientes adicionales se insertan
en la secuencia en cualquier momento de la
secuencia de pulsos.
Resulta útil cuando hay pérdida de señal de los
vasos porque se usan secuencias con tiempos
de eco largos. No aumentan la potencia espe-
cífica absorbida (Specific Absortion Rate o SAR)
pero aumentan el tiempo de eco mínimo de
la secuencia por lo que se reduce el número
de cortes posibles.
ARTEFACTO DE MOVIMIENTO EN PACIENTES
PEDIÁTRICOS Y/O DESORIENTADOS
En la figura 7.5 se puede ver un ejemplo de este
tipo de artefactos. Para evitarlos, existen diversas
soluciones:
• Inmovilización del paciente. Para ello puede
ser necesario el uso de correas de sujeción y de
cuñas.
• Sedación.
FIGURA 7.4
Imagen axial de rodilla. Se aprecia artefacto de flujo en la
dirección de la fase prominente de la arteria.
FIGURA 7.5
Artefacto de movimiento.
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PARTE 1
88
• Uso de secuencias rápidas. Por ejemplo, las
secuencias eco-planar (EPI), que hacen llena-
dos parciales del espacio K.
• Uso de secuencias Blade (Siemens). Con esta
secuencia se hace una adquisición radial y pro-
gresiva del espacio K.
Este tipo de adquisición del espacio K sólo se
puede hacer en secuencias eco de espín turbo
(TSE), ya que en cada tiempo de repetición se
adquiere una porción del espacio K.
Artefactos relacionados con la obtención
de la imagen
Los artefactos relacionados con la obtención de
imágenes se pueden deber a varias causas: arte-
facto de superposición, de truncación, de des-
plazamiento químico y por volumen parcial.
ARTEFACTO DE SUPERPOSICIÓN (ALIASING,
WRAP AROUND Y FOLDOVER)
Este artefacto se produce cuando el campo
de visión es menor que la zona de estudio.
Las estructuras situadas fuera del campo de visión
se superpondrán en el lado opuesto de la imagen
(fig. 7.6).
Este artefacto se puede producir en la direc
cióndecodificacióndelafase,enladireccióndeco
dificación de frecuencias y en la selección de corte
en técnicas 3D.
• Aliasing en la dirección de codificación de la
fase. Después de cada pulso de excitación, las
estructuras situadas en uno de los extremos del
campo de visión experimentan un desfase de
180° entre eco y eco. Las estructuras situadas
en el lado opuesto también sufren un desfase,
pero de −180° (fig. 7.7). Los protones que han
sido excitados por el pulso de radiofrecuencia
y que se encuentran fuera del campo de visión
sufren un desfase progresivo y repiten de for-
ma constante la codificación de fase usada en
los márgenes del campo de visión. El orde-
nador es incapaz de distinguir una señal que
experimenta un desfase en sentido contrario a
las agujas del reloj y otra que experimenta una
progresión en sentido horario; ambas señales
son interpretadas como ondas de la misma
frecuencia y se les da la misma localización.
• Aliasing en la dirección de las frecuencias.
Cuando se usa una antena de gran sensibilidad
con un campo de visión pequeño, se obtiene
señal de los extremos del campo de visión pero
también llega señal más allá del límite de éste,
ya que se encuentra dentro de la zona de sensi-
bilidad de la antena. Sin embargo, esta señal es
de baja frecuencia, por lo que el ordenador le
da una posición errónea, por lo que se produce
la superposición de imágenes.
• Aliasing en la dirección de corte en técnicas
3D. En las técnicas 3D se aplica un gradiente
de fase adicional en la selección del bloque
de corte (slab), por lo que también se puede
producir aliasing.
Existen diversas formas de evitar el artefacto
de superposición:
• Sobremuestreo (over-sampling). Para evitar el
solapamiento de la imagen en la dirección de
codificación de la fase, se aumenta el campo
devisión,extendiendolacurvadecodificaciónde
fase sobre un área más amplia. De este modo,
los valores de la señal de fase que se encuentran
fuera del campo de visión serán diferentes a los
valores que están dentro, lo que evita el aliasing.
Sin embargo, al aumentar el campo de visión,
se produce una pérdida de resolución espacial,
por lo que se aumenta el número de pasos de
codificación de la fase (NEX); esto conlleva un
aumento del tiempo de exploración (fig. 7.8).
• Anti-aliasing en la dirección de codificación
de las frecuencias (uso de filtros). En la direc-
ción de codificación de frecuencias se aumen-
ta el valor de la frecuencia límite, por lo que
aumenta el campo de visión en esa dirección
sin que el tamaño del píxel se vea modificado.
Posteriormente, se descartan las frecuencias
procedentes de las estructuras situadas fuera
del campo de visión de interés. Para que estos
filtros no afecten a la intensidad de la imagen
en los extremos del campo de visión, se debe
aumentar el límite del ancho de banda a partir
del que se produce el filtrado.
• Adquisiciones intercaladas. Al usar dos
adquisiciones intercaladas en la dirección de
la fase, se consigue doblar el campo de visión
en esa dirección manteniendo la relación
señal-ruido. Posteriormente se descartan las
estructuras situadas fuera del campo de visión.
FIGURA 7.6
Artefacto de superposición producido en la dirección
de codificación de la fase.
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Artefactos en RM
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• Aumento del campo de visión de lectura. Al
aumentar el campo de visión de lectura no
queda ninguna estructura fuera de éste, con
lo que se evita el artefacto.
• Antenas de superficie. Al utilizar una antena
adecuada a la zona de estudio no se obtiene
señal de las estructuras que se encuentran fuera
del campo de visión.
• Pulsos de saturación. Al enviar un pulso de
90° a las estructuras situadas fuera de campo de
visión de interés antes de la secuencia de pul
sos, se consiguen saturar los espines y no obtener
señal de ellos Esta técnica conlleva el aumento
deltiempoderepetición,aumentandoconelloel
tiempo de estudio. Para mantener el tiempo de
repetición hay que reducir el número de cortes.
Si la imagen está potenciada en T1, hay que
tener cuidado con el aumento del tiempo de
repetición, ya que tiene que ser corto.
• Cambio en la dirección de fase. Si el arte-
facto sólo se produce en una dirección de la
fase (por ejemplo, anteroposterior), se puede
cambiar la dirección de la fase (por ejemplo,
izquierda-derecha), evitando así el artefacto.
• Pulsos selectivos de excitación. En las técnicas
3D se excita primero el volumen entero (por
ejemplo, rodilla) y posteriormente se hace una
codificación de la fase en dos ejes y otra de las
frecuencias en el otro eje. Al excitar volúmenes
más pequeños, se reduce el número de señales
y se disminuye la aparición del artefacto.
ARTEFACTO DE TRUNCACIÓN
(GIBSS Y RINNGING ARTIFACT)
Este artefacto aparece al limitar el rango de
frecuencias espaciales que se codifican para la
reconstrucción de la imagen. Cambios bruscos de
contraste o de intensidad de brillo entre tejidos
adyacentes aparecerán en la imagen como líneas
claras y oscuras intercaladas (fig. 7.9).
Este tipo de artefacto se produce tanto en
la dirección de codificación de fase como en la
dirección de codificación de las frecuencias. Sin
embargo, dado que en la dirección de la fase se
suelen utilizar menos pasos de codificación para
disminuir el tiempo de exploración, estos artefac-
tos suelen ser más frecuentes en la dirección de
codificación de fase.
FIGURA 7.7
Aplicación de gradiente de fase.
FIGURA 7.8
Aplicación de sobremuestreo para evitar el
artefacto de aliasing.
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PARTE 1
90
Al utilizar una matriz demasiado pequeña, el
tamaño del píxel es demasiado grande para repre-
sentar con precisión los límites entre diferentes
contrastes. Normalmente la matriz de codifica-
ción de fase es más pequeña que la matriz de
codificación de frecuencias para reducir el tiempo
de exploración, lo que contribuye a que el arte-
facto también se produzca con más frecuencia
en la dirección de codificación de fase que en la
dirección de codificación de frecuencias.
Un ejemplo de artefacto de truncación es el
sagital T1 de la columna cervical, en la que existe
baja señal del líquido cefalorraquídeo y alta señal
del cordón medular, por lo que en la dirección de
fase aparecen líneas claras y oscuras que podrían
dar lugar un diagnóstico erróneo de siringomielia
(cavidades quísticas llenas de líquido dentro de
la médula espinal).
El artefacto de truncación se puede confundir
con un artefacto de movimiento.
Básicamente, se pueden hacer dos cosas para evi
tar este artefacto:
• Aumentar el tamaño de la matriz. Al aumen-
tar la matriz en la dirección de codificación
de fase se aumenta el tiempo de exploración,
por lo que se combina con un aumento de la
matriz de codificación de frecuencias, redu-
ciendo la aparición del artefacto.
La matriz de codificación de fase nunca debe
ser inferior a la mitad de la matriz de codificación
de frecuencias.
• Usar filtros de datos brutos. Se filtran los datos
antes de la reconstrucción de la imagen, pero
no es muy práctico, ya que se pierde nitidez.
ARTEFACTO DE DESPLAZAMIENTO QUÍMICO
Este artefacto se produce por la diferencia exis-
tente entre la frecuencia de precesión del átomo
de hidrógeno ligado a la grasa y el ligado al agua.
En la imagen aparece como una serie de bandas
hiperintensas e hipointensas en las interfases
agua-grasa (fig. 7.10).
La grasa tiene hidrógeno unido a carbono y
agua unido a oxígeno, y precesa con una frecuen-
cia menor que el agua. Esta diferencia de frecuen-
cia de precesión depende del campo magnético
principal. Por ejemplo, en un campo de 1,5 T, la
grasa precesa 220 Hz menos que el agua, mientras
que en un campo magnético de 1 T la diferencia
es de 147 Hz.
Debido a que este artefacto se produce por
la diferencia en las frecuencias de precesión del
agua y de la grasa, se producirá en la dirección de
codificación de las frecuencias.
Los protones sometidos a un gradiente cuya
intensidad varía a lo largo de la dirección selec-
cionada presentan una frecuencia de precesión
proporcional a la intensidad del campo mag-
nético en cada punto, por lo que los protones
más alejados del centro del campo de visión,
donde el gradiente de campo tiene su valor
máximo, tienen la frecuencia de precesión más
alta.
Las frecuencias de precesión disminuyen
proporcionalmente al reducir la distancia res-
pecto al centro del campo de visión. Por lo tanto,
cualquier factor que modifique la frecuencia de
precesión de los protones dará lugar a una mala
localización en la dirección de codificación de
frecuencias.
FIGURA 7.9
Imagen sagital de cráneo donde se ven líneas claras y oscuras, producto del artefacto.
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Artefactos en RM
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Este artefacto aparece con más frecuencia
cuanto mayor sea la intensidad del campo mag-
nético principal.
El artefacto de desplazamiento químico aparece
con la utilización de secuencias eco de espín y
eco de gradiente.
Este artefacto se puede evitar de tres maneras:
• Aplicar técnicas de supresión grasa (STIR y
FAT-SAT). Suprimen la señal de la grasa antes
de la recogida de la señal de cada línea de
datos.
• Aumentar el ancho de banda. Al usar un
ancho de banda mayor se reduce la aparición
del artefacto, pero por el contrario disminuye
la relación señal-ruido.
• Reducir el tamaño del campo de visión.
Gracias a ello se obtiene un mayor gradiente
de campo y como resultado hay un menor
desplazamiento en la imagen, ya que depende
del tamaño del píxel.
Otro artefacto debido al desplazamiento químico
es la cancelación de la señal de agua y grasa. Este
artefacto se produce porque hay una diferencia
de la frecuencia de precesión entre la grasa y el
agua.
La grasa y el agua estarán en fase cuando sus
ondas se encuentren en el mismo punto del ciclo.
Debido a que el agua y la grasa tienen diferentes
frecuencias de precesión, cambiarán constante-
mente su posición relativa, coincidiendo en fase
en momentos puntuales.
Después del pulso de excitación, la grasa y el
agua se encuentran en fase. Sin embargo, debido
a su diferencia en la frecuencia de Larmor, empie-
zan a desfasarse. Si no existe un pulso refasador
de 180° como en la secuencias eco de espín, los
protones de la grasa y del agua se encuentran
fuera de fase la mayor parte del tiempo.
Cuando en un vóxel hay una interfase de
tejidos ricos en grasa con predominio de agua,
las señales de ambos se suman o se anulan en
función de la diferencia de fase en el momento
de recoger el eco.
Con este artefacto, aparecerá un borde negro
(ausencia de señal) en los límites donde hay teji-
dos con alto contenido en grasa y tejidos ricos
en agua si el tiempo de eco coincide cuando las
dos señales se encuentran 180° fuera de fase
(fig. 7.11).
El artefacto de desplazamiento químico se
produce tanto en la dirección de codificación
de frecuencias como en la dirección de fase, pero
sólo cuando se usan secuencias eco de gradiente.
Para evitar este artefacto, se ajusta el tiempo de
eco, para que los protones del agua y de la grasa
se encuentren en fase cuando se recoja la señal.
ARTEFACTO POR VOLUMEN PARCIAL
Cuando en un vóxel hay una mezcla de señales
de diferentes tejidos recogidas en poco tiempo,
en la imagen aparecerán como una mezcla de
intensidades que realmente no existen.
FIGURA 7.10
Imagen sagital de columna cervical. En la imagen de la izquierda se observa el artefacto en la dirección de la fase; sin embargo,
en la imagen de la derecha se evita el artefacto al cambiar la dirección de la fase. Las flechas indican la dirección de la fase.
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PARTE 1
92
Para evitar este artefacto se reduce el grosor de
corte. Así se consigue disminuir el volumen del
vóxel y del número de intensidades de tejidos que
participan en él.
Artefactos generados por el campo
magnético
Los artefactos generados por el campo magnético
pueden ser debidos a dos motivos: a la suscep-
tibilidad magnética o al fenómeno del ángulo
mágico.
ARTEFACTO DE SUSCEPTIBILIDAD MAGNÉTICA
El campo magnético principal se puede alterar
por factores externos tales como radios, ascen-
sores, móviles, etc. Los equipos de resonancia
cuentan con sistemas que homogenizan el campo
magnético (shimming) y apantallan (shielding)
estos factores externos. Por tanto, este tipo de
artefacto se puede producir por la susceptibilidad
magnética entre tejidos o bien por la presencia de
algún objeto metálico que lleve el paciente, tales
como pendientes, horquillas, piercing, prótesis
metálicas, clips quirúrgicos, prótesis dentales,
etcétera.
La presencia de un objeto metálico se
caracteriza por la pérdida de señal de la zona
de estudio, que suele ir acompañada por un borde
de alta intensidad de señal.
La susceptibilidad de un tejido se basa en la faci-
lidad que tiene para magnetizarse. La presencia
de un material ferromagnético (por ejemplo, la
concentración de hemoglobina después de una
hemorragia) o la presencia de una interfase de
aire-tejido (por ejemplo, senos paranasales o pul-
mones) provocan una pérdida de señal. Aunque
la apariencia de ambos en la imagen es parecida,
los artefactos producidos por susceptibilidad
magnética entre tejidos son más sutiles.
Este tipo de artefacto se puede producir por
dos motivos:
• Alteración del campo magnético en la zona
a estudio: el gradiente de codificación de
frecuencias no es efectivo, y como resultado
espines con distintas localizaciones presentan
la misma frecuencia, por lo que se les asigna
una posición errónea.
• Pérdida de fase entre espines que se encuen-
tran situados dentro de un mismo vóxel.
Estos dos hechos producen una pérdida de
señal de RM y errores en la codificación espacial.
La susceptibilidad magnética es el grado de
magnetización de una sustancia en respuesta a
un campo magnético.
Dependiendo de su comportamiento magnético,
las sustancias se pueden clasificar en:
• Diamagnéticas. Provocan diferencias en el
campo magnético, produciendo ausencia de
señal en la localización del objeto metálico
y en su periferia. Estas sustancias, que dis-
minuyen ligeramente la intensidad del cam-
po magnético y no son atraídas por el campo
magnético. Pueden ser exógenas (oro, plata,
platino, titanio, tungsteno, materiales cerámi-
cos y fibras sintéticas), compatibles con la RM,
o endógenas (el cuerpo humano).
• Paramagnéticas. Aumentan la intensidad del
campo magnético y son atraídas ligeramente
por el campo magnético. También pueden ser
exógenas (gadolinio) o endógenas: ferritina y
hemosiderina.
• Ferromagnéticas. Aumentan el campo mag-
nético de manera muy elevada y son atraídas
fuertemente por el campo magnético, por lo
que producen una pérdida de señal y provocan
un gran artefacto de imagen. Algunos ejem-
plos de materiales ferromagnéticos son clips
de papel, grapas, horquillas, pendientes, etc.
(fig. 7.12A).
Cuando coinciden áreas con diferente
susceptibilidad magnética, el campo magnético
local en esa región no se es homogéneo.
La mayoría de tejidos tienen una susceptibili
dad magnética parecida y las inhomogeneidades
no son apreciables. No obstante, la presencia
de aire provoca una pérdida de señal debido a
que el aire y los tejidos circundantes tienen dife
rente susceptibilidad magnética, hecho que pro
duce alteraciones en el campo magnético local;
es lo que sucede, por ejemplo, en los senos para
nasales.
Este artefacto se puede evitar de numerosas
formas:
• Evitar cualquier objeto metálico que pueda ser
retirado antes de la exploración.
• Mantener la puerta de la sala de exploración
cerrada para evitar interferencias externas.
FIGURA 7.11
Imagen axial del abdomen. En el riñón se observa el artefacto por
desplazamiento químico.
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CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
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• Evitar secuencias eco de gradiente, ya que, al
no tener el pulso refasador de 180°, las inho-
mogeneidades del campo magnético no serán
corregidas.
• Usar secuencias STIR, ya que este tipo de
secuencias no se basan en el desplazamiento
químico, sino en la diferencias en el tiempo
de relajación, por lo que son menos sensibles
a las heterogeneidades del campo magnético.
• Usar bandas de saturación.
• Reducir el tamaño del vóxel aumentando la
matriz.
• Usar tiempos de eco más cortos para reducir
el tiempo transcurrido entre el pulso de 180°
y la recogida del eco (fig. 7.12B).
ARTEFACTO POR FENÓMENO DEL ÁNGULO
MÁGICO
Este artefacto se produce en tendones y ligamen-
tos que se encuentran orientados en un ángulo de
54,7° con respecto al campo magnético principal.
Por culpa de este ángulo, la interacción entre el
agua y el colágeno de las fibras desaparece, pro-
duciendo una alteración de la señal.
El artefacto por fenómeno del ángulo mágico
suele aparecer en los tendones del manguito de
los rotadores y en el tendón rotuliano cuando se
aplican secuencias con tiempo de eco corto.
Para evitar este artefacto se pueden aplicar secuen-
cias con un tiempo de eco alto para evitar con-
fundirlo con proceso patológico.
Artefactos relacionados con los
gradientes del campo magnético
ARTEFACTO POR PÉRDIDA DE LINEALIDAD
DE LOS GRADIENTES DE CAMPO MAGNÉTICO
Este artefacto se debe a que los gradientes sólo
pueden producir campos magnéticos lineales en
distancia limitadas, por lo que con un campo de
visión grande habrá una mayor distorsión de la
imagen (fig. 7.13).
Se producirán imágenes curvadas en los bordes
de la imagen.
Este artefacto se puede evitar de dos formas:
• Reducir el campo de visión.
• Aplicar filtros de la imagen que compensen la
distorsión.
ARTEFACTO POR CORRIENTES INDUCIDAS
(CORRIENTES DE EDDY)
En este caso se produce una pérdida de linealidad
de los gradientes. Al usar múltiples gradientes en
secuencias ultrarrápidas, aparece una corriente
residual que genera un pequeño campo magnético.
Da lugar a artefactos en la imagen tales como
emborronamiento o desplazamiento espacial.
Para evitar este artefacto se puede:
• usar una antena adecuada para la adquisición
de secuencias ultrarrápidas,
• usar gradientes apantallados, consistentes en
dos bobinas de cable por las que circula una
corriente en sentido contrario,
FIGURA 7.12
A. Imagen sagital de columna lumbar
donde se observa artefacto producido
por artrodesis. B. Imagen sagital de cráneo
donde se observa el artefacto provocado
por la prótesis dental del paciente.
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PARTE 1
94
• usar secuencias basadas en las diferencias en
los tiempos de relajación, menos sensibles a
las variaciones del campo magnético.
Artefactos relacionados con la antena
Los artefactos relacionados con la antena pue-
den tener varios orígenes: por interferencias en
la radiofrecuencia, crosstalk, por proximidad de
la antena o por saturación de la señal.
ARTEFACTO POR INTERFERENCIAS EN LA
RADIOFRECUENCIA
Este artefacto se produce por la entrada de radio-
frecuencias procedentes del exterior de la sala
de exploración debido a un fallo en la jaula de
Faraday o a que la puerta de la sala se cerró
de forma incorrecta (fig. 7.14). También se puede
producir por radiofrecuencias que provienen
del interior de la sala, originadas por cambios en
la humedad o por el uso de ropas sintéticas por
parte del paciente. Todo esto contribuye a la apa
rición de electricidad estática que provoca la apari
ción de bandas claras y oscuras en la imagen.
El artefacto zipper aparece como una línea
densa en la imagen en un punto específico.
Este artefacto se puede evitar de numerosas for-
mas:
• revisar el estado de la jaula de Faraday,
• cerrar correctamente la puerta de la sala duran-
te la exploración,
• mantener un grado de humedad óptimo (entre
el 40 y el 70%),
• evitar el uso de ropa con fibras sintéticas,
• revisar el estado de las bombillas, ya que los
filamentos de las bombillas fundidas provo-
can pequeñas chispas que detecta la antena
receptora.
ARTEFACTO CROSSTALK
Es un problema relacionado con las imágenes de
cortes múltiples debido a un solapamiento
de la señal de un corte vecino. Hay cortes que se
solapan en alguno de sus puntos y son excitados
doblemente (fig. 7.15).
En una imagen por artefacto crosstalk aparecen
bandas oscuras como consecuencia de la
pérdida de señal en esa zona.
Las técnicas multicorte suelen usarse con el fin de
reducir el tiempo de exploración porque permiten
obtener varios cortes en un mismo tiempo de
repetición.
FIGURA 7.13
Imagen sagital de columna donde se observa una imagen curva
en los extremos como consecuencia de la pérdida de linealidad
de los gradientes magnéticos.
FIGURA 7.14
Imagen axial de cráneo con artefacto zipper producido por la
apertura de la puerta durante la secuencia.
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CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
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Existen numerosas formas de evitar este artefacto:
• Evitar la superposición de los cortes.
• Poner un gap mínimo de un 30% para evitar
que el corte vecino sea excitado.
• Usar técnicas de adquisición en las que se alter-
na la excitación de los cortes dando tiempo a
que decaiga la excitación del corte adyacente;
por ejemplo, se pueden excitar los cortes 1, 3,
5, 7, mientras que en los cortes 2, 4, 6, 8 decae
la excitación para evitar la excitación cruzada.
• Evitar el uso de secuencias eco de espín: si
se usan, el pulso refasador de 180° no será
perfecto en todo el corte y dará lugar a ecos
de espín no deseados que alteran la imagen.
ARTEFACTO POR PROXIMIDAD DE LA ANTENA
Se produce un aumento de la señal de los tejidos
más cercanos a la antena receptora (fig. 7.16).
Para evitar este artefacto se puede separar la
antena de los tejidos próximos mediante peque-
ñas almohadillas; así se consigue una imagen
más homogénea.
El artefacto por proximidad de la antena produce
un aumento de la señal de los tejidos más
cercanos a la antena receptora.
ARTEFACTO POR SATURACIÓN DE LA SEÑAL
El artefacto de “persiana veneciana” aparece en
las imágenes de angiografía por RM en 3D debido
a la ausencia de señal al final de cada volumen
(los protones contenidos en el plano de corte sal-
drán de él dando un vacío de señal; v. “Artefacto
de flujo” en este capítulo) y cada volumen ejerce
un efecto de saturación sobre los primeros cortes
del siguiente segmento.
El artefacto de persiana veneciana aparece en
la imagen como una ausencia de señal en cada
volumen.
Por lo tanto, la imagen 3D tendrá un aspecto de
escalera.
Para evitar este artefacto se puede:
• evitar el solapamiento de los volúmenes, y
• utilizar contraste, que reduce la ausencia de
señal al final de cada volumen (fig. 7.17).
FIGURA 7.15
Artefacto por solapamiento de la señal de un corte vecino.
FIGURA 7.16
Artefacto por proximidad de antena: aumento de la señal de los
tejidos cercanos a la antena.
FIGURA 7.17
Imagen coronal de troncos supraaórticos con contraste para
evitar el artefacto de persiana veneciana.
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PARTE 1
96
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Qué provoca los artefactos de imagen?
a. El uso de diferentes gradientes.
b. El uso de varios pulsos de radiofrecuencia.
c. El movimiento del paciente.
d. El campo magnético principal.
e. El uso de gradientes, el movimiento del
paciente, los campos magnéticos no uni-
formes y otros muchos factores.
2. ¿Cuál es el origen de este artefacto?
a. Está producido por una prótesis metálica.
b. Está producido por una mala recepción
de la antena.
c. Está producido por el cruce de dos o más
cortes adquiridos de forma simultánea.
d. Está producido por una mala elección del
campo de visión.
e. Todas las respuestas son correctas.
3. ¿Cómo se evita el artefacto por movimiento
peristáltico?
a. Se usa una apnea controlada la cual dis-
minuirá el movimiento.
b. Se usan medicamentos tales como la
hioscina butilbromuro, un fármaco que
detiene el movimiento peristáltico.
c. Se usan bandas de saturación.
d. Se usa un tiempo de repetición diferente
para sincronizar el movimiento con la
obtención del eco.
e. b y c son correctas.
4. ¿En qué consiste el artefacto de aliasing?
a. En la aparición de bandas hiperintensas e
hipointensas sobre la imagen.
b. En la aparición de una banda oscura.
c. En la aparición de estructuras superpues-
tas sobre la imagen normal, las cuales se
encuentran fuera del campo de visión.
d. En la aparición en la imagen de zonas con
falta de señal.
e. Todas las respuestas son falsas.
5. ¿Qué soluciones se aplican para evitar el ar-
tefacto que aparece en la imagen?
a. Se aumenta el campo de visión para que
toda la anatomía a estudio se encuentre
dentro de éste.
b. Se cambia la dirección en la que se aplica
el gradiente de codificación de fase.
c. Se aplican sistemas de sobremuestreo.
d. Se usan pulsos selectivos.
e. Todas son correctas.
6. El artefacto de truncación (Gibss, Rinnging
Artifact, etc.) se puede confundir a simple vis-
ta con un artefacto de:
a. Artefacto de solapamiento.
b. Artefacto de desplazamiento químico.
c. Artefacto de movimiento.
d. Artefacto de flujo.
e. Artefacto de susceptibilidad magnética.
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CAPÍTULO 7
Artefactos en RM
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7. ¿Qué nombre recibe el artefacto que aparece
en la imagen?
a. Artefacto de susceptibilidad magnética.
b. Artefacto de movimiento.
c. Artefacto de Gibbs.
d. Artefacto de aliasing.
e. Artefacto de flujo.
8. Ante el artefacto de susceptibilidad magnética
se debe evitar el uso de secuencias:
a. Secuencias eco de espín turbo (TSE).
b. Secuencias eco de espín (SE).
c. Secuencias con ángulo menor de 120°.
d. Secuencia eco de gradiente (EG).
e. El tipo de secuencia no influye en la apa-
rición el artefacto.
9. ¿Por qué se produce el artefacto que aparece
en la imagen?
a. Porque el agua y la grasa están en fase.
b. Porque la secuencia tiene un tiempo de
repetición muy largo.
c. Porque hay un error en la antena.
d. Porque hay un interfase agua-grasa y hay
una diferencia de fase entre los protones
de agua y grasa.
e. Porque el ángulo de inclinación es de 50°.
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PARTE 1
98
Bibliografía
magnética. Bilbao: Osatek; 2003. p. 165-85.
López Prieto JE. Manual de resonancia magnética osteoarticu-
lar. Servicio de diagnóstico por imagen. Asepeyo: Hospital
Asepeyo Sant Cugat; 2002. p. 20-22.
Mamourian AC. MD Practical MR Physics. Oxford: Oxford
University Press; 2010. p. 45-166.
Martínez Guillamon C. Aplicaciones y protocolos de actuación
en resonancia magnética. 1.ª ed. AETR; 2008. p.141-62.
McRobbie DW, Moore EA, Graves MJ, Prince MR. MRI from
picture to proton. 1ª ed. Cambridge: Cambridge University
Press; 2006. p. 79-107.
Weishaupt D, Köchli VD, Marincek B. How does MRI work?: An
Introduction to the Physics and Function of Magnetic Reso-
nance Imaging. 2.ª ed. New York: Springer; 2006. p. 101-8.
Chichester: Wiley-Blackwell. p. 225-57.
Webs de interés
Artefactos comunes en imagen por RM: http://resonancia-magne-
tica.org/MagRes%20Chapters/17_01.htm.
Metal artefact reduction:http://www.revisemri.com/blog/2011/
metal-artefact-reduction/.
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PARTE 2
Manejodelpaciente
8. Agentes de contraste 101
9. Criterios de seguridad en RM 119
10. Cuidado del paciente 133
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101
CAPÍTULO 8
Agentes de contraste
Jorge Cobos Alonso
INTRODUCCIÓN
La resonancia magnética (RM) es una excelente
herramienta diagnóstica debido a que permite
distinguir los diferentes tejidos porque tienen dis-
tintos tiempos de relajación en T1 y T2. También
permite detectar los tejidos patológicos porque
habitualmente tienen una mayor concentración
de agua libre que aumenta la intensidad de señal
en las secuencias potenciadas en T2. Los con-
trastes son fármacos que ayudan a la RM en esas
dos cualidades: aumentan el contraste entre los
tejidos para diferenciarlos y facilitan la detección
de lesiones.
Existen varios tipos de contrastes. Los más
utilizados son los basados en el gadolinio.
CONCEPTOS GENERALES
Como se explica en el capítulo 2, la señal de los
tejidos en las imágenes de RM depende de:
• Factores intrínsecos: tiempos de relajación T1
y T2 y densidad protónica.
• Factores extrínsecos: tipo de secuencia utili-
zada (tiempo de eco, tiempo de inversión,
tiempo de repetición, ángulo, etc.).
En la imagen obtenida por RM, se puede diferen-
ciar un órgano de otro porque tienen diferente
intensidad de señal, es decir, existe contraste entre
ambos. Para diferenciar mejor los diferentes órga-
nos (aumentar el contraste entre ellos), se pueden
cambiar los factores extrínsecos, eligiendo un
determinado tipo de secuencia, o bien se pueden
modificar los tiempos de relajación del órgano.
Esto último es lo que hacen fundamentalmente
los medios de contraste en aquellos tejidos que
en los que se acumulan.
El contraste surge por las diferencia entre las
intensidades de señal entre dos tejidos. Cuanta
más diferencia haya, mayor será el contraste y
mejor se distinguirán.
Los medios de contraste son fármacos que modi-
fican la intensidad de señal de los tejidos que
los absorben o los contienen, aumentando las
diferencias con los tejidos adyacentes y, por lo
tanto, el contraste entre ellos.
Un medio de contraste es un fármaco que altera
la intensidad de señal de uno o varios tejidos
para incrementar el contraste.
La modificación puede ser de dos tipos (figs. 8.1 y
8.2):
1. Contraste positivo, si se aumenta la intensi-
dad de señal en una determinada secuencia
(que sea más hiperintensa; por ejemplo, los
contrastes con gadolinio en T1).
2. Contraste negativo, si disminuye la intensidad
de señal en una determinada secuencia (que
sea más hipointensa; por ejemplo, los con-
trastes superparamagnéticos en T2*).
Hay contrastes que pueden tener ambos compor-
tamientos dependiendo de la secuencia utilizada.
Así por ejemplo, el gadolinio se observa hiperin-
Introducción 101
Conceptos generales 101
Relajatividad 102
Mecanismo de acción 104
Acortamiento de los tiempos de relajación
T1 y T2 104
Efecto de susceptibilidad magnética 104
Cambio de la densidad protónica 105
Modificación de la frecuencia de
resonancia 106
Clasificación 106
Agentes de contraste intravenosos 106
Agentes de contraste orales 109
Futuro 109
Aplicaciones clínicas 110
Sistema nervioso central 111
Abdomen 112
Sistema musculoesquelético 113
Sistema cardiovascular 113
Mama 117
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PARTE 2
Manejo del paciente
102
tenso en T1 y en grandes dosis hipointenso en
T2*, mientras que el agua (por ejemplo, cuando
se encuentra rellenando asas intestinales) se
observa hipointensa en T1 e hiperintenso en T2
(fig. 8.3).
Un contraste es positivo cuando aumenta la
intensidad de señal en una determinada secuen-
cia, mientras que es negativo cuando disminuye
la intensidad de señal.
RELAJATIVIDAD
La capacidad de un medio de contraste de
modificar los tiempos de relajación (T1 y T2)
se denomina relajatividad. Un contraste con
una alta relajatividad aumenta la velocidad de
relajación. A mayor relajatividad, menor tiempo
de relajación y mayor contraste obtenido. A una
concentración equivalente, un medio de contraste
con una alta relajatividad disminuirá más los
tiempos de relajación T1 y T2 que un contras-
te de baja relajatividad. Este parámetro permite
comparar la eficacia entre los diferentes medios
de contraste y establecer la dosis para un mismo
efecto (fig. 8.4).
La relajatividad es la variación en la velocidad
de relajación observada del protón del agua que
provoca una sustancia paramagnética disuelta
en una solución en una concentración 1mM.
La relajatividad de un mismo contraste suele ser
diferente en T1 y en T2. Así, un contraste con
FIGURA 8.2
A. Adquisición coronal de pelvis con secuencia turbo eco de gradiente 3D tras la administración de contraste con gadolinio intravenoso
y relleno vesical con agua. El contraste con gadolinio realza la pared vesical mientras que el agua distiende la vejiga y actúa como
contraste negativo, mejorando la visualización del engrosamiento mural vesical lateral derecho. B. Adquisición axial tardía con la misma
secuencia, donde se observa el agua como contraste negativo en la región superior y el contraste con gadolinio en la porción declive
vesical tras ser filtrado.
FIGURA 8.1
A. RM de hemiabdomen superior potenciada en TSE-T1 con saturación grasa. B. La misma adquisición que en la imagen A tras la
administración de un contraste positivo. Se observa un aumento de la intensidad de señal en aquellos órganos en los que se distribuye
el contraste.
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gadolinio a una misma concentración acorta el
T1 en mucha mayor proporción que el T2.
Esta capacidad no sólo viene determinada
por el tipo de contraste, sino también por su
concentración y la potencia del campo mag-
nético: se obtiene un mayor efecto a mayor
concentración o dosis y al aumentar el campo
magnético.
FIGURA 8.3
A. RM abdominal con adquisición coronal potenciada en FSE-T2; se observan las asas intestinales rellenas de agua distendidas, lo que
permite ver las paredes intestinales. B. El mismo plano en secuencia EG-T1 con supresión grasa tras la administración de contraste con
gadolinio. El contraste entre el agua, hipointensa, que rellena las asas y el realce mural por el contraste por gadolinio permite diferenciar
mejor las paredes intestinales y valorar captaciones anormales.
FIGURA 8.4
Gráfica de tiempo de relajación de un tejido en T1. Cuando se administra un contraste A se observa que la velocidad de relajación
aumenta. Cuando se administra el contraste B se observa que aumenta aún más la velocidad y se obtiene una imagen más hiperintensa
en menos tiempo. El contraste B tiene una mayor relajatividad que el contraste A.
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PARTE 2
Manejo del paciente
104
MECANISMO DE ACCIÓN
Los contrastes pueden modificar el contraste a
través de cuatro mecanismos diferentes: acor-
tamiento de los tiempos de relajación T1 y T2,
efecto de la susceptibilidad magnética, cambio
de la densidad protónica y modificación de la
frecuencia de resonancia.
Acortamiento de los tiempos
de relajación T1 y T2
Este es el efecto más importante. Al acortar los
tiempos de relajación en un vóxel en secuencias
potenciadas en T1 se consigue que se vea más
hiperintenso, y en T2, más hipointenso.
Las moléculas de algunos contrastes tienen
electrones no pareados (electrones que están
solos en un orbital); esto hace que tengan un
momento magnético muy fuerte. Cuando están
próximos a los tejidos, modifican el campo mag-
nético local, ayudando a acortar los tiempos de
relajación de las moléculas vecinas, es decir, facili-
tan la devolución de energía de los protones, que
previamente habían sido excitados con un pulso
de radiofrecuencia (v. el capítulo 2). En el caso
del contraste con gadolinio, este efecto se ejerce
predominantemente sobre las moléculas de agua,
que se unen y desunen al contraste un millón
de veces por segundo, facilitando su relajación
(fig. 8.5).
El efecto ocurre allí donde se encuentre el con-
traste, no afectando al resto de los tejidos. Este
efecto es mayor en relajación T1 que en T2; por
este motivo, si una determinada concentración de
un quelante de gadolinio produce un importante
efecto en T1, es necesario aumentar las dosis para
producir un efecto similar en T2.
Los contrastes que tienen este efecto son los
basados en gadolinio, manganeso y hierro.
Efecto de susceptibilidad magnética
Cuando una sustancia se encuentra en un campo
magnético, puede ser magnetizada. Al estar bajo
un campo magnético externo, los momentos
magnéticos de sus átomos, que normalmente
tienen un patrón aleatorio, se alinean produ-
ciendo un aumento del campo magnético local
(v. el capítulo 1). Dependiendo de la magnitud
del aumento local del campo magnético, los con-
trastes se clasifican, de menor a mayor efecto, en
paramagnéticos (como los quelatos de gadoli-
nio), superparamagnéticos (como los óxidos de
hierro) y ferromagnéticos (como el hierro, donde
la magnetización se mantiene aunque se retire el
campo magnético) (fig. 8.6).
Esta capacidad se utiliza especialmente en
secuencias potenciadas en T2, donde el elevado
momento magnético del contraste produce hete-
rogeneidades del campo magnético local, acele-
rando el desfase de los protones y acortando el
T2. Esto se observa como una hipointensidad en
las secuencias potenciadas en T2, especialmente
en T2*, comportándose como contraste negati
vo. Éste es el principal mecanismo de acción de
loscontrastessuperparamagnéticos–talescomolos
FIGURA 8.5
Los electrones no pareados de los medios de contraste hacen que las moléculas de agua con las que entran en contacto se relajen de
forma más rápida, facilitando la devolución de la energía de los protones al medio molecular.
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CAPÍTULO 8
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SPIO–, captados por el hígado normal, el cual se
ve hipointenso.
Cambio de la densidad protónica
Al administrar un medio de contraste, se modifica
el número de protones allí donde se distribuye,
aumentándolo o disminuyéndolo. Así por ejem-
plo, cuando se administra bario por vía oral, se
produce una pérdida de señal, porque disminuye
el número de protones por unidad de espacio con
respecto al agua que rellena las asas intestinales.
(fig. 8.7).
FIGURA 8.6
Algunas sustancias se magnetizan al estar bajo un campo magnético y modifican el campo magnético local.
FIGURA 8.7
Los contrastes pueden aumentar o disminuir la intensidad de señal incrementando o disminuyendo el número de protones en un vóxel.
H: contraste que aumenta la intensidad de señal al aumentar el número de protones en un vóxel; IS: intensidad de señal; J: contraste
que disminuye la intensidad de señal al disminuir el número de protones en un vóxel.
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PARTE 2
Manejo del paciente
106
Modificación de la frecuencia
de resonancia
Se produce un efecto similar al chemical shift
(v. el capítulo 1) y disminuye la señal del protón.
Este efecto se observa en sustancias tales como
los compuestos con dysprosium, que no tienen
utilidad médica.
Los mecanismos por los que una sustancia
modifica el contraste de un tejido u órgano son:
• acortamiento de los tiempos de relajación,
• aumento local del campo magnético,
• cambio de la densidad protónica,
• modificación de la frecuencia de resonancia.
CLASIFICACIÓN
Hay múltiples tipos de contrastes que se pueden
clasificar de diferentes maneras. En este capítulo
se sigue una clasificación según la vía de adminis-
tración –intravenosa u oral–, y se comentan los
contrastes más habituales.
Agentes de contraste intravenosos
CONTRASTES BASADOS EN EL GADOLINIO
Son los medios de contraste más utilizados y por
lo tanto los más extendidos.
Estructura
El gadolinio es un metal pesado (del grupo de
los lantánidos) que en su forma libre es tóxico.
Administrado directamente se deposita en varios
tejidos no siendo posible excretarlo. Para su uti-
lización como medio de contraste, por su capaci-
dad paramagnética, se le añade un quelante, una
sustancia que disminuye su toxicidad y permite
su eliminación.
Hay varios contrastes basados en el gadoli-
nio, que se diferencian entre ellos sobre todo en
el quelante que utilizan (tabla 8.1). Esto hace
que tengan diferentes cargas iónicas (contras-
tes iónicos y no iónicos) y diferente estructura
espacial (lineales o macrocíclicos) (fig. 8.8). Los
contrastes iónicos tienen una mayor estabilidad
TABLA 8.1 Clasificación de los medios de contraste basados en gadolinio
Nombre
comercial
Nombre
genérico
Estructura
química
Estructura
molecular
Carga
iónica
Distribución
Magnevist®
Gadopentetato de
dimeglumina
Gd-DTPA Molécula lineal Iónico Extracelular
Omniscan®
Gadodiamida Gd-DTPA-BMA Molécula lineal No iónico Extracelular
Dotarem®
Gadoterato de
meglumina
Gd-DOTA Molécula
macrocíclica
Iónico Extracelular
Optimark®
Gadoversetamida Gd-DTPA-BMEA Molécula lineal No iónico Extracelular
Prohance®
Gadoteridol Gd-HP-D03A Molécula
macrocíclica
No iónico Extracelular
Multihance®
Gadobenato de
dimeglumina
Gd-BOPTA Molécula lineal Iónico Extracelular
e intracelular
Gadovist®
Gadobutrol Gd-DO3A-Butrol Molécula
macrocíclica
No iónico Extracelular
Vasovist®
Gadofosfoveset
trisodio
Gd-DTPA Molécula lineal Iónico Vascular-
extracelular
Primovist®
Gadoxetato
de disodio
Gd-EOB-DTPA Molécula lineal Iónico Intracelular
y extracelular
FIGURA 8.8
Ejemplo de la estructura molecular de dos contrastes basados en el gadolinio, con estructuras lineal y macrocíclica.
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CAPÍTULO 8
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termodinámica, mientras que los no iónicos
tienen una menor osmolaridad. Los contrastes
macrocíclicos unen más el gadolinio que los
lineales, lo que permite una menor liberación
de éste y por lo tanto aumenta la seguridad.
Farmacocinética
Los medios de contraste basados en gadolinio se
administran habitualmente por vía intravenosa
y tienen una distribución extracelular. Recorren
el sistema circulatorio y pasan al compartimento
intersticial (fig. 8.9). Posteriormente son elimi-
nados por el riñón sin ser metabolizados. La
vida media es de aproximadamente 90 minutos.
Con una función renal normal, más del 90% es
excretado en 24 horas.
La dosis recomendada es de 0,1 mmol/kg.
Como la mayoría deestoscontrastessesuministran
en concentraciones de 0,5 M, la dosis habitual es
de 0,2 ml/kg. En algunos casos, como en los
estudios angiográficos, se administran a doble
dosis. (Se recomienda previamente la lectura del
prospecto para calcular las dosis adecuadas; por
ejemplo, el gadobutrol se suministra al doble de
concentración que el resto de contrastes, a 1 M).
Habitualmente la administración intravenosa
es a un caudal de 2 ml/s seguido de 20 ml de sue-
ro, aunque en algunos casos se puede aumentar
o disminuir, como por ejemplo en los estudios
de perfusión, en los que se suele aumentar hasta
5 ml/s. La administración de suero posterior al
contraste consigue una distribución más homo-
génea en el torrente sanguíneo.
El gadolinio acorta sobre todo el T1, de mane-
ra que vuelve hiperintensas aquellas estructuras
en las que se concentra. Esto lo consigue a través
de sus electrones no pareados, que tienen un
alto momento magnético y modifican la rela-
jación de los núcleos de hidrógeno vecinos. El
acortamiento del T1 no es exactamente lineal
(cuanta más dosis, más hiperintensidad se con-
sigue), sino que sigue una forma curva: al inicio,
a más dosis, más hiperintensidad, pero cuando
se alcanza un cierto nivel la hiperintensidad no
es proporcional y no aumenta según la dosis
suministrada. También muestra diferencias en
el grado de realce según la secuencia empleada.
Cuando se encuentra a grandes concen-
traciones puede acortar el T2 por el efecto de
susceptibilidad magnética. Por ejemplo, tras su
administración, al concentrarse en el aparato
urinario puede disminuir la intensidad de señal
del sistema pieloureteral en secuencias poten-
ciadas en T2. Su capacidad para acortar el T2
también se utiliza en los estudios de perfusión
(v. el capítulo 11).
El principal efecto de los contrastes basados
en el gadolinio es el acortamiento del tiempo de
relajación T1 de los tejidos donde se concentra.
Para mejorar la visualización de los efectos de los
contrastes de gadolinio y dependiendo del tipo de
estudio que se vaya a realizar, se utilizan secuen-
cias específicas con administraciones diferentes
(en dosis y velocidades de administración). Por
ejemplo, en un estudio para ver lesiones cere-
brales las secuencias suelen ser eco de espín turbo
T1 (TSE-T1) con una dosis simple y adquiridas
de forma tardía (a los 5 minutos), mientras que
en los estudios angiográficos arteriales se utilizan
secuencias eco de gradiente T1 (EG-T1), con dosis
doble y secuencias adquiridas cuando el contraste
se encuentra en el primer paso por el árbol arterial
(a los pocos segundos de la inyección).
Los contrastes basados en el gadolinio son
muy seguros. Ocasionan reacciones adversas
similares a los contrastes yodados pero en menor
frecuencia y gravedad, con una incidencia 5%
FIGURA 8.9
Al administrar gadolinio al torrente vascular, pasa al compartimento intersticial de los diferentes órganos, realzándolos. Cuando pasa por
el riñón es filtrado y excretado.
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PARTE 2
Manejo del paciente
108
(las reacciones muy graves tienen una incidencia
de 1/100.000-500.000 pacientes). Las más habi-
tuales son náuseas, cefalea y reacciones cutáneas.
Uno de los efectos adversos propios de estos
contrastes es la fibrosis sistémica nefrogénica. Ya
se ha comentado que el gadolinio libre es tóxico
y tiende a depositarse en los tejidos, sin posibi-
lidad de eliminación. Para evitarlo se utiliza el
gadolinio unido a un quelante. Pero el puesto del
gadolinio en el quelante lo pueden disputar otros
metales presentes en el organismo, tales como el
calcio, el cobre o el cinc, liberándose en este caso
gadolinio libre. Cuando el contraste permanece
poco tiempo en el organismo (porque se elimina
de forma normal por el riñón), no da tiempo a
que esto se produzca. En cambio, sí se produce
cuando el contraste no se elimina adecuadamen-
te, porque exista insuficiencia renal, y permanece
más tiempo en el organismo. En este caso, el
gadolinio libre se deposita en los tejidos y produ-
ce una entidad denominada fibrosis nefrogénica
sistémica que provoca engrosamiento cutáneo,
prurito, dolor y contracturas musculares. No tiene
cura y en ocasiones es mortal, aunque algunos
casos mejoran al mejorar la función renal.
Los quelantes que fijan mejor el gadolinio
–y por lo tanto son los más seguros– son los
macrocíclicos. Debido al riesgo de aparición de
fibrosis nefrogénica sistémica, diversos contrastes
basados en el gadolinio (gadodiamida, gadopen-
tato de dimeglumina y gadoversetamida) están
contraindicados en caso de insuficiencia renal
avanzada. En el uso del resto de contrastes en
pacientes con insuficiencia renal hay que tener
mucha precaución, siempre espaciando las dosis
al menos siete días si hay que repetir el estudio
con contraste (fig. 8.10).
En las pacientes embarazadas se pueden usar
contrastes basados en gadolinio siempre que la
situación clínica lo requiera, a la menor dosis
posible de los contrastes más estables, no siendo
necesarias pruebas neonatales adicionales. En el
período de lactancia se recomienda suspender-
la durante 24 horas si el contraste es de riesgo
(gadodiamida, gadopentato de dimeglumina y
gadoversetamida).
Los contrastes con gadolinio son seguros.
El principal efecto adverso es la fibrosis
nefrogénica sistémica, por lo que algunos
contrastes con gadolinio están contraindicados en
los pacientes con insuficiencia renal avanzada.
Excepciones
A lo expuesto hasta ahora hay tres contrastes con
una serie de características diferentes que merecen
mención.
• Gadobenato de dimeglumina (Multihance®
).
Por un lado tiene una alta relajatividad (apro-
ximadamente el doble que el resto), por lo que
a la misma dosis permite detectar mejor la
patología y ver mejor las estructuras vasculares
o bien utilizar una dosis menor; este efecto
lo consigue porque una pequeña proporción
del contraste se une a la albúmina de forma
reversible. Por otro lado, el 2-4% se excreta de
forma tardía por vía hepatobiliar, de forma
que realza el parénquima hepático normal en
T1, principalmente entre la primera y segunda
horas tras la administración, observándose las
lesiones no hepatocitarias de forma hipointen-
FIGURA 8.10
Gráfico de la patogénesis y formación de la fibrosis nefrogénica sistémica.
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sa con respecto al resto del hígado. Este con-
traste es muy utilizado por su alta relajatividad
siendo poco explotada su función hepatoes-
pecífica.
• Gadoxetato disódico (Primovist®
). Se une a la
albúmina y se excreta en la misma proporción
por vía urinaria y por vía biliar, alcanzando el
máximo realce hepático a los 10-20 minutos de
la administración. Al igual que el gadobenato
de dimeglumina, permite evaluar las lesiones
hepáticas por sus dos comportamientos (extra-
celular, como el resto de los contrastes basados
en el gadolinio, e intracelular, en fases más
tardías, como los SPIO).
• Gadofosfoveset trisodio (Vasovist®
). Su
amplia unión con la albúmina hace que pase
poco al espacio extracelular y que se elimine
más lentamente, permaneciendo más tiempo
en la circulación. Esta característica hace que
se utilice para realizar estudios vasculares.
CONTRASTES SUPERPARAMAGNÉTICOS
Estos contrastes se utilizan mucho menos que
los anteriores. Están constituidos por un núcleo
central de óxido de hierro, lo que les confiere un
importante efecto de susceptibilidad magnética.
Por este motivo se utilizan con secuencias poten-
ciadas en T2*, porque cuando se depositan en un
tejido se produce una pérdida de la intensidad
de señal, observándose hipointenso (contraste
negativo). También pueden acortar el T1, pero
habitualmente en menor medida que el gadoli-
nio, por lo que no suelen utilizarse así.
Se eliminan por diferentes sistemas depen-
diendo del tamaño de la partícula a la que esté
unido el óxido de hierro, acumulándose en las
células de los órganos que los eliminan. Esta
capacidad hace que se comporten como contras-
tes intracelulares permitiendo valorar la patolo-
gía del órgano que los excreta. Por ello también
se les denomina contrastes organoespecíficos.
Esta distribución los diferencia de los contrastes
basados en el gadolinio que mayoritariamente se
distribuyen por el compartimento extracelular.
Se denomina contraste organoespecífico a aquel
que se deposita preferentemente en un órgano.
Son ejemplos de ello los SPIO y el gadoxetato
disódico, que se acumulan preferentemente en
el hígado.
Los principales contrastes superparamagnéticos
son:
• SPIO (Superparamagnetic Ion Oxide). Estos
contrastes son captados por las células del
hígado y del bazo. Tras la administración de
este contraste, el tejido hepático normal se ve
hipointenso en T2*, las lesiones derivadas de
los hepatocitos aparecen menos hipointensas
y las lesiones no hepatocitarias (por ejemplo
metástasis), hiperintensas con respecto al resto
del parénquima (fig. 8.11).
• USPIO (UltraSmall Superparamagnetic Iron
Oxide). Se acumulan en los ganglios linfáticos
y en la médula ósea. Los ganglios normales
o inflamatorios se ven hipointensos en T2*,
mientras que los infiltrados por células tumo-
rales mantienen su intensidad de señal previa
a la administración de contraste.
• VSPOP (Very Small Superparamagnetic Iron
Oxide Particles). Estos contrastes se están
ensayando para angiografía por RM.
MISCELÁNEA
El mangafopidir trisódico (Mn-DPDP) es un con-
traste que no se puede clasificar en ninguno de
los dos grupos anteriores. Lleva manganeso, que
tiene una importante actividad paramagnética.
El Mn-DPDP es captado principalmente por el
hígado y excretado por la bilis. Se utiliza con
secuencias potenciadas en T1 para valorar el
parénquima hepático, observándose las lesiones
hipointensas y el parénquima normal, hiperin-
tenso. Fue retirado del mercado por la agencia
española del medicamento.
Agentes de contraste orales
Estos contrastes se administran por vía oral,
principalmente para valorar el tracto gastrointes-
tinal, aunque también pueden introducirse en
cualquier cavidad (vía rectal, vaginal, fístulas
cutáneas, etc.). En el caso de los orales se pueden
administrar conjuntamente con fármacos para
disminuir el movimiento intestinal y conseguir
imágenes más nítidas.
Los más utilizados son:
• El agua, la dilución de metilcelulosa y el
sulfato de bario son contrastes que muestran
hiperintensidad en T2 y delimitan las paredes
intestinales. En T1 se muestran hipointensos,
por lo que se pueden utilizar conjuntamente
con contrastes basados en gadolinio adminis-
trado por vía intravenosa y ver mejor el realce
mural del tracto digestivo o genitourinario
(fig. 8.3).
• Las diluciones de contrastes con gadolinio, de
óxidos de hierro o manganeso, y los zumos de
frutas (por ejemplo, piña, mango y arándanos)
muestran hiperintensidad en T1 e hipointen-
sidad en T2. Las diluciones de gadolinio se
emplean en las artrografías por RM (fig. 8.12).
• El aire o el CO2
actúan como contrastes nega-
tivos en todas las secuencias.
FUTURO
Los avances van encaminados a mejorar la calidad
del contraste, de forma que con dosis menores
se consigan realces adecuados; a identificar otras
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PARTE 2
Manejo del paciente
110
sustancias con baja toxicidad que permitan
utilizarse como contrastes, y a buscar células o
estructuras diana a las que se pueda unir el con-
traste y facilitar su detección.
Ejemplo de ello son las porfirinas metáli-
cas que se acumulan en las células que están
sometidas a una división rápida, como las tumo-
rales y algunas inflamatorias, y realizar sobre ellas
laserterapia fotodinámica; sin embargo, este tipo
de contraste aún tiene una alta toxicidad sistémica
para su uso en humanos. También se están inves-
tigando contrastes que se unen a sustancias y se
incorporan a determinados antígenos o enzimas,
por ejemplo a receptores folatos para detectar
lesiones precancerosas o pólipos.
Los USPIO ya comentados anteriormente se
acumulan en los ganglios linfáticos inflamatorios,
por lo que se podrían utilizar como marcadores
de actividad inflamatoria, como por ejemplo en
el rechazo agudo de un órgano trasplantado,
placas ateroescleróticas reactivas, cambios en pla
cas desmielinizantes de la esclerosis múltiple, et
cétera.
APLICACIONES CLÍNICAS
Gracias a las distintas secuencias, la RM con-
sigue un excelente detalle y caracterización de
los tejidos. Los contrastes ayudan a aumentar o
potenciar la diferenciación y son de gran utilidad
especialmente en la valoración de patología neo-
plásica, infecciosa e inflamatoria, y la visualiza-
ción de estructuras vasculares.
FIGURA 8.12
Artrografía de hombro por RM. Se ha introducido gadolinio diluido
en suero dentro de la articulación glenohumeral para permitir una
mejor visualización de las estructuras intrarticulares.
FIGURA 8.11
Representación de la caracterización de una lesión metastásica mediante contrastes con eliminación hepática.
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A continuación se hace una revisión por órga-
nos y aparatos para ver la utilidad de los medios
de contraste, haciendo hincapié en los más utili-
zados, los basados en gadolinio.
Sistema nervioso central
En un cerebro sin alteraciones, el contraste con
gadolinio circula por los vasos sin acceder al
parénquima debido a la barrera hematoencefáli-
ca. Cuando esta barrera se rompe por diferentes
motivos, el contraste pasa a la lesión subyacente,
realzándola. Esto se puede ver en las neoplasias
agresivas del sistema nervioso central (fig. 8.13),
lo que permite una mejor detección de estas
lesiones, su extensión y su agresividad. También
se utiliza en la patología inflamatoria (fig. 8.14).
Las lesiones tumorales extraaxiales (por fuera
del tejido nervioso central y que no disponen de
barrera hematoencefálica), como por ejemplo
los meningiomas (fig. 8.15), sí suelen realzar tras
la administración de contraste. El contraste con
gadolinio también tiene mucha importancia en la
valoración de restos tumorales tras el tratamiento
quirúrgico (fig. 8.16).
Al administrarse contraste basado en el
gadolinio, no sólo tiene utilidad clínica el realce
anormal, como por ejemplo el de un tumor, sino
también el realce normal. Así, permite detectar
la alteración del campo magnético que produce
el contraste al pasar por la microvascularización
cerebral en secuencias potenciadas en T2* (en for-
ma de hipointensidad). En aquellas zonas en
las que esa alteración es menor que en el resto
o bien no se produce, es decir, no se vuelven
hipointensas, significa una menor microvascula-
rización o una ausencia de ésta, y por lo tanto
FIGURA 8.13
A. Adquisición axial potenciada en TSE-T1 de cráneo de una paciente con cáncer de mama. Se observan varias zonas hipointensas que
corresponde a metástasis y edema cerebral. B. Tras la administración de contraste se ponen en relieve varias lesiones cerebrales que
corresponden a metástasis.
FIGURA 8.14
A. Adquisición axial potenciada en TSE-T1 de cráneo donde se observa una masa hipointensa en el lóbulo frontal derecho. B. Con
contraste se diferencia una captación periférica en forma de anillo compatible con un absceso cerebral.
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PARTE 2
Manejo del paciente
112
un área isquémica. Es lo que se conoce como RM
perfusión. Suelen representarse con esquemas de
colores (fig. 8.17).
Abdomen
En el abdomen el uso del gadolinio sirve princi-
palmente para caracterizar masas. Algunas de ellas
no sólo captan contraste, sino que también tienen
una dinámica de captación específica. Para ello
se realizan estudios dinámicos, seleccionando un
área de interés y repitiendo la misma secuencia
(habitualmente un EG-T1) primero sin contraste
y varias veces con el contraste, a unos tiempos
determinados (por ejemplo, fases arterial, portal
y tardía). Así se puede valorar si la lesión capta
y en que fases lo hace. Por ejemplo, un hepato-
carcinoma capta contraste y lo elimina de forma
muy rápida, de manera que se verá realzando en
fase arterial y sin realzar en fases portal y tardía
(fig. 8.18).
Habitualmente a los estudios dinámicos se les
añade la técnica de sustracción, que consiste en
restar a la secuencia con contraste la secuencia sin
contraste (ambas el mismo tipo de secuencia y en
la misma área), de forma que sólo queda lo que
realza. Esta técnica ayuda especialmente cuando
la captación del contraste es leve o afecta a una
zona pequeña. (fig. 8.19).
Para caracterizar una lesión hepática a veces
se utilizan contrastes eliminados por vía biliar,
como por ejemplo los SPIO. Las células del híga-
do captan el contraste, mientras que las lesiones
que no están constituidas por células hepáticas
no sufrirán cambios por el contraste. Si se utiliza
gadoxetato de disodio en secuencias T1, el parén-
quima hepático realzará y las lesiones no, y si se
FIGURA 8.16
Paciente con un tumor cerebral operado. A. Adquisición axial potenciada en T1 donde se observan los cambios postquirúrgicos en el
lóbulo frontal derecho en forma de hipointensidad de la sustancia blanca. B. El realce en la zona de la cirugía indica recidiva tumoral.
FIGURA 8.15
A. Adquisición axial TSE-T1 de base de cráneo. B. Tras la administración de contraste se observa una lesión periférica que realza
de localización extraaxial y que corresponde a un meningioma.
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administra SPIO, se utilizará como secuencia un
T2*, observándose en este caso el parénquima
hepático hipointenso en contraste con la inten-
sidad de la lesión a estudio (fig. 8.11).
Sistema musculoesquelético
La caracterización de los tumores de partes blan-
das, así como las infecciones, los cambios post
quirúrgicos y las artrografías, se benefician del uso
de contrastes basados en gadolinio.
En el caso de los tumores, permite ver si
están vascularizados, su extensión y las zonas de
necrosis, lo que ayuda a su diagnóstico diferencial
(fig. 8.20). Las infecciones habitualmente captan
por el aumento de la vascularización del tejido
inflamatorio, observándose captación sólo peri-
férica cuando se forma un absceso (fig. 8.21).
En las columnas postoperadas por patología
discal, permite diferenciar entre fibrosis y repro-
ducción de la extrusión discal, porque la fibrosis
realza mientras que las extrusiones discales pue-
den tener un realce leve y tardío (fig. 8.22).
Las artrografías por RM permiten el uso de los
contrastes basados en gadolinio de dos formas
diferentes: introduciéndolo directamente en la
cavidad articular (artrografía por RM directa)
para distender y delimitar mejor sus estructuras
internas (fig. 8.12), o administrándolo por vía
intravenosa, obteniéndose un resultado similar
(artrografía por RM indirecta) (fig. 8.23).
Sistema cardiovascular
La aplicación más utilizada en la patología car-
díaca es la valoración de zonas de infarto miocár-
dico. Para ello se realiza un estudio de perfusión,
efectuando secuencias repetidas rápidas a la vez
que se administra el contraste para ver aquellas
zonas del miocardio que captan más tarde que
el resto (captación tardía) y que corresponden a
zonas infartadas (fig. 8.24).
El árbol vascular tanto arterial como venoso se
beneficiadelusodecontrastesbasadosengadolinio.
La aplicación clínica más importante es la arterio-
grafía abdominal y de miembros inferiores con RM,
gracias a la cual se consigue un mapa arterial desde
la aorta hasta vasos más pequeños tales como las
arterias de las piernas. Para ello se realizan secuen-
cias EG-T1 a lo largo de cuerpo tras el primer paso
FIGURA 8.17
Adquisición axial cerebral de una RM perfusión. Las zonas de
colores rojos corresponden a zonas con poca o sin vascularización.
FIGURA 8.18
A. Imagen axial de hemiabdomen superior potenciada en TSE-T1 con saturación grasa. Durante la fase arterial se observa una lesión
focal hepática que realza (flecha). B. En la fase portal se observa que la lesión ha eliminado el contraste, mientras que el hígado realza
intensamente. La lesión corresponde a un hepatocarcinoma.
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PARTE 2
Manejo del paciente
114
FIGURA 8.20
A. Imagen axial potenciada en TSE-T1 del tercio medio de los miembros inferiores donde se observa una masa voluminosa (asterisco).
B. La masa presenta una intensa captación de contraste; en este caso corresponde a una masa maligna.
FIGURA 8.21
A. Adquisición sagital de columna lumbar potenciada en TSE-T1 con saturación grasa sin contraste. B. La misma adquisición pero con
saturación grasa y contraste. Se observa una masa hipoisointensa que afecta a los elementos posteriores vertebrales, partes blandas
adyacentes y que se introduce en el canal espinal; presenta captación periférica en forma de anillo, correspondiendo a un absceso.
FIGURA 8.19
A. Imagen axial de hemiabdomen superior potenciada en EG-T1 con saturación grasa sin contraste. Se observa una lesión levemente
hiperintensa (flecha). B. Tras la administración de contraste y en fase arterial parece captar contraste y ser más hiperintensa. C. La
sustracción confirma la captación de contraste.
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FIGURA 8.22
A. RM axial de columna lumbar donde se observa una lesión que invade el canal medular (flecha). B. Tras la administración de contraste
la lesión realza levemente y corresponde a una extrusión discal. C. El mismo paciente tras cirugía presenta una lesión que invade el
canal medular (flecha). D. Tras la administración de contraste esta nueva lesión realza intensamente y se diagnostica como fibrosis.
FIGURA 8.23
Plano axial de un hombro potenciado en TSE-T1 tras la
administración intravenosa de gadolinio. Se produce un realce de
la cápsula y del líquido articulares, que permite visualizar el espacio
entre hueso y labrum (flecha) secundario a una rotura de este.
FIGURA 8.24
Estudio de perfusión miocárdica con un corte de 4 cámaras
en secuencia EPI tras la administración de gadolinio para
valorar realce tardío. Se observa un importante realce del septo
interventricular, signo de fibrosis secundaria a infarto.
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PARTE 2
Manejo del paciente
116
FIGURA 8.25
A. Reconstrucción tridimensional de la proyección de máxima intensidad de una angiografía por RM toracoabdominal con sustracción.
B. Reconstrucción tridimensional de la proyección de máxima intensidad de una angiografía por RM de ambas piernas con sustracción.
FIGURA 8.26
Secuencias EG-T1 con supresión grasa en planos axiales de una mama derecha. A. Sin contraste. B. En fase precoz tras la
administración de contraste sin sustracción. C. En fase precoz tras la administración de contraste con sustracción. Se identifica una
masa irregular que capta contraste intensamente. D. Gráfica que muestra el realce a lo largo de los primeros minutos. La lesión
corresponde a una neoplasia maligna mamaria.
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CAPÍTULO 8
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de contraste porque es cuando hay mayor concen-
tración de contraste en las arterias y no en las venas,
lo que dificultaría la visualización de las primeras.
La secuencia EG-T1 permite una adquisición muy
rápida y con una alta resolución espacial, de manera
que se pueden hacer reconstrucciones tridimensio-
nales. También se utiliza sustracción para ver mejor
los vasos más pequeños (fig. 8.25).
Mama
Las lesiones malignas de la mama muestran unas
características morfológicas, por ejemplo, bordes
espiculados, y otras dinámicas, que consisten en
una importante y rápida captación inicial seguida
de estabilización o eliminación del contraste de
forma más rápida que el resto del tejido mamario
(fig. 8.26). Se utiliza frecuentemente la técnica
de sustracción para valorar mejor la captación
de contraste.
AUTOEVALUACIÓN
1. Indique cuál de los siguientes mecanismos de
acción de los medios de contraste es falsa.
a. Acortar los tiempos de relajación T1.
b. Disminuir la densidad protónica.
c. Disminuir la susceptibilidad magnética.
d. Acortar los tiempos de relajación T2.
e. Aumentar la densidad protónica.
2. ¿Cuál de los siguientes contrastes tiene una
eliminación hepática además de renal?
a. Gadopentetato de dimeglumina.
b. Gadodiamida.
c. Gadobenato de dimeglumina.
d. Gadofosfoveset trisodio.
e. Gadoxetato de disodio.
3. ¿Cuál de los siguientes contrastes consegui-
rá que el parénquima hepático se muestre
hipointenso y se visualicen mejor las metás-
tasis?
a. Gadofosfoveset trisodio.
b. SPIO.
c. USPIO.
d. Gadodiamida.
e. Gadoterato de meglumina.
4. ¿Cuál de los siguientes factores favorece la apa-
rición de la fibrosis nefrogénica sistémica por la
utilización de contrastes basados en gadolinio?
a. La miocardiopatía dilatada.
b. La mononucleosis infecciosa.
c. La inmunodepresión.
d. La demencia.
e. La insuficiencia renal avanzada.
5. ¿Cuál de estas sustancias utilizadas como
contrastes enterales es hiperintenso en T2?
a. Agua.
b. Zumo de mango.
c. Contraste basado en gadolinio diluido.
d. Contraste basado en manganeso diluido.
e. Aire.
Bibliografía
Froehlich JM. MR Contrast Agents. In: Weishaupt D, Köchli VD,
Marincek B, editors. How does MRI work. 2.a
ed. Berlín:
Springer; 2006. p. 103-28.
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Lafuente J, editor. Atlas de tecnología de la Resonancia
Magnética. 2.ª ed. Madrid: Larrey; 2004. p. 313-38.
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Pedraza S, Gayete A, editors. Radiología esencial. 1.ª ed.
Madrid: Panamericana; 2010. p. 65-77.
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Westbrook C, Kaut Roth C, Talbot J, editors. MRI in practice.
3.ª ed. Oxford: Blackwell; 2005. p. 352-76.
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119
CAPÍTULO 9
Criterios de seguridad en RM
INTRODUCCIÓN
Existen riesgos potenciales en el entorno de los
equipos de resonancia magnética (RM) no sólo
para el paciente, sino también para los trabajado-
res y otras personas que pueden encontrarse ex-
puestos de manera ocasional a estos campos elec-
tromagnéticos. Se han documentado numerosos
incidentes relacionados tanto con los pacientes
como con el equipo y el personal técnico que han
marcado la necesidad de revisar las normativas
relativas a la seguridad en los campos magnéticos.
Independientemente del uso al que estén des-
tinados (investigación, diagnóstico o técnicas
terapéuticas) o de la intensidad del campo mag-
nético utilizado, todos los equipos de RM deben
mantener una política de prevención actualizada
y comprometida con la seguridad del paciente y
del trabajador.
Los responsables administrativos del hospital
o de la empresa deben asegurar que se cumplen
las políticas y los procedimientos adecuados, así
como la instauración y el control formativo de
todo el personal implicado. Es aconsejable que to
das las instalaciones tengan un responsable que su
pervise y garantice la completa seguridad de la
instalación, y que se encargue de valorar la for-
mación necesaria para trabajar en esos equipos.
El personal que trabaja en RM debe haber
realizado una formación específica en seguridad
de campos magnéticos estáticos, con su reciclaje
periódico.
Es importante comunicar todos los datos posi-
bles de este tipo de incidentes en el ámbito de los
campos electromagnéticos, con la mayor brevedad
posible, mediante el Sistema de Declaración Elec-
trónica de Accidentes de Trabajo, para ayudar a
las personas implicadas a aprender y prevenir los
problemas que puedan surgir. En Estados Unidos
se utiliza el Programa Medwatch para informar a
la Food and Drug Administration (FDA).
El American College of Radiology (ACR) en
su publicación Guidance Document on MR Safe
Practices de 2013 realiza una zonificación de las
áreas de RM mediante zonas de acceso a la sala
del imán (fig. 9.1). Esta zonificación en España
no es obligatoria, pero sí sirve como guía orienta-
tiva de buenas prácticas en este entorno. Cuando
realizan sus instalaciones, los fabricantes la tienen
en cuenta, adaptándose a la normativa vigente en
cada lugar.
Las instalaciones de RM pueden dividirse en
cuatro zonas (tabla 9.1):
• Zona 1: Área de libre acceso para el público
en general. Normalmente se encuentra fuera
del entorno de RM; generalmente es la zona
de acceso.
• Zona 2: Área donde los pacientes son reci
bidos.
• Zona 3: Área controlada bajo la supervisión de
personal de RM.
• Zona 4: Zona donde se encuentra el equipo
propiamente dicho.
Introducción 119
Criterios de seguridad en RM 120
Riesgos debidos al campo magnético
estático 120
Riesgos debidos a los líquidos
criogénicos 123
Riesgos debidos a los gradientes de
campo magnético 125
Efectos de los campos electromagnéticos
de radiofrecuencia 127
Normativa comunitaria y nacional 128
Directiva 2013/35/UE del Parlamento
Europeo y del Consejo de 26 de junio
de 2013 128
Ley 31/1995, de 8 de noviembre,
de prevención de riesgos
laborales 128
Otras directivas o disposiciones de
interés para consultar 129
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PARTE 2
Manejo del paciente
120
En todas las salas de resonancia deben existir
unos carteles señalizadores en los cuales se
advierte de la prohibición de entrada o
introducción en la sala del imán de objetos
que sean susceptibles de riesgos.
Los indicadores de peligro pueden estar situados en
las puertas de la sala o zonas adyacentes (fig. 9.2).
En la actualidad también se colocan indicadores de
seguridad en el suelo para captar mejor la atención
al ser un emplazamiento inusual.
CRITERIOS DE SEGURIDAD EN RM
A continuación se clasifican los riesgos inherentes
al equipo de RM en cuatro apartados, en función
de sus características.
Riesgos debidos al campo magnético
estático
Según la Organización para la Cooperación y
el Desarrollo Económico (OCDE), en 2010 más
de 25.000 equipos de RM estaban en funciona-
miento a nivel mundial, de los cuales unos 500 se
encontraban en España. Pese al elevado número
de estudios que se realizan, no existe evidencia de
daño a trabajadores debido a la exposición a alto
campo magnético, más allá de las lesiones debi-
das a proyecciones de objetos ferromagnéticos.
Los riesgos relacionados con el campo mag-
nético estático se pueden subdividir en función
de su interacción con el cuerpo humano o con
objetos ferromagnéticos.
TABLA 9.1 Zonificación para salas de RM
Zonificación Características Tipo de incidentes
Zona 1 Acceso general Peligro insignificante
Zona 2 Zona de acceso Próximos a zonas de posibles incidentes
Zona 3 Chequeo de pacientes y trabajadores Posibles incidentes
Zona de acceso al imán
Zona 4 Pacientes bajo constante control de
personal entrenado y capacitado.
Sala de imán
Incidentes
• Potencial de flujo
• Efecto sobre objetos ferromagnéticos
• Pérdida brusca del campo magnético
• Efectos por los gradientes
• Efectos biológicos por radiofrecuencia
FIGURA 9.1
Plano de área de RM. Las instalaciones de RM pueden dividirse en cuatro zonas.
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CAPÍTULO 9
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FIGURA 9.2
Indicadores de peligro situados en las puertas de la sala o zonas adyacentes.
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PARTE 2
Manejo del paciente
122
INTERACCIÓN CON EL CUERPO HUMANO
A su vez hay que diferenciar si la persona está en
movimiento o bien está quieta.
• Persona sin movimientos. Se produce una in-
teracción electrodinámica con los electrolitos
en movimiento, como es el flujo sanguíneo.
Este efecto se conoce como potencial de flujo.
En un estudio detallado de los efectos de estos
campos en la función cardíaca en el que usó
modelos computacionales, Holden demostró
en 2005 que es improbable que campos magné-
ticos inferiores a 8 T afecten el ritmo cardíaco.
• Persona en movimiento. Si está andando,
mueve la cabeza o las extremidades, etc., se
inducen campos y corrientes eléctricas. Las
frecuencias asociadas al movimiento habitual
son inferiores a 10 Hz, siendo mayores cuanto
más rápido es el movimiento. A estos campos
y corrientes inducidos se asocian los casos es-
porádicos de vértigos, náuseas y magnetofos-
fenos (sensaciones visuales similares a cente-
lleos de luz).
Dependiendo de su susceptibilidad magnética, las
diferentes moléculas se orientan según el campo
magnético. En general estas fuerzas son dema-
siado pequeñas como para afectar a la materia
biológica, aunque en estudios con embriones de
ranas, campos magnéticos intensos ( 17 T) han
demostrado ser capaces de producir reorientación
del aparato mitótico, estructura esencial para
distribuir el material genético a las células de la
siguiente generación.
Algunas reacciones metabólicas precisan de
una interacción en la que intervienen pares de
radicales con sus espines correlacionados. Has-
ta el momento no se ha constatado que estos
procesos metabólicos se vean afectados en las
personas expuestas.
Para proteger la salud de los trabajadores,
la Unión Europea establece unas directivas en
las que se fijan unos valores máximos a los que
pueden estar expuestos los trabajadores, garan-
tizando así que su salud no se verá afectada por
el desempeño de su trabajo. La propia directiva
establece ciertas circunstancias en las que pueden
superarse dichos límites. Los valores establecidos
en la Directiva 2013/35/UE se muestran en la
tabla 9.2.
INTERACCIÓN CON OBJETOS
FERROMAGNÉTICOS
Los objetos ferromagnéticos poseen una alta
susceptibilidad magnética que hace que cuando
entran en contacto con un campo magnético se
originen tres tipos de efecto: el efecto misil en
los materiales ferromagnéticos, la inducción de
corrientes eléctricas y alteraciones de la homoge-
neidad del campo.
• Efecto misil en los materiales ferromagné-
ticos. La atracción provocada por el imán es-
tá en relación con la potencia del campo, el
peso del objeto y su distancia con respecto al
imán. En el caso de salas de resonancia la dis-
tancia es muy importante no sólo porque las
fuerzas magnéticas disminuyen según la dis-
tancia entre los objetos, sino también porque
los equipos están configurados utilizando un
contracampo que hace que disminuya todavía
más (fig. 9.3). Por todo ello cabe la posibilidad
de que se produzca un accidente, dañando
no sólo al paciente sino también a la persona
que se encuentre en la trayectoria del objeto
hacia el imán. Este peligro sólo existe dentro
de la sala del imán (Zona 4), por lo que es
de extrema importancia la correcta supervi-
sión, garantizando antes de entrar en la sala
la compatibilidad de todo el material que se
introduce (instrumental sanitario, camillas,
sillas de ruedas, etc.) para evitar así que se
produzcan lesiones y accidentes.
La atracción que el campo magnético estático
ejerce sobre los materiales ferromagnéticos
hace que se desplacen a gran velocidad hacia
el centro del imán. Este efecto se ha convertido
en uno de los aspectos más preocupantes en
cuanto a seguridad.
• Inducción de corrientes eléctricas. Debido al
campo magnético estático pueden inducirse
corrientes eléctricas, que son disipadas gracias
a la puesta a tierra.
• Alteraciones de la homogeneidad del campo.
La creación de imágenes por Resonancia Mag-
nética se basa en un sofisticado proceso en el
que actúan varios factores. Uno de los más im-
portantes es la homogeneidad del campo mag-
nético del equipo. Cuando la homogeneidad
TABLA 9.2 Valores límite de exposición (VLE) de densidad de flujo magnético externo
(B0
) de 0 a 1 Hz
VLE relacionados con efectos sensoriales
Condiciones de trabajo normales 2 T
Exposición localizada en las extremidades 8 T
VLE relacionados con efectos para la salud
Condiciones de trabajo controladas 8 T
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de las fuerzas magnéticas se altera las imágenes
obtenidas son de mala calidad o se producen
artefactos.
Pueden aparecer artefactos en la imagen
deteriorando por tanto su calidad si hay objetos,
que aunque no sean atraídos por el imán alteran
el campo magnético.
Riesgos debidos a los líquidos
criogénicos
La mayoría de los imanes de resonancia mag-
nética son electroimanes que utilizan líquidos
superconductores para su funcionamiento. Se
basan en la propiedad que tienen determinadas
aleaciones metálicas que al estar a temperaturas
próximas al cero absoluto (−273° C) no ofrecen
resistencia al paso de la corriente eléctrica y consi-
guen así el elevado campo magnético moderando
el consumo eléctrico.
Estas temperaturas muy bajas se alcanzan gra-
cias a líquidos criogénicos, que en caso de fuga
conllevan ciertos riesgos (fig. 9.4):
• Asfixia. Pese a no ser tóxicos pueden provocar
la muerte por asfixia debido al desplazamiento
del oxígeno que hay en el interior de la sala.
El helio es menos denso que el aire; en caso
de fuga asciende al techo de la sala, reem-
plaza el oxígeno y, si es respirado, produce
asfixia y congelación. Si se usa nitrógeno como
refrigerante, es más pesado que el aire y por
tanto permanece en el suelo.
• Quemaduras. Están causadas por contacto con
el gas a muy baja temperatura.
• Incendio. Tanto el helio como el nitrógeno
son gases incoloros e inodoros. El helio por
sí solo no es combustible, pero en presencia
de otros gases existe peligro de incendio si se
produce condensación de oxígeno.
• Explosión. La transformación del helio en
estado líquido a estado gaseoso supone el
aumento de 760 veces su volumen. En este
caso, los cristales que separan la sala del imán
de la sala del operador pueden romperse.
• Imposibilidad de evacuación de personas.
Una deficiente evacuación del helio da lugar
FIGURA 9.3
Expansión del campo magnético.
FIGURA 9.4
Indicadores de peligro que conllevan riesgos.
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PARTE 2
Manejo del paciente
124
al aumento de la presión del interior de la sala
que impide abrir la puerta de acceso. Este hecho
ha propiciado el desarrollo de una normativa
que obliga a que, en nuevas instalaciones, to-
das las puertas se abran hacia el exterior de la
sala.
La rotura del tanque de líquidos criogénicos
es el accidente más grave que puede darse,
ya que puede producir un incendio o una
explosión.
EXTINCIÓN BRUSCA DEL CAMPO
MAGNÉTICO (QUENCH)
Para detener el funcionamiento del imán y así
bajar el campo electromagnético, se realiza la
maniobra conocida como quench, en la que se de-
saloja de forma controlada el líquido criogénico.
De esta manera la bobina conductora se calienta,
induciendo resistencia al paso de la corriente eléc-
trica y disminuyendo el campo magnético. El
gas se expande rápidamente y es conducido por
medio de chimeneas al exterior de la instala
ción.
En todo centro de RM que contenga equipo
superconductivo, tiene que estar establecido un
protocolo de emergencia para situaciones de
extinción de campo magnético. En toda instala-
ción existen dos pulsadores con esta finalidad,
claramente señalizados y convenientemente
protegidos para que no sean oprimidos involun-
tariamente (fig. 9.5).
Los únicos casos en los que se debe provocar la
extinción brusca del campo magnético son los
siguientes:
• cuando la integridad física de una persona
corre peligro, debido a un atrapamiento por
un objeto ferromagnético muy pesado,
• cuando hay un incendio en la sala del
imán y se requiere la acción inmediata
y el acceso a la sala por parte del servicio
de emergencias.
Fuera de estos supuestos se debe contactar con el
servicio técnico para realizar una reducción de in-
tensidad del campo magnético de forma controla-
da. Ésta consiste en la interposición de una resis-
tencia eléctrica, externa al imán y a temperatura
ambiente, que convierte la electricidad usada para
generar el campo magnético en calor, forzando la
pérdida progresiva y controlada de la intensidad
del campo magnético sin prácticamente producir
pérdidas del helio que mantienen las condiciones
de superconductividad dentro del imán.
Previamente a la extinción brusca del cam-
po magnético, debe tenerse en cuenta que és-
ta se produce cuando el nivel de helio decrece
lo suficiente como para que el hilo conductor,
que genera el campo magnético, emerja hacia
la superficie, perdiendo así su condición de
superconductividad debido al incremento de tem
peratura.
Existe una latencia de aproximadamente unos
20 segundos desde que se activa el pulsador
hasta la extinción del campo magnético.
El helio se reconduce al exterior de la instalación
mediante una chimenea, produciendo silbidos o
siseos. Emerge hacia el exterior en forma de vapor
ascendente, semejante a una nube de humo, de-
bido a la condensación del aire. Los servicios de
emergencia deben ser alertados de la existencia,
origen y composición.
Un funcionamiento incorrecto del sistema de
evacuación del líquido criogénico también po-
dría dar lugar a hipotermia y a quemaduras por
contacto con el helio y el nitrógeno; como medida
preventiva hay que evacuar la zona del imán.
El personal debe conocer y diferenciar los
métodos de interrupción perfectamente, tanto
los de desconexión de la parte electrónica
como los de bajada del campo magnético (quench).
Una bajada errónea del campo magnético conlle-
va unos costes importantes. El equipo no puede
utilizarse hasta que se vuelve a llenar el tanque,
operación que conlleva un coste elevado.
Los equipos de desconexión eléctrica se ma-
nejan con los mismos criterios que cualquier
aparato eléctrico ante incendios, descargas eléc-
tricas, inundaciones, etc., teniendo en cuenta que
el equipo está sometido a alta y baja tensión.
El mantenimiento del equipo y la carga del
helio se realizan fuera de alcance del personal
sanitario, en la parte superior del imán. El perso-
nal responsable de su mantenimiento debe llevar
material aislante para su protección.
FIGURA 9.5
Pulsadores de extinción de campo magnético para detener el
funcionamiento del imán y bajar el campo electromagnético.
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MEDIDAS DE PROTECCIÓN PARA LÍQUIDOS
CRIOGÉNICOS
Muchos fabricantes instalan dentro de la sala
del imán un sensor que detecta la cantidad de
oxígeno en la sala, y que se controla desde la sala
del operador (fig. 9.6).
Algunas salas están dotadas de detectores de
concentración de oxígeno y extractores que se
ponen en marcha en caso de detectar alguna
anomalía (fig. 9.7).
Si se produce una fuga, disminuye el oxígeno
y salta la alarma acústica. En ocasiones
también salta la alarma acústica debido a un
aumento de la temperatura en la sala, porque
haya demasiadas personas dentro, con la
consiguiente disminución del oxígeno y aumento
de temperatura, o por avería del propio sistema.
Es imprescindible que exista un plan de evacua-
ción y actuación para el caso de que se produzca
una fuga de criógenos. Este plan tiene que incluir
las siguientes medidas:
• Parar inmediatamente el equipo.
• Desalojar la instalación, sacando al paciente
de la sala. Esta maniobra debe tener en cuenta
que el aumento de la presión que se produce
en el interior de la sala provoca el cierre brus-
co de la puerta, por lo que es imprescindible
que al entrar en la sala, la puerta se mantenga
totalmente abierta.
• En caso de una fuga masiva de helio, aban-
donar también inmediatamente la sala de
operador, puesto que si la presión de la sala
aumenta y el sistema de extracción forzado de
aire no funciona, podrían saltar los cristales de
los ventanales de visualización.
• Avisar inmediatamente al servicio técnico de
mantenimiento de la casa comercial corres-
pondiente.
Es muy importante la revisión periódica de todos
los sistemas de seguridad, detectores, elementos
de extracción de emergencia de la camilla del
paciente, sistema de elevación y expulsión de
la mesa, equipo de alarma, etc. Esta revisión
también debe contemplar el uso habitual que se
realiza de ellos. En ningún caso se obstaculizará
el funcionamiento de los sistemas anteriores
con otros elementos tales como almohadillas,
sábanas o mantas. Por la misma razón, la puerta
de escape de la sala nunca estará bloqueada por
camas, camillas o carros, etcétera.
Señales de riesgo para detectar que se está
produciendo un escape de fluido criogénico o
un quench:
• ruido similar a un silbido o a un zumbido,
• nubes y humo blanco,
• congelación en los conductos,
• ausencia de campo magnético.
Riesgos debidos a los gradientes
de campo magnético
Los gradientes de campo magnético son campos
magnéticos locales producidos por electroima-
nes que se encuentran ubicados a lo largo del
imán.
La conexión y desconexión de los gradientes
de campo magnético y las fuerzas electromotrices
que se asocian a este acto hacen que éstos golpeen
la estructura donde están ubicados, produciendo
el ruido característico que generan los equipos de
RM durante el proceso de exploración.
INTERACCIÓN CON EL CUERPO HUMANO
La variación del campo magnético en el tiempo
causada por los gradientes de campo magné
tico puede provocar campos eléctricos, que teó-
ricamente son proporcionales a la variación del
campo según el tiempo.
Las recomendaciones para limitar la exposi-
ción de pacientes y voluntarios a los campos mag-
néticos variables en el tiempo están basadas en la
estimulación producida en los nervios periféricos
y músculos, incluido el corazón.
Para que se produzca una contracción de mús-
culos abdominales o torácicos motores, es precisa
una exposición superior al 50% del umbral de
percepción.
Actualmente no hay riesgo de estimulación
cardíaca debida a exposición a gradientes en RM;
el límite práctico de exposición a estos campos se
FIGURA 9.6
Indicador de nivel de oxígeno.
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PARTE 2
Manejo del paciente
126
basa en evitar sensaciones incómodas debidas a
la percepción del campo.
RUIDO
Durante las exploraciones de RM se produce un
ruido característico debido a las vibraciones me-
cánicas de las bobinas de gradientes.
El nivel de ruido puede alcanzar niveles de
exposición diaria equivalente superior a 87 dB(A)
ponderados en la mayoría de los equipos. Esta
exposición daña el sistema auditivo y debe evitarse,
por lo que es obligatorio el uso de protección
auditiva para pacientes y toda persona que vaya
a permanecer en la sala durante la exploración.
Los equipos de RM tienen un dispositivo de
bloqueo que hace que cuando se abra la puerta ex
terna de la sala, el equipo cese la emisión de ra
diofrecuencia y desactive el funcionamiento de los
gradientes.
Las paredes de la sala deben estar dotadas de
paneles de protección acústica para reducir el
ruido de forma considerable.
En general, los niveles de ruido en el exterior
de la sala son inferiores a los límites que dañan
la audición. Este hecho debe verificarlo el servicio
de prevención de riesgos laborales para garantizar
la seguridad y salud de los trabajadores (fig. 9.8).
FIGURA 9.7
Sensores y extractores de gas.
FIGURA 9.8
Indicador de obligatoriedad de protección acústica.
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El personal adscrito a la unidad de RM debe
recibir formación e información referentes a los
riesgos producidos por la exposición continuada
al ruido.
Efectos de los campos
electromagnéticos de radiofrecuencia
El efecto más importante producido por las ondas
de radiofrecuencia es el aumento de la temperatu-
ra corporal del paciente, provocado por inducción
magnética. El parámetro para cuantificarlo es la
tasa de absorción específica (SAR, specific absortion
rate), y la unidad es el vatio por kilogramo de
tejido expuesto (W/kg).
Cuanto mayor es el campo magnético, mayor
es el depósito calórico y por tanto, mayor es el
efecto biológico producido. Los órganos con una
reducida capacidad para la disipación del calor
–tales como los testículos, los ojos y los tejidos
avasculares– son más susceptibles.
En una exploración de resonancia magnéti-
ca no se debe de exceder una SAR transmitida
al cuerpo humano de 4 W/kg (3,2 W/kg en la
cabeza). Hay que tener mucho cuidado y cum-
plir siempre estos valores; por ejemplo, se ha
demostrado que existe una disminución de la
función testicular causada por el calentamiento
por radiofrecuencia al alcanzar la bolsa escrotal
temperaturas de entre 38 y 42°C (tabla 9.3).
Los límites a la exposición de radiofrecuencia
no deben aumentar en 1 °C la temperatura cor-
poral profunda inducida, estableciéndose como
valores máximos 38 °C en la cabeza, 39°C en el
tronco y 40°C en las extremidades.
Se debe conservar una SAR menor o igual a
1,5 W/kg en los siguientes casos:
• Pacientes con fiebre igual o superior a 40 °C
o con la capacidad termorreguladora dis-
minuida, ya que se podría inducir un cuadro
de convulsiones.
• Pacientes pediátricos con alteración del nivel
de conciencia.
• Cardiopatías graves.
• Mujeres embarazadas durante el primer tri-
mestre de gestación como medida preventiva.
• Portadores de prótesis metálicas, pacientes
con tatuajes o con maquillaje o piercing per-
manentes, o pacientes con escayolas, ya que
éstas liberan mal el calor.
Antes de realizar una exploración en los equipos de
RM, hay que introducir el peso y edad del paciente,
y en función de esos datos es el propio equipo el
que avisa si se van a alcanzar estos valores.
Debido a las radiofrecuencias, también se
pueden producir quemaduras por contacto con
las paredes del equipo, por lo que hay que evitar
el contacto de la piel con ellas.
En el caso de que el volumen corporal del pa-
ciente fuese importante, se debe intentar separar
la zona con material de protección no conductor,
con un grosor superior a 1 cm.
También hay que evitar que cualquier material
de cableado (antenas, cables de los electrodos,
etc.) tenga nudos o esté en contacto directo con
el paciente, ya que se crearía un circuito cerrado
que podría producir quemaduras. De igual ma-
nera, con el fin de evitar la inducción eléctrica, el
técnico debe confirmar que no existen líquidos
sobre la mesa de exploración o zonas húmedas
en el paciente (sudoración), así como vertidos o
humedad en sábanas o mantas (fig. 9.9).
TABLA 9.3 Valores límite de exposición (VLE) relacionados con efectos para la salud
para exposiciones a campos electromagnéticos comprendidos entre 100 kHz y 6 GHz
VLE relacionados con efectos para la salud
Valores SAR promediados a lo largo
de un período cualquiera de seis minutos
VLE relativo al estrés térmico del cuerpo entero,
expresado como SAR promediado del cuerpo
0,4 W/kg
VLE relativo al estrés térmico localizado en la cabeza y
tronco, expresado como SAR localizado del cuerpo
10 W/kg
VLE relativo al estrés térmico en las extremidades,
expresado como SAR localizado de las extremidades
20 W/kg
FIGURA 9.9
Colocación correcta del cableado para evitar posibles
quemaduras al crearse un circuito cerrado.
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PARTE 2
Manejo del paciente
128
Los estudios que requieran sincronización
cardíaca se deben realizar con electrodos com-
patibles con RM, que garanticen que no se afecta
ni la seguridad de las personas expuestas ni la
calidad de la imagen.
NORMATIVA COMUNITARIA
Y NACIONAL
Directiva 2013/35/UE del Parlamento
Europeo y del Consejo de 26 de junio
de 2013
La citada Directiva dispone las normas mínimas
de salud y seguridad relativas a la exposición de
los trabajadores a los riesgos derivados de agentes
físicos (campos electromagnéticos).
Como puntos importantes, cabe destacar que:
• Establece disposiciones mínimas en materia
de protección de los trabajadores contra los
riesgos para la salud y la seguridad derivados o
que puedan derivarse de la exposición a cam-
pos electromagnéticos en el trabajo.
• Los Estados miembros exigirán al empresario
que garantice que la exposición de los traba-
jadores a campos electromagnéticos no supere
los valores límite de exposición relacionados
con efectos para la salud y con efectos senso-
riales.
• El empresario incluirá medidas técnicas u orga-
nizativas destinadas a evitar que la exposición
supere los valores límite de exposición relacio-
nada con efectos para la salud o con efectos
sensoriales, teniendo en cuenta, en particular
“otros métodos de trabajo que conlleven una
exposición menor a campos electromagné-
ticos; la elección de equipos que generen
campos electromagnéticos menos intensos, te-
niendo en cuenta el trabajo al que se destinan;
medidas técnicas para reducir la emisión de
campos electromagnéticos, incluido, cuando
sea necesario, el uso de sistemas de bloqueo, el
blindaje o mecanismos similares de protección
de la salud; medidas adecuadas de delimita-
ción y acceso, como señales, etiquetas, marcas
en el suelo, barreras para limitar o controlar el
acceso; en caso de exposición a campos eléctri-
cos, medidas y procedimientos para controlar
las descargas de chispas y las corrientes de con-
tacto, mediante métodos técnicos y formación
de los trabajadores; programas adecuados de
mantenimiento de los equipos de trabajo, los
lugares de trabajo y los puestos de trabajo; el
diseño y la disposición de los lugares y pues-
tos de trabajo, la limitación de la duración e
intensidad de la exposición y la disponibilidad
de equipos adecuados de protección personal”.
En cuanto a la información y formación, los
trabajadores que puedan verse expuestos a ries-
gos derivados de campos electromagnéticos en
el trabajo o sus representantes deberán recibir
toda información y formación necesarias sobre el
resultado de la evaluación de los riesgos contem-
plada en el artículo 4 de la presente Directiva,
en particular sobre “las medidas adoptadas en
aplicación de la presente Directiva; los valores
y conceptos de los valores límite de exposición
y los niveles de actuación, los posibles riesgos
asociados y las medidas preventivas adoptadas;
los posibles efectos indirectos de la exposición;
los resultados de la evaluación, la medición o los
cálculos de los niveles de exposición a campos
electromagnéticos efectuados de conformidad
con el artículo 4 de la presente Directiva; la for-
ma de detectar los efectos adversos para la salud
derivados de la exposición y el modo de informar
sobre ellos; la posibilidad de que surjan síntomas
y sensaciones pasajeros relacionados con los efec-
tos en el sistema nervioso central o periférico; las
circunstancias en las que los trabajadores tienen
derecho a una vigilancia de la salud; las prácticas
de trabajo seguras para reducir al mínimo los
riesgos derivados de la exposición. Teniendo en
cuenta los avances técnicos y la disponibilidad de
medidas para controlar la producción de campos
electromagnéticos en origen, el empresario debe-
rá adoptar las medidas necesarias para garantizar
que los riesgos derivados de los campos electro-
magnéticos en el lugar de trabajo se eliminen o se
reduzcan al mínimo. La reducción de los riesgos
derivados de la exposición a campos electromag-
néticos se basará en los principios generales de
prevención establecidos en el artículo 6, apartado 2
de la Directiva 89/391/CEE”. El artículo citado se
traspuso al ordenamiento jurídico español me-
diante el artículo 15 de la Ley 31/1995 de preven
ción de riesgos laborales.
de prevención de riesgos laborales
El artículo 15, Principios de la acción preventiva,
de la Ley 31/1995, de 8 de noviembre, de preven-
ción de riesgos laborales, dice así:
1. El empresario aplicará las medidas que inte-
gran el deber general de prevención previs
to en el artículo anterior, con arreglo a los si
guientes principios generales:
a. Evitar los riesgos.
b. Evaluar los riesgos que no se puedan evitar.
c. Combatir los riesgos en su origen.
d. Adaptar el trabajo a la persona, en parti-
cular en lo que respecta a la concepción
de los puestos de trabajo, así como a la
elección de los equipos y los métodos de
trabajo y de producción, con miras, en
particular, a atenuar el trabajo monótono
y repetitivo y a reducir los efectos del mis-
mo en la salud.
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e. Tener en cuenta la evolución de la técnica.
f. Sustituir lo peligroso por lo que entrañe
poco o ningún peligro.
g. Planificar la prevención, buscando un
conjunto coherente que integre en ella
la técnica, la organización del trabajo,
las condiciones de trabajo, las relaciones
sociales y la influencia de los factores
ambientales en el trabajo.
h. Adoptar medidas que antepongan la pro-
tección colectiva a la individual.
i. Dar las debidas instrucciones a los traba-
jadores.
2. El empresario tomará en consideración las
capacidades profesionales de los trabajado-
res en materia de seguridad y de salud en el
momento de encomendarles las tareas.
3. El empresario adoptará las medidas necesarias
a fin de garantizar que sólo los trabajadores
que hayan recibido información suficiente y
adecuada puedan acceder a las zonas de riesgo
grave y específico.
4. La efectividad de las medidas preventivas de-
berá prever las distracciones o imprudencias
no temerarias que pudiera cometer el traba-
jador. Para su adopción se tendrán en cuenta
los riesgos adicionales que pudieran implicar
determinadas medidas preventivas, las cuales
sólo podrán adoptarse cuando la magnitud de
dichos riesgos sea sustancialmente inferior a
la de los que se pretende controlar y no exis-
tan alternativas más seguras.
5. Podrán concertar operaciones de seguro que
tengan como fin garantizar como ámbito de
cobertura la previsión de riesgos derivados
del trabajo, la empresa respecto de sus traba-
jadores, los trabajadores autónomos respecto
a ellos mismos y las sociedades cooperativas
respecto a sus socios cuya actividad consista
en la prestación de su trabajo personal.”
Otras directivas o disposiciones
de interés para consultar
Aparte de las comentadas anteriormente, hay dos
disposiciones referentes a criterios de seguridad
de la RM que hay que tener en cuenta:
• Directiva del Consejo de 12 de junio de 1989,
relativa a la aplicación de medidas para pro-
mover la mejora de la seguridad y de la sa
lud de los trabajadores en el trabajo (89/391/
CEE).
• Real Decreto 485/1997, 14 de abril, sobre
disposiciones mínimas en materia de seña-
lización de seguridad y salud en el trabajo.
Establece las disposiciones mínimas para la
señalización de seguridad y salud en el trabajo.
AUTOEVALUACIÓN
1. En todas las salas de resonancia existen unos
carteles señalizadores, en donde se advierte de:
a. La prohibición de entrada y la introduc-
ción en la sala del imán de objetos que
sean susceptibles de riesgos.
b. Uso de onda de ultrasonidos.
c. Uso de radiaciones ionizantes.
d. A y B son correctas.
2. Los magnetofosfenos son:
a. Secuencias de resonancia magnética.
b. Dispositivos de medición del campo mag-
nético.
c. Dispositivos de relajación del paciente.
d. Sensaciones visuales similares a centelleos
de luz.
e. Contrastes derivados del gadolinio.
3. La rotura del tanque de líquidos criogénicos:
a. Es el accidente más grave que puede darse.
b. Puede producir un incendio.
c. Puede producir una explosión.
d. Todas son correctas.
4. La extinción brusca del campo magnético se
denomina:
a. Quench.
b. Magnetofosfenos.
c. Gradiente.
5. La extinción del campo magnético produce
la pérdida de la condición de superconduc-
tividad debido al incremento de tempera-
tura. ¿Cuánto tiempo tarda desde que se
activa el pulsador de extinción del campo
magnético?
a. Tarda aproximadamente unos 5 segundos
desde que se activa el pulsador de extin-
ción del campo magnético.
b. Tarda aproximadamente unos 20 segun-
dos desde que se activa el pulsador de
extinción del campo magnético.
c. Tarda aproximadamente unos 50 segun-
d. Tarda aproximadamente unos 60 segun-
e. Es de efecto inmediato, desde que se acti-
va la el pulsador de extinción del campo
magnético.
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PARTE 2
Manejo del paciente
130
CASOS PRÁCTICOS
1. Indica dos características de seguridad, relativas a la indicación en resonancia magnética, de cada
una de estas señales:
2. Describe brevemente que indican las flechas de color rojo, así como sus funciones:
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Bibliografía
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Webs de interés
MRIsafety.com: http://www.mrisafety.com/
ASTM International: http://www.astm.org/
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133
CAPÍTULO 10
Cuidado del paciente
Introducción 133
Contraindicaciones en el estudio
con RM 134
RM durante la gestación 135
Preparación de la sala
e instalaciones 135
Preparación para el examen: Trato
con el paciente 136
Realización del estudio 137
Pacientes claustrofóbicos 138
Pacientes pediátricos 138
INTRODUCCIÓN
Los pacientes que normalmente acuden a rea
lizarse estudios de resonancia magnética (RM)
son enfermos ambulatorios o ingresados en-
camados, procedentes de unidades especiales
como la Unidad de Cuidados Intensivos o bien
procedentes de los diferentes servicios del centro
sanitario.
Los estudios son lentos en comparación con
otras técnicas de imagen para el diagnóstico. Aun-
que la exploración en sí misma no causa dolor,
es posible que exista cierta incomodidad al tener
que permanecer inmóvil durante largos períodos
de tiempo.
Es fundamental el establecimiento de proce-
dimientos protocolizados eficaces para aquellos
individuos que van a ser sometidos a estudios
de RM o para entrar o aproximarse a esta área.
El trabajo diario en la salas de RM implica la
realización de unas medidas rutinarias y, hasta
cierto punto, una filosofía de trabajo dentro de
unos márgenes de seguridad óptimos.
Las normas de seguridad deben ser estrictas y
obligatorias. Estas medidas deben estar estable-
cidas en un procedimiento estandarizado para
todo el personal que acceda a la sala, siendo los
técnicos los responsables de exigir que, cuando
entren, lo hagan de una forma segura. El principal
riesgo y problema que se plantea son los objetos
ferromagnéticos que pueden acceder dentro de
la sala del imán.
Hay que tener especial atención con los sis-
temas y objetos no compatibles con RM de gran
volumen, tales como camillas, botellas portátiles
de oxigenoterapia, carros de parada, pies de go-
tero, y con todo aquel elemento que pueda ser
de características ferromagnéticas (pinzas, bolí-
grafos, estetoscopios, horquillas, pinzas, etcétera).
Las resonancias están protegidas por un sis-
tema de blindaje llamado Shielding Active (con-
tracampo) que minimiza la acción del campo
magnético, notándose sus efectos más acusada-
mente en la entrada del imán y atenuándose se-
gún la distancia. Gracias a este sistema se pueden
delimitar unas líneas en la proximidad del imán
en las que el campo magnético en su interior
tiene un valor determinado. La línea más fre-
cuentemente reflejada es la línea que indica que
dentro de ella el campo magnético no es seguro.
Debido a este blindaje, objetos ferromagnéticos
que al ser introducidos en la sala no presentan
ningún efecto, al acercarse al imán salen des-
pedidos (efecto misil).
A los servicios de RM se han ido incorpo-
rando paulatinamente diferentes profesionales
(anestesiólogos, ingenieros, psicólogos, infor-
máticos, investigadores, enfermeros, auxiliares,
celadores, personal de limpieza y mantenimien-
to, etc.) que aportan su profesionalidad y cono-
cimientos en diferentes campos de los estudios
de resonancia.
Toda persona que acceda al interior de la sala
del imán (profesionales, pacientes y acompañan-
tes) debe desprenderse antes de acceder de los
objetos susceptibles de ser atraídos por el imán
(ferromagnéticos). Hay que tener una especial
atención con los dispositivos e implantes que
contengan material ferromagnético.
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PARTE 2
Manejo del paciente
134
CONTRAINDICACIONES
EN EL ESTUDIO CON RM
Al colocar un cuerpo en un campo magnético,
se comportará de una forma característica de-
pendiendo del material que lo componga: se
podrá ver atraído, repelido o no ser afectado. La
susceptibilidad magnética (χ0
) se utiliza como
medida para cuantificar la tendencia a ese com-
portamiento (fig. 10.1):
• Si el campo magnético del interior de un objeto
es menor que el campo magnético externo al
que está sometido, a ese objeto se le denomina
diamagnético o no magnético (χ0
0). Son dia-
magnéticos el oro, la plata, el platino, el titanio,
el tántalo, el tungsteno, los materiales cerámicos,
el zirconio, la silicona-nítrido, el plexiglás, el
nylon, el teflón y el aluminio. Estos materiales
son repelidos por los campos magnéticos.
• Por el contrario, si el campo magnético del
interior de un objeto es mayor que el campo
magnético externo a que está sometido, se le
denomina paramagnético (χ0
0). Son pa-
ramagnéticos el cobre y el manganeso, entre
otros materiales.
• Finalmente, si 1 χ0
0, el objeto no se ve
afectado a nivel macromolecular por la pre-
sencia de un campo magnético.
Las sustancias ferromagnéticas son materiales
paramagnéticos que tienen susceptibilidad
magnética muy elevada (χ0
1) y son totalmente
incompatibles con la RM, ya que se ven
fuertemente atraídas por el campo magnético.
Existen símbolos o señales de prohibición
(fig. 10.2) que avisan de la posibilidad de que
diferentes dispositivos podrían ser dañados o
alterados por los campos electromagnéticos du-
rante la realización de un estudio.
• Implantes y dispositivos activados eléctrica,
magnética o mecánicamente. Los pacientes con
marcapasos cardíacos internos, desfibriladores,
implantes cocleares, neuroestimuladores, es-
timuladores del crecimiento óseo o bombas
de infusión de medicamentos implantadas, no
deben exceder, si existe, la línea que marca que
el campo no es seguro. Posibles efectos serían
desde que el dispositivo donde se almacena
la información relativa al funcionamiento del
marcapasos o del desfibrilador cardíaco se borre
a consecuencia del campo magnético, a un des-
plazamiento de un implante. Cuando el disposi-
tivo lo permita, se puede desconectar y volverlo
a programar una vez finalizada la prueba.
• Clips de aneurismas y hemostáticos.
• Prótesis, dispositivos, implantes y materiales
ortopédicos. En la actualidad se fabrican de
materiales que sean compatibles con el campo
FIGURA 10.1
Objetos ferromagnéticos: ejemplos de accidentes.
FIGURA 10.2
Indicador de prohibición.
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CAPÍTULO 10
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sin
autorización
es
un
delito.
magnético, tales como titanio, tántalo o tungs-
teno; no obstante, se debe confirmar para evi-
tar accidentes.
• Válvulas cardíacas.
• Implantes otológicos, audífonos externos,
oculares y dispositivos dentales.
• Coils, filtros y endoprótesis vasculares, ya que
existe el riesgo de desplazamiento.
• Perdigones, grapas, virutas metálicas, agujas de
acupuntura, salpicaduras de soldadura, balas
y metralla.
Si se tiene alguna duda sobre la existencia de
algún objeto posiblemente ferromagnético en
el interior del paciente, se pueden realizar radio-
grafías previas para comprobarlo.
Existen diferentes publicaciones en las que,
una vez conocido el elemento implantado, tanto
marca como modelo, se puede consultar su com-
patibilidad con los diferentes campos magnéticos
(fig. 10.3). Además, anualmente se publican guías
que permiten conocer las propiedades magnéticas
de los materiales en función del campo magnético
a las que van a ser sometidas y establecer así el gra-
do de compatibilidad con los campos magnéticos.
Los objetos y dispositivos que son totalmente
compatibles se identifican con una etiqueta de
color verde cuadrada, en la que se indica “RM se-
guro”. Los dispositivos ferromagnéticos deben ser
identificados como “RM inseguro” y marcados con
una etiqueta roja redonda. Finalmente, los objetos
con una estimación condicional a ser compati
bles con RM llevan una etiqueta triangular amarilla.
En el caso concreto de Estados Unidos, los
dispositivos y materiales son etiquetados y acre-
ditados por la Food and Drug Administration
(FDA), y desarrollados por ASTM International
en la norma ASTM F2503.
RM DURANTE LA GESTACIÓN
A fecha de hoy no se han notificado efectos perju-
diciales sobre el embarazo debido a campos elec-
tromagnéticos estáticos, aunque la FDA informa
y aconseja no realizar RM en los primeros tres
meses de gestación; a nivel europeo no existen
indicaciones al respecto.
Las trabajadoras embarazadas pueden trabajar
en la unidad durante todo el embarazo pero con
la precaución de no estar en la sala durante la
realización de las secuencias, sobre todo por
los altos niveles de ruido y la imposibilidad de
proteger acústicamente al feto.
Se ha observado un aumento en la tasa de abor-
tos espontáneos en las trabajadoras expuestas a
campos magnéticos, pero los resultados obser-
vados no son estadísticamente demostrativos.
Igualmente no está demostrado que la radiación
electromagnética disminuya la fertilidad, el peso
al nacimiento u otros factores de control.
Shellock y Kanal recomiendan que la profesio-
nal embarazada, independientemente del mes de
gestación en el que se encuentre, solamente entre
en la sala de exploración para plantear el estudio,
situando y atendiendo al paciente mientras el
equipo no esté obteniendo imágenes, aunque
indican que esta recomendación está realizada
sin la valoración completa de datos al respecto.
La sala de planificación del estudio ha de estar
suficientemente alejada y protegida del imán para
garantizar que la intensidad del campo magnético
sea la menor posible, pudiendo ser una de las
zonas frías la elegida para que las trabajadoras
gestantes realicen su labor.
PREPARACIÓN DE LA SALA
E INSTALACIONES
Hay que verificar los siguientes aspectos:
• Asegurar el correcto funcionamiento del con-
ducto extractor del helio:
• inspeccionar periódicamente el sistema de
evacuación,
• inspeccionar el correcto funcionamiento
del aire acondicionado.
• Mantener una temperatura estable en la sala
(22-24°C) dentro de los límites establecidos
FIGURA 10.3
Señales de prohibición de objetos no compatibles.
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PARTE 2
Manejo del paciente
136
por el propio equipo, evitando tapar en exceso
al paciente, ya que el sudor aumenta la capa-
cidad de inducción de corriente eléctrica.
• Encender el sistema de ventilación del habitá-
culo para propiciar la disipación del depósito
calórico.
• Evitar que trabajen en esta sala personas con
materiales o dispositivos que sean incompa-
tibles con los campos magnéticos –prótesis
auditivas, marcapasos, implantes metálicos,
válvulas cardíacas, piercing, DIU o tatuajes
que contengan tintes férricos–, así como tije-
ras, pinzas u otro material inadecuado o que
pudiese generar un accidente.
PREPARACIÓN PARA EL EXAMEN:
TRATO CON EL PACIENTE
El primer paso a la hora de preparar al paciente
para el examen es verificar la existencia o no de
dispositivos u objetos paramagnéticos antes de
acceder a la sala del imán.
En la actualidad existen, y se van incorporando
poco a poco, sistemas de detección ferromagné-
ticos simples de manejar, con la capacidad de
detectar objetos de pequeño tamaño y de dife-
renciarlos entre materiales ferromagnéticos y no
ferromagnéticos. Estos sistemas se sitúan en el ac-
ceso a la Zona 4 (máxima seguridad) y se utilizan
como complemento a las medidas de seguridad.
La fiabilidad de estos sistemas está muy cues-
tionada porque fragmentos pequeños pueden no
ser detectados, y por tanto no eximen de realizar
un cuestionario sobre las actividades y posibles
implantes que porten las personas implicadas.
Un imán es un sistema fácil y barato para
verificar si un objeto dudoso es ferromagnético:
con él se puede testar, por ejemplo, si unas gafas
serán atraídas o no por el campo.
La preparación para el examen contempla los
puntos que a continuación se comentan.
• Antes de entrar a la sala, se proveerá al paciente
de una bata para usar durante el examen.
• Antes de acceder, se le pedirá que rellene el
formulario de seguridad. Existen numerosos
modelos estandarizados para la realización
del cuestionario. Todos insisten en confirmar
la no presencia de marcapasos cardíaco o des-
fibrilador, bombas de medicación externa
(insulina o analgésicos), implantes en oído
interno, sistemas neuroestimuladores, etcétera.
• Los cuestionarios deben ser revisados y con-
firmados mediante comprobación oral con el
paciente o responsable legal en su totalidad
antes de permitir que acceda a la Zona 3. Ante
pacientes con déficit neurológico o menores
de edad, un familiar directo es quien deberá
completar y autorizar el consentimiento infor-
mado y el cuestionario.
• El cuestionario se adjuntará a la historia clínica
del paciente o, en el caso de estudios de inves-
tigación, al material del estudio, respetando la
confidencialidad.
• El técnico tiene que saber si el tipo de disposi-
tivo, prótesis, etc., son compatibles para poder
realizar el estudio de modo seguro; en caso
de duda lo verificará consultando las bases de
datos disponibles y no permitirá la realiza-
ción de una exploración hasta que no esté
seguro de su inocuidad para el paciente.
• Se harán las preguntas al paciente de forma
educada y correcta utilizando palabras senci-
llas, insistiendo sobre la presencia de mate-
riales incompatibles con la exploración; por
ejemplo, en vez de preguntar si lleva algún
objeto ferromagnético, se le preguntará si lleva
algo que pueda verse atraído por un imán,
si sabe si los tatuajes están hechos con tinta
férrica, etcétera.
• Una vez que esté confirmado que puede en-
trar a la sala del equipo de RM, se procederá a
permitir el acceso.
• Los monitores, los respiradores y el equipo de
anestesia y reanimación han de ser compati-
bles con el campo magnético y la radiofrecuen-
cia, tanto para no verse atraídos por el campo
como para no afectar a la calidad de la imagen.
Se les buscará una ubicación fija, en donde se
asegure que no afectan al funcionamiento de la
imagen y no se altera el funcionamiento de
los equipos externos a la sala. En cualquier
caso, tanto carros de medicación como ins-
trumental para realizar la tarea sanitaria deben
permanecer siempre fuera de la sala.
• El equipo de reanimación de emergencia de-
be estar situado en la Zona 2 o en la Zona 3
(fig. 10.4).
• Los riesgos relacionados con los medios de
contraste, sedación, anestesia e incluso la
necesidad de cuidados a pacientes que por su
estado necesitan ser atendidos farmacológica-
mente con apoyo facultativo, hacen que cada
instalación disponga de material adecuado
FIGURA 10.4
Material de emergencia.
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un
delito.
para tales fines. Se recomienda que los carros
de parada y el equipo de reanimación sean al-
macenados en una zona de fácil acceso (Zona
2 o Zona 3) (fig. 10.5).
• Los controles son iguales a los que se realizan
con el mismo material en otras zonas del cen-
tro hospitalario con la salvedad de que deben
ser totalmente compatibles con los equipos de
resonancia magnética.
• El personal debe estar capacitado en temas
de seguridad de RM, así como formado para
solventar los eventos adversos que se puedan
producir en las instalaciones; para ello deben
recibir cursos de reciclaje y formación conti-
nuada.
El paciente debe rellenar un formulario de
seguridad y el técnico debe verificar si el tipo de
dispositivo, prótesis, etc., es compatible para
poder realizar el estudio de modo seguro.
REALIZACIÓN DEL ESTUDIO
Durante la realización del estudio deben contem-
plarse los siguientes aspectos:
• Mantener la comunicación con el paciente
durante la exploración, a fin de conocer cuál es
su estado y de tranquilizarle haciéndole saber
que no se encuentra solo (fig. 10.6).
• Siempre que se inyecte un contraste o su es-
tado físico sea comprometido, monitorizar al
paciente durante la exploración.
• Intercalar secuencias con menor y mayor tasa
de absorción específica para contribuir a la
disipación del depósito calórico administrado
al paciente.
• Prestar una atención especial a los pacientes
pediátricos, ya que la tasa de absorción es-
pecífica se efectúa de forma asimétrica, siendo
más evidente en función de la proximidad a la
antena emisora.
• Cuando sea estrictamente necesario que un
trabajador esté dentro de la sala de explora-
ción, permanecer únicamente el tiempo im-
prescindible para reducir la exposición a los
campos residuales, a ser posible fuera del eje
del equipo.
• Evitar movimientos rápidos, sobre todo a me
nos de 1 m del imán.
• Administrar mediante un inyector automático
material de contraste endovascular a los pacien-
tes que lo requieran. Cualquier otra tarea que
pueda realizarse fuera de la sala, se realizará
en el exterior, evitando así la permanencia in-
necesaria del trabajador en las proximidades
del equipo. Se debe exigir que los equipos de
RM estén dotados de dispositivos de monito-
rización de constantes vitales compatibles con
RM; de esta forma se podrán supervisar desde
el pupitre de control.
• de incendio, accionar el interruptor de des-
conexión de Los muebles donde se almacenen
los medicamentos deben estar en una zona
próxima a la sala, pero a ser posible alejados
del interior.
• Utilizar protección auditiva si la exposición
promedio diaria al ruido supera los 85 dB(A).
• Si se produce un quench tanto los trabajadores
como los pacientes deben abandonar sin de-
mora la sala del imán.
• En situaciones de emergencia eléctrica, se
procederá a sacar al paciente del equipo y se
abandonará la instalación. Los extintores y las
mangueras próximos a la sala de resonancia
siempre serán de aluminio o de fibras es-
peciales (compatibles con RM) y nunca fe-
rromagnéticos.
• En todas las instalaciones debe haber un res-
ponsable que en el caso de incidente que
requiera personal de emergencias y urgencias
FIGURA 10.5
Cableado de pulsioxímetro y monitorización cardíaca.
FIGURA 10.6
Intercomunicador.
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PARTE 2
Manejo del paciente
138
extrahospitalarias (bomberos, servicios de
emergencia, etc.) controle y aconseje su en-
trada a las determinadas zonas, supervisando
su acceso para no crear más incidentes o ac-
cidentes debidos a los materiales que utilizan
en su labor cotidiana (material de reanimación
no compatible con campos magnéticos, ha-
chas, llaves, mosquetones, etc.).
• El personal adscrito a los equipos de RM debe
conocer y diferenciar perfectamente los dis-
positivos de interrupción eléctrica (setas de
seguridad), tanto los de desconexión de la
parte eléctrica como los de bajada del campo
magnético (quench), así como los sistemas de
alarma y reseteo de equipos de ventilación y
aire acondicionado.
• Los equipos de desconexión eléctrica se ma-
nejan con los mismos criterios que cualquier
aparato eléctrico ante incendios, descargas
eléctricas, inundaciones, etcétera.
PACIENTES CLAUSTROFÓBICOS
Al menos el 5-10% de los pacientes sometidos a
un estudio por RM no la toleran.
A la hora de hacerse un estudio, los pacientes
tienen la sensación de estrés y ansiedad. Esto
activa los mecanismos de defensa habituales
–negación, dependencia o actitud histérica– en
respuesta a la sensación de inferioridad que siente
ante el entorno. A este grado de estrés que produ-
ce cualquier acto médico, hay que sumar una serie
de elementos que influyen negativamente y que
se hacen latentes en la sala de espera de la RM:
• reducida dimensión del interior del equipo y
la necesaria inmovilidad,
• duración de la prueba,
• ruidos molestos producidos por los gradientes,
• condiciones ambientales dentro de la sala.
Para intentar resolver o al menos minimizar es-
tas reacciones psicológicas adversas, se pueden
utilizar una serie de pautas (fig. 10.7):
• Informar al paciente sin prisas sobre la téc-
nica específica de RM que se le va a realizar,
proporcionando información detallada del
procedimiento.
• Solicitar su colaboración, pero sin atosigarle.
• Advertirle del alto nivel de ruido y de las redu-
cidas dimensiones del equipo y de la duración
de la exploración.
• Valorar la posibilidad de permitir que un fa-
miliar o amigo esté presente.
• Utilizar dispositivos con música relajante
para disminuir el ruido; si se cuenta con un
equipo de vídeo, es muy útil su uso en este
tipo de pacientes, así como en pacientes pediá-
tricos, puesto que entretienen y consiguen su
inmovilidad al fijar la atención en la película
proyectada.
• Mantener el contacto físico o verbal con el
paciente a lo largo de toda la prueba en pausas
de tiempo, aprovechando los intervalos que
hay entre secuencia y secuencia.
• Siempre que sea posible, situar al paciente
introduciendo primero los pies en vez de la
cabeza. Con ello se intenta que no tenga
la sensación de estar dentro del túnel.
• Instalar dispositivos con espejos incorporados
de manera que le permita mirar hacia el exte-
rior del túnel.
• Colocar un foco de luz en uno de los extremos
del túnel para reducir así la ansiedad y darle al
paciente sensación de amplitud.
• En algunos casos, administrar placebos tam-
bién puede ser de gran utilidad.
No obstante, existen protocolos de premedica-
ción de sedación “suave” de gran utilidad para
pacientes que no toleran la RM:
• Pacientes menores de 70 años:
• 1 comprimido de lorazepam por la noche
antes de acostarse.
• 1 comprimido de lorazepam por la mañana
(2 horas antes de la prueba).
• Pacientes mayores de 70 años:
• 1/2 comprimido de lorazepam con la mis-
ma pauta anterior.
PACIENTES PEDIÁTRICOS
Los niños requieren sedación en un número
importante de estudios por su incapacidad para
permanecer inmóviles durante la realización
de la RM. Los protocolos de sedación pueden
variar dependiendo del estado del paciente, del
tipo de estudio que se vaya a realizar (diagnós-
tico o terapéutico), del profesional anestesista o
incluso de la selección de normas o recomenda-
ciones que las diferentes instituciones realizan
(fig. 10.8).
FIGURA 10.7
Dispositivos relajantes.
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Las pautas a seguir en las sedaciones/anes-
tesia son:
• Disponer de la historia clínica previa al examen.
• Realizar una consulta de preanestesia.
• Mantener el paciente el ayuno necesario.
• Monitorizar las constantes vitales durante el
procedimiento y hasta recuperar la normalidad
de estímulos. Para ello es necesario disponer de
equipos de monitorización que se puedan con-
trolar desde el exterior de la sala para que el
equipo de anestesia no tenga que permanecer
en la sala durante la exploración; de esta for-
ma no será imprescindible controlar en todo
momento al paciente a través de la ventana.
• Tener siempre disponibles y en perfecto uso
el equipo de reanimación, el suministro de
oxígeno y aspiración, y las tomas de gases.
• Es aconsejable tener una sala de recuperación
ubicada en las zonas próximas a la sala (Zona 2,
Zona 3).
• Implantar un programa de garantía de calidad
para realizar el seguimiento de complicaciones
y propuestas de mejora.
AUTOEVALUACIÓN
1. Dentro de los paramagnéticos están las sus
tancias ferromagnéticas, que se caracterizan
por que:
a. Tienen susceptibilidad magnética elevada
(χ0
1)
b. Son totalmente incompatibles con la RM.
c. Se ven fuertemente atraídos por el campo
magnético.
2. Para las trabajadoras embarazadas es reco-
mendable:
a. No pueden trabajar en la unidad durante
el embarazo salvo que lleven mandil plo-
mado.
b. Pueden trabajar en la unidad todo el em
barazo pero con la precaución de no estar
en la sala durante la realización de las se-
cuencias, sobre todo por los altos niveles
de ruido y la imposibilidad de proteger
acústicamente al feto.
c. No pueden trabajar en la unidad durante
el embarazo.
d. Pueden trabajar sin ninguna protección.
3. Se deben evitar movimientos rápidos:
a. Sobre todo a menos 1 m del imán.
b. Sobre todo a menos 4 m del imán.
c. Sobre todo a menos 5 m del imán.
d. Sobre todo a menos 10 m del imán.
e. Sobre todo a menos 100 m del imán.
4. Si se produce un quench:
a. Sólo los pacientes deben abandonar la
sala del imán.
b. Sólo los trabajadores deben abandonar la
sala del imán.
c. Todos los trabajadores y los pacientes
deben abandonar sin demora la sala del
imán.
d. Ninguna es correcta.
e. A y B son correctas.
5. El trabajador deberá utilizar protección audi-
tiva si la exposición promedio diaria al ruido:
a. Es inferior a 70 dB(A).
b. Es inferior a 85 dB(A).
c. Es de 85 dB(A).
d. Supera los 85 dB(A).
CASOS PRÁCTICOS
1. Si se produce un quench, ¿cuáles son los pasos
a seguir, tanto por el paciente como por los
profesionales? Indíquelos y explique el motivo.
2. Indique qué objetos son ferromagnéticos
y explique cuáles son los métodos para su
correcta verificación.
FIGURA 10.8
Sedación.
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PARTE 2
Manejo del paciente
140
Bibliografía
Alberich Bayarri Á, Martí Bonmatí L, Lafuente J, Guibelalde del
Castillo E. Utilización segura de la resonancia magnética.
Recomendaciones prácticas para el personal que trabaja
con resonancia magnética. Radiología 2013;55(2):99-106.
Expert Panel on MR, Safety Kanal E, Barkovich AJ, et al. ACR
guidance document on MR safe practices: 2013. J Magn
Reson Imaging 2013;37(3):501-30.
Gálvez J, Alfayate E. Recomendaciones preventivas generales en
el uso de equipos de Resonancia Magnética de alto campo
(1,5 y 3 Teslas) para aplicaciones clínicas. Seguridad y salud
en el trabajo 2010;60:20-7.
International Commission on Non-Ionizing Ratiation Protec-
tion. Guidelines on limits of exposure to static magnetic
fields. Health Phys 2009;96(4):504-14.
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PARTE 3
Anatomía seccional
y procedimientos
en imagen
11. Neuroimagen 143
12. Musculoesquelético 171
13. Abdomen 189
14. Angiografía por RM 215
15. Mama 241
16. Técnicas avanzadas 253
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143
CAPÍTULO 11
Neuroimagen
Jorge Mario Sánchez Reyes y Joaquín Costa Subias
INTRODUCCIÓN
La evaluación del sistema nervioso central me-
diante técnicas de neuroimagen constituye una
de las solicitudes clínicas más demandadas y rea
lizadas en los países industrializados.
Desde su introducción con fines médicos en
1972 y durante años, la tomografía computariza-
da (TC) representó el método básico esencial en
neurorradiología.
Sin embargo, la aparición de la resonancia
magnética (RM), su rápida implantación en los
departamentos de radiología en los últimos dece-
nios y los continuos avances en sus aplicaciones
y posibilidades clínicas, ha conseguido desplazar
drásticamente a la TC para la valoración de la
patología craneal y espinal.
Las principales ventajas de la RM incluyen
una alta resolución espacial, capacidad multi-
planar directa, gran discriminación del contraste
tisular, sensibilidad intrínseca al flujo sanguíneo,
ausencia de artefactos óseos, mayor sensibilidad
en detectar disrupción de la barrera hematoence-
fálica y, desde luego, ausencia de radiaciones io-
nizantes y del empleo de contrastes yodados. Por
todo ello, hoy en día la RM constituye la técnica
fundamental para la evaluación estructural del
sistema nervioso central y es el estudio de elec-
ción para la mayoría de las situaciones clínicas
en las que se sospecha patología a dicho nivel.
No obstante, la TC continúa representando
una herramienta muy útil para el neurorradiólo-
go: evaluación de las estructuras óseas, detección
de calcificaciones, valoración del traumatismo
craneoencefálico, contraindicación de la RM y
estados neurológicos o neuroquirúrgicos agu-
dos, especialmente en la sospecha de hemorra-
gia cerebral aguda, sobre todo de localización
subaracnoidea. Así pues, ambas técnicas deben
considerarse complementarias y no excluyentes,
y la elección en cada caso dependerá de su dis-
ponibilidad y de la eficacia de cada una ante una
sospecha clínica determinada.
PROTOCOLOS Y MÉTODOS
DE TRABAJO
Durante los últimos años se ha demostrado cla-
ramente la utilidad de desarrollar protocolos es-
tandarizados definidos para los estudios con RM
en neuroimagen, en aras de optimizar la eficacia
y la eficiencia en la práctica diaria.
Se puede definir un protocolo de RM como
un conjunto de secuencias de pulso con los
parámetros ajustados, según las preferencias es-
tablecidas por grupos de expertos o referencias
Introducción 143
Protocolos y métodos
de trabajo 143
Orientación espacial 144
Preparación del paciente 144
Encéfalo/cerebro 145
Rutina 145
Esclerosis múltiple y enfermedades
desmielinizantes 146
Epilepsia 147
Accidente cerebrovascular agudo:
ictus 148
Fosa posterior 153
Tumor intracraneal 155
Hipófisis y región selar 155
Cabeza y cuello 155
Órbitas 155
Nasofaringe y maxilofacial 157
Glándulas salivares 157
Cuello infrahioideo 159
Plexo braquial 159
Columna 161
Columna cervical 163
Columna dorsal 163
Columna lumbar 163
Resumen 164
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ERRNVPHGLFRVRUJ

PARTE 3
Anatomía seccional y procedimientos en imagen
144
bibliográficas, para el estudio de una zona ana-
tómica determinada o una situación clínica con-
creta. Cada uno de ellos debe orientarse a obtener
la información necesaria que permita una explo-
ración completa del área de interés, con calidad
diagnóstica suficiente, capaz de identificar las
principales patologías que pudieran presentarse
y, a ser posible, consumiendo el menor tiempo
posible. La elección dependerá principalmente
de la región anatómica de interés, la sospecha
clínica específica y los hallazgos demostrados en
estudios previos (principalmente mediante TC).
Aunque estos protocolos pueden variar en
función de las características de cada máquina, el
tipo de centro en el que se trabaje y el tiempo dis-
ponible, es posible y deseable establecer paráme-
tros y elementos comunes que permitan su uso en
la mayoría de los entornos posibles. En todo caso,
deben adaptarse a cada institución, y deben poder
ser modificados ante casos especiales, mejoras
en el software e implementación de secuencias,
gradientes y nuevas aplicaciones.
Orientación espacial
Una de las grandes ventajas de la RM sobre otras
técnicas es su capacidad de obtener imágenes en
diferentes planos espaciales, clásicamente deno-
minados sagital, coronal, transverso y oblicuos.
En la tabla 11.1 se indican los planos de
orientación espacial utilizados en los protocolos
cerebrales realizados de rutina. Estos planos de
referencia son básicos para definir la orientación
exacta de cada secuencia. Además, la dirección
para la obtención de los cortes debe estar estan-
darizada en cada centro, e idealmente debería ser:
• Plano transverso (fig. 11.1): la adquisición
comienza de superior a inferior (S-I), desde la
cabeza hacia los pies.
• Plano coronal (fig. 11.2): la adquisición co-
mienza de anterior a posterior (A-P).
• Plano sagital (fig. 11.3): la adquisición comien-
za de derecha a izquierda (D-I).
• Para un correcto posicionamiento de estos pla-
nos, hay que conocer ciertas referencias anató-
micas específicas (cuerpo calloso, mesencéfalo,
etc.) que permitan su reproductibilidad entre
diferentes individuos e independientemente
del técnico que realice la exploración, como la
línea bicomisural (fig. 11.4). Un alineamien-
to incorrecto o un mal posicionamiento de
los cortes puede conllevar importantes pro-
blemas diagnósticos. En la actualidad existen
técnicas para el posicionamiento automático
de determinadas áreas anatómicas utilizando
secuencias volumétricas tridimensionales.
La correcta orientación de los planos de
adquisición y el posicionamiento adecuado de
los cortes constituye uno de los aspectos más
importantes en la obtención de imágenes por RM.
Preparación del paciente
Debe entregarse a cada paciente un consentimien-
to informado con una explicación detallada del
tipo de prueba que se le va a realizar, especifi-
cando claramente los posibles riesgos. Una vez
se lo haya leído, hay que responder a sus dudas
de manera precisa (preferiblemente con un “sí”
o un “no”), y debe proceder a firmarlo.
Hay que asegurarse sobre la presencia de cual-
quier tipo de implante quirúrgico y confirmar su
compatibilidad con los imanes de RM; en caso de
duda o información insuficiente, hay que cancelar
la exploración. De igual modo, se debe confirmar
que el paciente no lleva consigo ninguna ropa o
joya con contenido metálico.
TABLA 11.1 Protocolo de cerebro de rutina. Planos de orientación espacial
Secuencia Comentarios Orden de cortes
Localizadores en tres planos 1 a 3 cortes en cada plano
Axial DP-T2 Paralelo a la línea bicomisural (bordes anterior
y posterior del cuerpo calloso)
S-I
Axial T1 Paralelo a la línea bicomisural S-I
Axial T2 Flair Paralelo a la línea bicomisural S-I
Sagital T1 Paralelo a la línea mesencefálica y ortogonal a los
localizadores axial y coronal
D-I
Coronal T2 Paralelo al tronco del encéfalo (referencia: corte
medio sagital)
A-P
Postcontraste Gadolinio si se considera necesario
Axial T1 Parámetros idénticos que en las secuencias
no contrastadas
S-I
Coronal T1 A-P
Sagital T1 D-I
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; D-I: derecha–izquierda; DP: densidad protónica; Flair: fluid attenuated
inversion recovery.
ERRNVPHGLFRVRUJ
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ENCÉFALO/CEREBRO
Para ver la anatomía del encéfalo se realizan
los planos axial (fig. 11.5), coronal y sagital
(fig. 11.6).
Rutina
La figura 11.7 sugiere un esquema del protocolo
de rutina en la RM cerebral. Debe utilizarse en
pacientes con signos o síntomas neurológicos
inespecíficos, tales como cefalea, focalidad
neurológica aislada, sospecha de hidrocefalia,
hallazgos dudosos en la TC, etcétera. En la ta-
bla 11.2 se muestran los parámetros de las se-
cuencias habituales en el protocolo de rutina
del encéfalo.
La secuencia T1 Flair sagital supone una
excelente alternativa al tradicional SE T1,
proporcionando una mejor diferenciación
sustancia gris-blanca, un menor tiempo de
adquisición y una calidad de imagen superior.
FIGURA 11.2
RM del cráneo: plano de orientación coronal. El plano coronal, también llamado frontal o vertical, divide al cuerpo en anterior (ventral)
y posterior (dorsal).
FIGURA 11.1
RM del cráneo: plano de orientación transverso. El plano transverso, también llamado axial u horizontal, divide al cuerpo en superior e
inferior. En el cráneo se deben realizar las secuencias en un plano transverso ligeramente oblicuo, tomando como referencia la línea
bicomisural.
ERRNVPHGLFRVRUJ
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PARTE 3
146
Esclerosis múltiple y enfermedades
desmielinizantes
Esta RM está indicada para todo paciente con
un cuadro clínico sugerente de un brote de ori-
gen desmielinizante. La tabla 11.3 presenta los
parámetros de las secuencias habituales en el
protocolo de rutina de la esclerosis múltiple.
La administración de gadolinio debe con-
templarse en la mayoría de las ocasiones para el
diagnóstico inicial (siempre que en las secuen-
cias T2 se aprecien lesiones de probable origen
desmielinizantes), puesto que la detección de
lesiones activas (captadoras) tiene valor diagnós-
tico y pronóstico. En los estudios de seguimiento
su uso es opcional.
En estos pacientes es clave la demostración de
cambios temporales en las lesiones desmielini-
zantes, por lo que se realizan estudios seriados de
RM craneal con cierta frecuencia. Para valorar con
exactitud cambios en el número o volumen de
dichas lesiones, es esencial que no existan diferen-
cias en la posición de los cortes tomográficos de
un estudio a otro. Por ello es de suma importancia
utilizar técnicas de reposicionamiento, que úni-
camente precisan planos tomográficos de doble
oblicuidad; deben fotografiarse los localizadores
FIGURA 11.3
RM del cráneo: plano de orientación sagital. El plano sagital es un plano imaginario que divide al cuerpo en dos mitades,
derecha e izquierda. Debe ser exactamente perpendicular a los planos axial y coronal.
FIGURA 11.4
RM del cráneo: línea bicomisural. Los planos axiales (también llamados transversos) de la cavidad craneal se deben adquirir tomando
como referencia la línea bicomisural, y serán paralelos a ésta. Dicha línea es tangente a los márgenes inferiores de la rodilla y el esplenio
del cuerpo calloso. Flecha: quiste coloide en el tercer ventrículo.
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para poderlos utilizar como referencia para la
colocación del paciente en estudios ulteriores.
En la figura 11.8 se expone un esquema del
protocolo de RM en la esclerosis múltiple.
La adquisición de la secuencia T1 postcontraste
debe realizarse al menos 5-10 minutos tras su
administración, y no más tarde de 20 minutos.
Este tiempo puede aprovecharse para obtener
las secuencias FSE T2 o Fast Flair, sin que
interfieran en su interpretación.
Epilepsia
La RM estructural representa la técnica de imagen
más importante para el diagnóstico y manejo de
los pacientes con epilepsia, un trastorno neuro-
lógico bastante común caracterizado por crisis
súbitas espontáneas.
La mayoría de las lesiones que causan epilepsia
refractaria al tratamiento pueden identificarse me-
diante RM, tales como secuelas postraumáticas,
tumores, malformaciones vasculares, anomalías
congénitas o infartos. De este modo es posible
establecer un origen focal de las crisis y decidir
sobre el manejo y el pronóstico del paciente.
Debe realizarse una RM craneal en todo pacien-
te epiléptico, salvo evidencia de epilepsia generali-
zada idiopática o benigna de la infancia. También
es recomendable cuando las crisis comiencen en la
edad adulta, sean de difícil control o cambien de
patrón. Son necesarios controles periódicos ante
lesiones con riesgo de sangrar o crecer.
En estos pacientes se precisa un protocolo es-
pecífico (tabla 11.4), con alta resolución, tanto
espacial (en el propio corte y en su espesor) como
de contraste (diferenciación sustancia gris-blanca).
En el estudio de la epilepsia está contraindicado
el empleo de imanes de campo inferior a 1,5 T,
así como el uso de secuencias rutinarias, pues
disminuye significativamente el rendimiento de
la prueba.
FIGURA 11.5
Anatomía del encéfalo: plano axial. Imágenes transversas ponderadas en T1. 1. Cisterna supraselar. 2. Cuarto ventrículo.
3. Protuberancia. 4. Mesencéfalo. 5. Tercer ventrículo. 6. Lóbulo temporal. 7. Lóbulo frontal. 8. Cisura de Silvio (lateral). 9. Hemisferio
cerebeloso. 10. Vermis (cerebelo). 11. Ínsula. 12. Cisterna ambiens. 13. Tálamo. 14. Núcleo caudado. 15. Núcleo lenticular.
16. Ventrículo lateral (asta occipital). 17. Cápsula interna. 18. Cápsula externa. 19. Pedúnculo cerebral. 20. Lóbulo occipital. 21. Lóbulo
parietal. 22. Hoz cerebral. 23. Centro semioval. 24. Cintilla óptica. 25. Hipocampo. 26. Pedúnculo cerebeloso medio. 27. Seno sigmoide.
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PARTE 3
148
La mayoría de estudios deben hacerse con
máquinas de 1,5 T y en algunos casos se precisan
equipos de 3T, presentes en centros de referencia,
utilizados habitualmente para casos individuales
en unidades multidisciplinares de epilepsia, dada
su escasa disponibilidad.
Los cortes coronales de alta resolución
potenciados en T2 y T2 Flair deben tener
un espesor de 3 mm y una orientación
perpendicular al hipocampo.
El protocolo de rutina debe incluir, en diferentes
secuencias, planos coronales oblicuos perpendi-
culares al hipocampo (fig. 11.9).
Accidente cerebrovascular agudo: ictus
Los accidentes cerebrovasculares agudos tienen
una alta prevalencia en los países industriali-
zados, representan la tercera causa de muerte y
provocan graves secuelas en forma de déficits neu-
rológicos permanentes en un alto porcentaje de
la población; todo ello supone un grave impacto
socioeconómico.
La mayoría de los ictus son de tipo isquémico
(85%) frente a los de tipo hemorrágico (15%),
y su causa principal es la oclusión aguda de una
arteria intracraneal, aunque también pueden
deberse a émbolos originados en vasos extracra-
neales (principalmente en las arterias carótidas) o
en el corazón. Con mucha menor frecuencia son
secundarios a obstrucción de arterias extracranea-
les, a una caída grave de la presión arterial o a una
oclusión de los senos venosos de la duramadre o
las venas corticales intracraneales.
La actitud clínica ante un ictus y su manejo
han cambiado drásticamente en los últimos años
debido al desarrollo progresivo de terapias efica-
ces de recanalización vascular que limitan el daño
cerebral, minimizando las secuelas neurológicas.
En estos pacientes debe realizarse una RM
craneal lo antes posible con cuatro objetivos:
1. Identificar la isquemia cerebral como causa
de los síntomas/signos del paciente y excluir
otras patologías que puedan simularla.
2. Definir con exactitud el área de tejido cerebral
dañado de manera irreversible (infarto).
3. Decidir si existe tejido hipoperfundido pero
no infartado, potencialmente recuperable
(penumbra isquémica).
FIGURA 11.6
Anatomía del encéfalo: planos coronal y sagital. Imágenes coronales ponderadas en T1 y T2 (grises invertidos). Sagital potenciada en T1.
1. Cisterna prepontina. 2. Cuarto ventrículo. 3. Protuberancia. 4. Mesencéfalo. 5. Tercer ventrículo. 6. Lóbulo temporal. 7. Lóbulo frontal.
8. Cisura de Silvio (lateral). 9. Hemisferio cerebeloso. 10. Vermis (cerebelo). 11. Ínsula. 12. Cuerpo calloso. 13. Tálamo. 14. Núcleo
caudado. 15. Núcleo lenticular. 16. Ventrículo lateral. 17. Cápsula interna. 18. Cápsula externa. 19. Pedúnculo cerebral. 20. Lóbulo
occipital. 21. Lóbulo parietal. 22. Hoz cerebral. 23. Centro semioval. 24. Quiasma óptico. 25. Hipocampo. 26. Pedúnculo cerebeloso
medio. 27. Seno esfenoidal.
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FIGURA 11.7
RM de rutina del cráneo. Secuencias y planos empleados en un estudio rutinario de la cavidad craneal. Imágenes axiales FSE potenciadas
en densidad protónica y T2. Coronal Fast Flair T2, sagital Fast Flair T1 y axial SE T1 tras administrar contraste paramagnético.
TABLA 11.2 Protocolo de cerebro de rutina. Parámetros de secuencias (imán de 1,5 T)
Secuencia T2 DP T1 T2 T2 Flair Difusión
Plano Axial Axial Sagital Coronal Axial Axial
Tipo de
secuencia
FSE FSE SE FRFSE Fast Flair EPI
TE 80-120 14-20 25 80-120 150 Min
TR 2.800-4.000 2.800-4.000 450-650 2.800-4.000 8.000
TI: 2.500
6000
Grosor de
corte/
Separación
5/1,5 5/1,5 5/1 5/1 5/1,5 5
Campo de
visión
24 24 24 24
Matriz 416 × 416 416 × 416 320 × 224 416 × 384 352 × 224 128 × 128
Adquisiciones
(Nex)
2 2 2 1 2 2
Dirección de
fase
A-P A-P S-I S-I A-P D-I
Secuencias opcionales T1 FLAIR
Plano Sagital
Tipo de secuencia FSE
TE 2.384
TR TR7 - TI 750
Grosor de corte/Separación 5/1,5
Campo de visión 24
Matriz 320 × 224
Adquisiciones (Nex) 2
Dirección de fase S-I
(Continúa)
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

PARTE 3
150
Localizadores en tres planos 1 a 3 cortes en cada plano
Axial DP-T2 Paralelo a la línea bicomisural
(bordes anterior y posterior del
cuerpo calloso)
S-I
Axial T1 Paralelo a la línea bicomisural S-I
Axial T2 Flair Paralelo a la línea bicomisural S-I
Sagital T1 Paralelo a la línea mesencefálica
y ortogonales a los localizado-
res axial y coronal
D-I
Coronal T2 Paralelos al tronco del encéfalo
(referencia: corte medio sagital)
A-P
Postcontraste Gadolinio si se considera
necesario
Axial T1 Parámetros idénticos que en las
secuencias no contrastadas
S-I
Coronal T1 A-P
Sagital T1 D-I
inversion recovery; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco.
SE: spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast recovery; EPI: eco planar imaging.
TABLA 11.2 Protocolo de cerebro de rutina. Parámetros de secuencias (imán de 1,5 T) (cont.)
TABLA 11.3 Protocolo de cerebro en caso de esclerosis múltiple. Parámetros
de secuencias (imán de 1,5 T). Resolución en plano isotrópica (1 × 1 mm)
Secuencia T2 DP T1 T2 Flair T2 Flair T1 Gadolinio
Plano Axial Axial Axial Sagital Axial Axial
Tipo de
secuencia
FSE FSE SE Fast Flair Fast Flair SE
TE 80-120 14-20 25 80-120 80-120 25
TR 2.800-4.000 2.800-4.000 450-650 8.000 − 12.000
TI: 2.500
8.000 − 12.000
TI 2.500
450-650
Grosor de
corte/
Separación
5/0
3/0
5/0
3/0
5/0
3/0
5/0
3/0
5/0
3/0
5/0
3/0
Campo de
visión
24 24 24 24 24 24
Matriz 416 × 416 416 × 416 416 × 416 352 × 224 416 × 416 416 × 416
Adquisiciones
(Nex)
2 2 1- 2 1 2 2
Dirección de
fase
A-P A-P A-P S-I A-P A-P
Secuencias opcionales 3D T1
Plano Sagital
Tipo de secuencia MPRAGE
TE 4,75
TR 2.000
TI: 1.100
Grosor de corte/Separación 1-1,5/0
Campo de visión 24
Matriz 256 × 256
Dirección de fase A-P
inversion recovery; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco;
SE: spin eco; MPRAGE: magnetization-prepared rapid acquisition with gradient echo.
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FIGURA 11.8
Esquema del protocolo de RM en la esclerosis múltiple. Se muestran las secuencias básicas, los planos de adquisición y el orden
preferido en los estudios de RM para la esclerosis múltiple. Las imágenes postcontraste potenciadas en T1 deben obtenerse a los
10-15 minutos de su administración.
TABLA 11.4 Protocolo de cerebro en caso de epilepsia. Parámetros secuencias
(imán de 1,5 T)
Secuencia T2 T2* 3DT1-IR T2 Flair T2 Flair
Plano Coronal, per-
pendicular al
hipocampo
Axial Sagital Axial Coronal,
perpendicular
al hipocampo
Tipo de
secuencia
FSE EG MPRAGE Fast Flair Fast Flair
TE 80-120 25 3,79 150 150
TR 2.800-4.000 725 2.400
TI: 1.000
8.000
TI: 2.500
8.000
TI: 2.500
Grosor de corte/
Separación
3/0,5 5/1,5 1,2 5/1 3,5/0,5
Campo de visión 22 24 24 24 22
Matriz 288 × 224 288 × 224 288 × 288 416 × 384 288 × 224
Adquisiciones
(Nex)
2 1 1 2 2
Dirección de fase D-I S-I A-P D-I D-I
Secuencias opcionales T1-IR
Plano Coronal, perpendicular al hipocampo
Tipo de secuencia FSE-IR
(Continúa)
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

PARTE 3
152
4. Localizar, si es posible, el vaso ocluido res-
ponsable del ictus, y estudiar los vasos intra-
craneales y extracraneales principales.
La tabla 11.5 expone los parámetros de las se-
cuencias habituales en el protocolo de rutina del
ictus.
Las secuencias EG ponderadas en T2 (T2*) son
muy sensibles a las heterogeneidades del campo
magnético producidas por los productos de de-
gradación de la hemoglobina, y por ello deben
usarse siempre que existe sospecha de hemorragia
intracraneal aguda o crónica.
Las secuencias EG ponderadas en T2 (T2*)
deben usarse en la sospecha de hemorragia
intracraneal aguda o crónica.
Se deben obtener imágenes de difusión y mapas
hemodinámicos de perfusión cerebral para com-
probar la existencia o no de discrepancia entre
tejido irrecuperable (infarto) y parénquima en
riesgo (penumbra isquémica).
Se deben utilizar imágenes de difusión y mapas
de perfusión cerebral para la valoración del
infarto cerebral y parénquima en riesgo
Secuencias opcionales T1-IR
TE 61
TR 7.500
Grosor corte/Separación 4/1
Campo de visión 24
Matriz 288 × 224
Dirección de fase D-I
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; D-I: derecha–izquierda; DP: densidad protónica; Flair: fluid attenuated inversion
recovery; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición. FSE: fast spin eco; SE: spin eco;
EG: eco de gradiente; IR: inversion recovery; MPRAGE: magnetization-prepared rapid acquisition with gradient echo.
TABLA 11.4 Protocolo de cerebro en caso de epilepsia. Parámetros secuencias
(imán de 1,5 T) (cont.)
FIGURA 11.9
RM en caso de la epilepsia: plano coronal oblicuo perpendicular al hipocampo. Es esencial adquirir imágenes de alta resolución
orientadas en un plano coronal oblicuo (línea y flecha azules) que sea perpendicular al eje mayor del hipocampo (línea fina roja).
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La figura 11.10 señala la importancia de las se-
cuencias de difusión y T2 en el diagnóstico de
sospecha de ictus.
Para completar el estudio de un paciente con ic
tus, debe realizarse una angiografía por RM con
análisis del árbol vascular arterial cervical e intra-
craneal (fig. 11.11).
Fosa posterior
Debe realizarse este protocolo cuando la sospecha
clínica se centre especialmente en patología in-
fratentorial, fundamentalmente ante situaciones
tales como hipoacusia neurosensorial, neuralgia
del trigémino, espasmo hemifacial, vértigo de
origen central, etcétera.
Se debe emplear el protocolo básico de rutina
cerebral, añadiendo secuencias 3D EG balancea-
das (SSFP) fuertemente potenciadas en T2 (CISS,
FIESTA, etc.) para un detallado análisis de los
pares craneales. En algunas ocasiones son necesa-
rias, además, secuencias 3D volumétricas poten-
ciadas en T1 sin y con contraste paramagnético.
TABLA 11.5 Protocolo de cerebro en caso de ictus. Parámetros de secuencias
(imán de 1,5 T)
Secuencia Difusión DP T2 T2 Flair T2* T1
Plano Axial Axial Axial Axial Coronal Sagital
Tipo de
secuencia
EPI FSE FSE Fast Flair EG SE
TE Min 80-120 14-20 150 25 25
TR 6.000
b:1.000
2.800-4.000 2.800-4.000 8.000
TI: 2.500
725 450-650
Grosor corte/
Separación
5/1,5 5/1,5 5/1,5 5/1,5 5/1,5 5/1
Campo de
visión
24 24 24 24 24 24
Matriz 128 × 128 416 × 416 416 × 416 352 × 224 228 × 224 320 × 224
Adquisiciones
(Nex)
2 2 2 2 2 2
Dirección de
fase
D-I A-P A-P A-P S-I S-I
Secuencias
opcionales
3D TOF
Arterial 2D PC Venoso 3D PC Art/Ven
3D AngioRM
TSA Perfusión
Plano Axial Axial/Sagital Axial Coronal
Cuello
Axial
Tipo secuencia TOF
Banda de
saturación
superior
PC
Velocidad:
15-25 cm/s
PC FSPGR
Gadolinio
EPI
TE Mínimo Mínimo Mínimo Mínimo 47
TR Min 50 20 Auto 1000
60°
Grosor de
corte/
Separación
1,2/ − 0,6 60/0 3/0 1,8/ − 0,9 6/0
Campo de
visión
20 22 22 32 Obtener
mapas:
• CBV
• CBF
• TTM
• TTP
Matriz 544 × 352 256 × 192 256 × 192 352 × 320
Adquisiciones
(Nex)
1 4 1 1 1
Dirección de
fase
A-P S-I S-I S-I
inversion recovery; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco;
SE: spin eco; EG: eco de gradiente; MPRAGE: magnetization-prepared rapid acquisition with gradient echo; EPI: eco
planar imaging; TOF: time of imaging; PC: phase contrast; CBV: volumen de sangre cerebral; CBF: flujo de sangre
cerebral; TTM: tiempo de tránsito medio; TTP: tiempo de transito al pico.
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

PARTE 3
154
FIGURA 11.10
RM en caso de ictus. Infarto agudo protuberancia. Es imprescindible realizar secuencias de difusión, ya que son capaces de identificar la presencia
de un infarto encefálico más precozmente que ninguna otra. IPD, imagen potenciada en difusión; ADC, mapa del coeficiente aparente de difusión.
FIGURA 11.11
RM en caso de ictus: angiografía por RM. Para un estudio completo del paciente con un ictus debe realizarse un análisis del árbol
vascular arterial cervical e intracraneal. Reconstrucciones volumétricas de las arterias supraaórticas y cerebrales. Imágenes obtenidas
mediante secuencias TOF y FLASH 3D, sin y con gadolinio.
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CAPÍTULO 11
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Tumor intracraneal
Los tumores intracraneales representan un im-
portante problema sanitario, con una incidencia
aproximada de 10 a 17 por cada 100.000 personas
y altas tasas de mortalidad y morbilidad.
LaRMconstituyelatécnicadeimagendeelección
ante la sospecha de una lesión ocupante de espacio
intracraneal. Además de contribuir de manera esen-
cial a la confirmación diagnóstica de la lesión focal,
también es indispensable para su correcta clasifica-
ción y planificación terapéutica, y en el seguimiento
tras el tratamiento.
Su gran sensibilidad y su excelente discrimina-
ción del contraste tisular permiten un detallado
análisis estructural y morfológico de las caracterís-
ticas de cualquier lesión focal intracraneal, su
localización anatómica precisa y la presencia o
no de edema asociado y de posibles complica-
ciones tales como herniaciones intracraneales o
hidrocefalia.
La diferenciación entre tumores extraaxiales e
intraaxiales es relativamente fácil únicamente con
datos morfológicos, pero para los tumores intraa-
xiales resultan muy útiles técnicas más sofisticadas,
que aportan información sobre el grado de an-
giogénesis tumoral, su composición bioquímica,
la integridad microvascular o la movilidad de las
moléculas de agua dentro del tumor. El desarrollo
y la aplicación creciente de estas técnicas avanzadas
–difusión, perfusión, tractografía y espectroscopia
protónica– permiten una mejor caracterización
del tipo de tumor, su grado de agresividad y su
diferenciación con lesiones focales no tumorales,
principalmente abscesos, encefalitis, placas des-
mielinizantes tumefactivas y necrosis postradio-
terápica, evitando biopsias invasivas.
La tabla 11.6 presenta los parámetros de las
secuencias habituales en el protocolo de rutina
del tumor cerebral.
Las secuencias volumétricas isotrópicas 3D,
tanto en T1 como en T2, son de gran utilidad en
los tumores intracraneales, especialmente para
la planificación del tratamiento y como mapa
quirúrgico (neuronavegación).
Hipófisis y región selar
El estudio de la hipófisis debe realizarse con
cortes finos y preferiblemente tras la inyección
de contraste, utilizando secuencias dinámicas
para visualizar pequeños microadenomas. Es
recomendable obtener una fase precontraste y
luego adquirir entre 3 y 5 fases repetidas tras la
administración del contraste paramagnético.
En la tabla 11.7 se muestran los parámetros
de las secuencias habituales en el protocolo de
rutina de la hipófisis.
Las secuencias T1 con supresión grasa son útiles
para definir con exactitud los márgenes de un ma-
croadenoma antes de su extirpación quirúrgica, así
como en los controles posteriores al tratamiento.
CABEZA Y CUELLO
La imagen del cuello y de las estructuras craneofa-
ciales representa un gran desafío para el radiólogo
debido a la gran heterogeneidad de sus distintos
componentes anatómicos y a los movimientos in-
voluntarios del paciente (respiración, deglución,
tos), muy comunes y frecuentemente inevitables,
que provocan importantes artefactos que limitan
la calidad del estudio. También son frecuentes los
artefactos dieléctricos que causan significativas
pérdidas de señal regional. Por todo ello es muy
importante conseguir la mayor comodidad en
la colocación del paciente, y utilizar secuencias
rápidas correctamente ajustadas y almohadillas
dieléctricas en equipos de 3 T.
Órbitas
Si únicamente se dispone de la antena craneal, la
posición y colocación del paciente es la misma
que en el estudio rutinario del cráneo. Si por el
contrario se dispone de antenas orbitarias especí-
ficas, hay que colocar cada una de ellas lo más
cerca posible de cada órbita y correctamente cen-
tradas. Estas antenas serán las preferidas, pues-
to que, aunque consigan menor profundidad,
tienen una relación señal/ruido mucho mayor
para estructuras superficiales, por lo que se logra
un detalle exquisito de las estructuras orbitarias.
El protocolo a utilizar puede variar levemente
en función del contexto o de la sospecha clínica
concreta: orbitopatía tiroidea, patología del globo
ocular, nervios ópticos, etcétera.
La tabla 11.8 expone los parámetros de las
de la órbita.
La secuencia coronal T1 de alta resolución es la
más adecuada para valorar el engrosamiento de los
músculos extraoculares en la orbitopatía tiroidea.
Se recomienda la secuencia coronal T1 de alta
resolución en la orbitopatía tiroidea.
En pacientes con esclerosis múltiple o trauma-
tismo, es recomendable obtener una secuencia
TSTIR coronal.
Se recomienda la secuencia TSTIR coronal en la
esclerosis múltiple o traumatismos.
Debe utilizarse el campo de visión más pequeño
posible que englobe de manera completa la tota-
lidad de la órbita para conseguir una óptima satu-
ración de la grasa aunque disminuya la resolución.
En el estudio de la órbita hay que utilizar el
campo de visión más pequeño posible.
La figura 11.12 muestra un esquema del protocolo
de rutina de la RM de órbitas en el plano coronal,
y la figura 11.13, en el plano axial.
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

PARTE 3
156
TABLA 11.6 Protocolo de cerebro en caso de tumor intracraneal.
Parámetros de secuencias (imán de 1,5 T)
Secuencia T2 DP T1 T2 T2 Flair Difusión
Plano Axial Axial Axial Coronal Axial Axial
Tipo de
secuencia
FSE FSE SE FRFSE Fast Flair EPI
TE 80-120 14-20 25 80-120 150 Mínimo
TR 2.800-4.000 2.800-4.000 450-650 2.800-4.000 8.000
TI: 2.500
6.000
Grosor de
corte/
Separación
5/1,5 5/1,5 5/1 5/1 5/1,5 5
Campo de
visión
24 24 24 24
Matriz 416 × 416 416 × 416 384 × 224 416 × 384 352 × 224 128 × 128
Adquisiciones
(Nex)
2 2 3 1 2 2
Dirección de
fase
A-P A-P A-P S-I A-P D-I
Secuencias T1 Flair T1 Gadolinio
3D T1
Gadolinio Perfusión
Espectroscopia,
univóxel o multivóxel
Plano Sagital Axial Sagital Axial Axial
Tipo de
secuencia
Fast Flair SE MPRAGE EPI EPI
TE 2384 25 47 30
135
TR 7
TI: 750
450-650 1.000
60°
Grosor corte/
Separación
5/1,5 5/1 1-1,5/0 6/0 5
Campo de
visión
24 24 24 24 24
Matriz 320 × 224 384 × 224 416 × 416 Mapas:
• CBV
• CBF
• TTM
• TTP
160 × 160
Adquisiciones
(Nex)
2 3 1-2 8
Dirección de
fase
S-I A-P S-I A-P S-I
A-P: anteroposterio; S-I: superoinferior; D-I: derecha–izquierda; DP: densidad protónica; Flair: fluid attenuated inversion
recovery; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco; SE: spin eco;
FRFSE: fast spin eco con fast recovery; MPRAGE: magnetization-prepared rapid acquisition with gradient echo;
EPI: eco planar imaging; TOF: time of imaging; CBV: volumen de sangre cerebral; CBF: flujo de sangre cerebral;
TTM: tiempo de transito medio; TTP: tiempo de transito al pico.
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Nasofaringe y maxilofacial
La RM está indicada para el estudio de la naso-
faringe, la base del cráneo, las fosas nasales y los
senos paranasales.
La tabla 11.9 sugiere los parámetros de las
secuencias habituales en el protocolo de ruti-
na de la nasofaringe. Debe usarse la antena de
cráneo o la de neurovascular, con el paciente en
decúbito supino y el cuello bien centrado en la
antena. En esta región la saturación química de
la grasa puede no funcionar de manera adecuada
y no ser uniforme, por lo que son recomendables
en su lugar secuencias STIR o las recientemente
desarrolladas, basadas en la técnica Dixon si se
dispone de ellas.
En la figura 11.14 se expone un esquema del
protocolo de RM del cuello y la nasofaringe.
Glándulas salivares
La figura 11.15 presenta un esquema del protoco-
lo de RM de las glándulas salivares, indicada para
el estudio de lesiones tumorales o inflamatorias
de las glándulas salivares principales, fundamen-
talmente parótidas y submaxilares.
La tabla 11.10 indica los parámetros de las
de las glándulas salivares.
TABLA 11.7 Protocolo de estudio de la hipófisis. Parámetros de secuencias (imán 1,5 T)
Secuencia T1 T2 T1 Dinámico
Plano Sagital Coronal Coronal Coronal
Tipo de secuencia FSE FRFSE FSE FSE
TE 14-20 80-120 14-20 14-20
TR 450-650 2.800-4.000 450-650 400
Grosor corte/Separación 3/0,3 2/0,2 2/0,2 3/0,3
Campo de visión 16 16 22 20 × 17
Matriz 224 × 224 352 × 320 288 × 224 224 × 224
Adquisiciones (Nex) 5 6 6 1
Dirección de fase S-I S-I S-I S-I
S-I: superoinferior; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast
recovery.
TABLA 11.8 Protocolo para el estudio de las órbitas. Parámetros de secuencias
(imán 1,5 T)
Secuencia T2/DP FatSat T1 FatSat T1 T2 T1 T2
Plano Axial Axial Axial Coronal Coronal Sagital
Tipo de secuencia FRFSE FSE FSE FRFSE FSE FRFSE
TE 80-120 14-20 25 80-120 20 85
TR 2.800-4.000 480 450-650 2.800-4.000 740 3.100
Grosor de corte/
Separación
3/0,3 3/0,3 3/0,3 3/0,3 3/0,3 3/0,3
Campo de visión 16 16 16 16 16 12
Matriz 320 × 256 288 × 224 288 × 256 288 × 288 352 × 224 288 × 224
Adquisiciones
(Nex)
4 3 3 4 2 4
Dirección de fase A-P A-P A-P S-I S-I S-I
Secuencias opcionales
T1 FS
Gadolinio
Plano Axial
TE 14-20
TR 480
Grosor de corte/Separación 3/0,3
Campo de visión 16
Matriz 288 × 224
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; DP: densidad protónica; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición;
FatSat: supresión grasa; FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast recovery.
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PARTE 3
158
FIGURA 11.12
RM de las órbitas: secuencias coronales. Las imágenes coronales son de gran utilidad para la valoración de la patología orbitaria.
Las secuencias T1 después de administrar gadolinio suelen realizarse con saturación grasa. A. STIR. B. SE T1. C. FSE T2. D. SE T1 con
saturación de la grasa.
FIGURA 11.13
RM de las órbitas: secuencias axiales. Las imágenes axiales visualizan los nervios ópticos en toda su extensión, así como los senos
cavernosos. A. FSE DP. B. FSE T2. C. SE T1. D. SE T1 con supresión grasa.
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Cuello infrahioideo
El protocolo es el mismo que para la nasofaringe,
pero centrado en la zona de interés. Especialmen-
te en esta región no se consigue una saturación
de la grasa de forma homogénea y son frecuentes
los artefactos, por lo que son de gran utilidad
las secuencias STIR y las técnicas basadas en el
método Dixon.
Plexo braquial
La RM es la técnica de imagen de elección para
la evaluación del plexo braquial. La preparación
y colocación del paciente son idénticas a las del
cuello.
En la tabla 11.11 se muestran los parámetros
rutina del plexo braquial.
TABLA 11.9 Protocolo para el estudio de la nasofaringe. Parámetros de secuencias
(imán 1,5 T)
Secuencia T2 STIR T1 T2 T1 STIR
Plano Axial Coronal Axial Coronal Coronal Sagital
Tipo de secuencia FRFSE FSE-IR FSE FRFSE FSE FSE-IR
TE 85 35 25 85 20 35
TR 5.550 4.925
TI: 145
620 3.360 760 4.925
Grosor de corte/
Separación
5/1 4/1 5/1 4/1 3/0,3 5/1
Campo de visión 22 24 22 24 24 26
Matriz 352 × 352 288 × 224 352 × 352 352 × 352 352 × 352 288 × 224
Adquisiciones (Nex) 2 2 2 2 2 2
Dirección de fase A-P S-I A-P S-I S-I S-I
T1 FS
Gadolinio
T1 FS
Gadolinio
Plano Coronal Axial
Tipo secuencia FSE FSE
TE 20 14-20
TR 760 780
Grosor de corte/Separación 3/0,3 5/1
Campo de visión 24 22
Matriz 352 × 352 288 × 224
Adquisiciones (Nex) 2 2
Dirección de fase S-I A-P
Localizadores en tres planos 5 cortes en cada plano
Axial T2 Centrado en la zona anatómica
de interés
S-I
de interés
S-I
Coronal T2/STIR Planteados sobre los cortes
axiales y sagitales y cubriendo
la zona de interés
A-P
Sagital TSTIR Planteados sobre la imagen
coronal
D-I
necesario
Axial T1 FS Parámetros idénticos que en las
S-I
Coronal T1 FS A-P
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; D-I: derecha-izquierda; DP: densidad protónica; TE: tiempo de eco; TI: tiempo
de inversión; TR: tiempo de repetición; IR: inversion recovery; FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin echo con fast
recovery; STIR: short inversion time inversion recovery; TSTIR: turbo short inversion time inversion recovery;
FS: fat sat, supresión grasa.
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PARTE 3
160
FIGURA 11.14
RM del cuello y de la nasofaringe: imágenes axiales y coronales de la región cervical y nasofaringe. A. FSE DP. B. SE T1. C. SE T1 con
gadolinio. D y E. FSE T2. F. ES T1 con saturación grasa y gadolinio.
FIGURA 11.15
RM de las glándulas salivares: imágenes axiales en las que se visualizan las glándulas salivares principales, parótida (*) y submandibular
(#). A y B. FSE DP. C. SE T1. D. FSE DP. E. SE T1.
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Las ventajas de la RM sobre la radiografía
simple, la TC e incluso la TC mielografía son
numerosas, destacando especialmente su capa-
cidad multiplanar y su gran discriminación del
contraste tisular, lo que permite visualizar con
COLUMNA
En la valoración de la patología espinal de cual-
quier naturaleza, la RM juega un papel esencial y
creciente a medida que aumenta la disponibili-
dad de los equipos.
TABLA 11.10 Protocolo de estudio de las glándulas salivares. Parámetros
de secuencias (imán 1,5 T)
Secuencia T2FS STIR T1 T2 T1 Difusión
Plano Axial Coronal Axial Coronal Coronal Axial
Tipo de secuencia FRFSE FSE-IR FSE FRFSE FSE EPI
TE 85 35 20 85 20 62,5
TR 3.460 5.125
TI: 145
640 3.180 720 4.000
Grosor de corte/
Separación
4/1 4/1 4/1 4/1 4/1 4/1
Campo de visión 22 20 22 24 22 22
Matriz 224 × 224 256 × 224 288 × 256 352 × 352 352 × 352 128 × 128
Adquisiciones
(Nex)
4 2 2 2 4 4
Dirección de fase A-P S-I A-P S-I S-I S-I
Secuencias opcionales T1 FS Gadolinio T1 FS Gadolinio Secuencia
Plano Coronal Axial Axial
Tipo de secuencia FSE FSE SPGR
TE 20 20 Min
TR 720 640 Auto
TI: Auto
Grosor de corte/Sepa-
ración
4/1 4/1 6/ − 3
Campo de visión 22 22 24
Matriz 352 × 352 288 × 254 224 × 128
Adquisiciones (Nex) 4 2 1
Dirección de fase S-I A-P A-P
de interés
S-I
de interés
S-I
Coronal T2/STIR Planteados sobre los cortes
axiales y sagitales y cubriendo
la zona de interés
A-P
T1 Perfusión Sobre la lesión, se plantea se-
cuencia 2D o 3D, que adquiere
multifases continuamente
desde 10 s antes del contraste
y durante 4 o 5 minutos
S-I
necesario
S-I
Coronal T1 FS A-P
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de repetición;
FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast recovery; STIR: short inversion time inversion recovery;
EPI: echo planar imaging; SPGR: spoilled gradient recalled.
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PARTE 3
162
A diferencia de la RM craneal, la elección de se-
cuencias para la columna es mucho más limitada y
la aplicación de técnicas avanzadas, mucho menor.
El uso de contraste paramagnético se reserva
para aquellos pacientes con sospecha de enferme-
dad metastásica; pacientes con síntomas o signos
neurológicos espinales sin causa aclarada en los
estudios precontraste, masas espinales o tumor
primario conocido, y pacientes con cirugía es-
pinal previa. Todo ello supone aproximadamente
un 20% de los estudios.
mayor claridad el saco tecal y todo su contenido.
Además, las primeras suponen una elevada dosis
de radiación ionizante sobre el paciente. Por ello
su uso se limita a situaciones clínicas muy con-
cretas, tales como el traumatismo espinal, confir-
mar la presencia de calcificaciones o la patología
degenerativa en pacientes de edad avanzada.
En la mayoría de las situaciones en las que se
plantee patología de los diferentes elementos
integrantes de la columna vertebral, la RM será
la primera técnica a considerar.
TABLA 11.11 Protocolo de estudio del plexo braquial. Parámetros de secuencias
(imán 1,5 T)
Secuencia T1 T2 STIR T2 T1 T2
Plano Coronal Coronal Coronal Axial Axial Sagital
Tipo de secuencia FSE FRFSE FSE-IR FRFSE FSE FRFSE
TE Min 85 38 100 20 85
TR 540 3.600 5.000
TI: 145
5.180 500 4.200
Grosor de corte/
Separación
4/0,4 4/0,4 4/0,4 4/0,4 4/0,4 5/0,5
Campo de visión 28 28 20 28 22 24
Matriz 352 × 352 352 × 352 320 × 224 352 × 320 352 × 320 352 × 352
Adquisiciones (Nex) 2 2 2 2 2 4
Dirección de fase S-I S-I S-I D-I D-I S-I
T1 3D
Gadolinio
T1 FS
Gadolinio
Plano Sagital Axial
Tipo de secuencia MPRAGE FSE
TE 3,79 20
TR 2.400
TI: 1.000
500
Grosor de corte/Separación 1,2/0 4/0,4
Campo de visión 24 22
Matriz 288 × 288 352 × 320
Adquisiciones (Nex) 1 2
Dirección de fase A-P D-I
Axial T2/T1 Planteados sobre los cortes
coronales y sagitales desde C3
hasta el arco aórtico o la región
axilar; 4 mm de espesor
S-I
Coronal T2/STIR/T1 Planteados sobre los cortes axiales
y sagitales con cortes de 3-4 mm
A-P
Sagital T2 Planteados sobre los cortes
coronales STIR, con un espesor
de 3 mm
D-I
Postcontraste Gadolinio si se considera necesario
S-I
Sagital 3DT1 D-I
A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; D-I: derecha–izquierda; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión; TR: tiempo de
repetición; FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast recovery; STIR: short inversion time inversion recovery;
EPI: echo planar imaging; SPGR: spoilled gradient recalled; IR: inversion recovery; FS: fat sat, supresión grasa.
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Columna cervical
En el paciente con traumatismo espinal y sos-
pecha de daño medular, se debe añadir al es-
tudio rutinario una secuencia STIR en el plano
sagital (cervical) o coronal (dorsal y lumbar),
y plantear la secuencia T2* en el plano sagital
al objeto de aumentar la sensibilidad para de-
tectar lesiones óseas traumáticas y hemorrágicas
medulares, respectivamente. La figura 11.16
presenta un esquema del protocolo de RM de
columna cervical.
En casos de traumatismo espinal y sospecha
de daño medular, se recomiendan la secuencia
STIR en el plano sagital (cervical) o coronal (dor-
sal y lumbar), y la secuencia T2* en el plano sa
gital.
La tabla 11.12 indica los parámetros de las
de la columna cervical.
En los casos en que sea necesario el uso de ga-
dolinio, se deben realizar secuencias T1 postcon-
traste en al menos dos planos distintos, pudiendo
utilizar técnicas de supresión grasa.
Columna dorsal
En el estudio de la columna dorsal se debe con-
siderar que se incrementan de manera notable,
tanto en el plano axial como en el sagital, los
artefactos secundarios al movimiento del líquido
cefalorraquídeo, al ser mayor su velocidad en este
segmento. Estos artefactos se magnifican aún más
en el plano sagital, al emplear menores espesores
de corte y de separación entre cortes. Para tra
tar de reducirlos se pueden emplear dispositivos
de sincronización cardíaca o respiratoria y gradien
tes compensados, o bien aumentar la separación
entre los cortes.
Existen nuevas secuencias, insensibles al
movimiento, que reducen los artefactos
secundarios a pulsión del líquido cefalorraquídeo,
tales como las secuencias Blade y Propeller.
En la tabla 11.13 se muestra los parámetros de las
secuencias habituales en el protocolo de rutina de
la columna dorsal.
Columna lumbar
La RM de la columna lumbar supone una de las
exploraciones radiológicas más demandadas en
la práctica clínica diaria, por lo que representa un
volumen muy importante de los estudios totales
que se realizan anualmente en cualquier máquina
de resonancia. Por ello el protocolo de estudio
debe ser lo más rápido y simple posible, asegu-
rándose en todo caso de examinar los niveles ana-
tómicos correctos. La figura 11.17 sugiere un es-
quema del protocolo de RM de columna lumbar.
La tabla 11.14 presenta los parámetros de las
de la columna lumbar.
En ocasiones pueden ser necesarios estudios
de RM melografía para una mejor valoración del
cordón medular o del canal espinal. Para ello
se utilizan diversas secuencias que permiten es-
pesores de corte muy finos y tienen una alta capa-
FIGURA 11.16
RM de la columna cervical: estudio rutinario de la columna cervical. A. SE T1 sagital. B. FSE T2 sagital. C. EG T2* axial.
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PARTE 3
164
cidad de resolución en plano y un alto contraste
T1/T2. Las más usadas son HASTE, 3D FRFSE
y 3D Fiesta.
En la tabla 11.15 se exponen los parámetros
rutina de RM mielografía.
RESUMEN
La RM es una técnica muy sensible y bastante
específica para la identificación de la mayoría
de las patologías que afectan al sistema nervioso
central y a las regiones cervical y craneofacial;
por ello es la técnica de imagen más importante
en neurorradiología. Por otra parte, proporciona
un detalle anatómico exquisito de las estructuras
intracraneales, cervicales y espinales.
El análisis correcto de los estudios ofrece una
información esencial sobre el diagnóstico, el pro-
nóstico y la planificación terapéutica, imposible
de obtener mediante otros métodos.
La RM es una técnica muy segura, que está
sustituyendo de manera progresiva a otras que,
TABLA 11.12 Protocolo de rutina de la columna cervical. Parámetros de secuencias
(imán 1,5 T)
Secuencia T2 T1 T2* T2 T1
Plano Sagital Sagital Axial Axial Axial
Tipo de secuencia FRFSE FSE EG FRFSE FSE
TE 85 Min 13,3 130 Min
TR 3.140 640 509
FA: 30
3.500 720
Grosor de corte/
Separación
3/0,5 3/0,5 3/0,5 3,5/1,5 3,5/1,5
Matriz 352 × 256 320 × 224 288 × 224 256 × 256 256 × 256
Adquisiciones (Nex) 4 4 2 4 2
Dirección de fase A-P A-P D-I A-P A-P
Secuencia T2 T1 T2* T2 T1
Secuencias opcionales T1 Flair T2*EG STIR
Plano Sagital Axial Sagital
Tipo secuencia FSE MERGE FSE-IR
TE 24 Min 35
TR 2.250
TI: 750 500 4.925
TI: 145
Grosor de corte/Separación 3/0,5 3,5/0,5 5/1
Campo de visión 24 19 26
Matriz 288 × 224 320 × 192 288 × 224
Adquisiciones (Nex) 4 2 2
Dirección de fase A-P D-I S-I
Sagital T2/T1 Planteados sobre los cortes
coronales, de 3 mm de es-
pesor, cubriendo por completo
la totalidad del canal espinal
D-I
Axial T2/MERGE Planteados sobre los cortes
sagitales, cortes de 3 mm
axiales oblicuos; deben incluir
los agujeros de conjunción
S-I
FA: ángulo de inclinación; A-P: anteroposterior; S-I: superoinferior; TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión;
TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco. FRFSE: fast spin eco con fast recovery; EG: eco de gradiente;
Flair: fluid attenuated inversion recovery; MERGE: multiple echo for recombined gradient echo.
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TABLA 11.13 Protocolo de rutina de la columna dorsal. Parámetros de secuencias
(imán de 1,5 T)
Secuencia T2 T1 T2* T2 T1 STIR
Plano Sagital Sagital Sagital Axial Axial Sagital
Tipo de
secuencia
FRFSE FSE EG FRFSE FSE FSE-IR
TE 106 10 15 102 Míniño 30
TR 3.600 640 400
FA: 15
6.300 680 3.400
TI:145
Grosor de corte/
Separación
3/1 3/1 3/1 5/2,5 5/2,5 3/1
Campo de
visión
30 30 30 20 20 30
Matriz 416 × 256 416 × 224 352 × 224 384 × 320 384 × 320 288 × 224
Adquisiciones
(Nex)
4 4 2 2 2 2
Dirección de
fase
A-P A-P A-P A-P A-P A-P
Secuencias opcionales T1 Flair
Plano Sagital
TE 24
TR 2.250
TI: 860
Grosor de corte/Separación 3/1
Campo de visión 30
Matriz 512 × 224
Localizadores en tres planos 5 cortes en cada plano con el
campo de visión máximo
Sagital FSPGR Necesaria para contar las vérte-
bras y planificar el nivel del
estudio
D-I
Sagital T2 /T1 Planteados sobre los cortes
Axial T2 Planteados sobre los cortes
sagitales, con cortes de 3 mm
S-I
TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin eco; FRFSE: fast spin eco con fast recovery; EG: eco de gradiente;
Flair: fluid attenuated inversion recovery; IR: inversion recovery;
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PARTE 3
166
TABLA 11.14 Protocolo de rutina de la columna lumbar. Parámetros de secuencias
(imán de 1,5 T)
Secuencia T2 T1 T2 T1 STIR
Plano Sagital Sagital Axial Axial Sagital
Tipo de secuencia FRFSE FSE FRFSE FSE FSE-IR
TE 102 Mínimo 102 Mínimo 42
TR 4.000 720 5.260 420 3.250
TI: 140
Grosor de corte/Separación 4/1 4/1 4/1 4/1 4/1
Matriz 512 × 256 512 × 224 352 × 320 352 × 320 320 × 224
Adquisiciones (Nex) 4 4 4 4 4
Dirección de fase A-P A-P A-P A-P A-P
Secuencias
opcionales T1 Flair T2*EG T1 FS Gadolinio T1 Gadolinio
Plano Sagital Sagital Axial Sagital
Tipo de secuencia FSE MERGE FSE FSE
TE 24 Mínimo Mínimo Mínimo
TR 2.250
TI: 750
400 420 720
Grosor de corte/
Separación
4/1 4/1 4/1 4/1
Campo de visión 30 30 20 30
Matriz 448 × 224 352 × 224 352 × 320 512 × 224
Adquisiciones
(Nex)
4 2 4 4
Dirección de fase A-P A-P A-P A-P
FIGURA 11.17
RM de la columna lumbar: estudio rutinario de la columna lumbar. A. SE T1 sagital. B. FSE T2 axial. C. SE T1 axial. D. FSE T2 sagital.
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TABLA 11.15 Protocolo de la RM mielografía de la columna. Parámetros de secuencias
(imán 1,5 T)
Secuencia T2 T1 T2* T2 fuerte T2 radial
CISS/3D
Fiesta
Plano Sagital Sagital Axial Coronal Radial Coronal
Tipo de secuencia FRFSE FSE MERGE SSFSE Balanceada Balanceada
TE 85 Mínimo Auto Mínimo Mínimo Mínimo
TR 3.140 640 509
FA: 20
Mínimo Mínimo Auto
FA: 65
Grosor de corte/
Separación
4/0,5 4/0,5 3,5/0,5 20/ − 15 20-25 1,6/ − 0,8
Campo de visión 24 24 19 24 24 26
Matriz 352 × 224 320 × 224 320 × 192 320 × 224 320 × 224 320 × 320
Adquisiciones (Nex) 4 4 2 0,75 2 2
Dirección de fase A-P A-P D-I S-I S-I D-I
Sagital T2 /T1 Planteados sobre los cortes
coronales, de 3 mm de
espesor, cubriendo por completo
D-I
Axial T2/MERGE Planteados sobre los cortes
sagitales, con cortes de 3 mm
S-I
Coronal SSFSE/T2 fuerte Planteados sobre los cortes
sagitales paralelos al cordón
medular y cubriendo toda la
vértebra
A-P
Radial SSFSE Planteados sobre los cortes
axiales
Coronal 3D Fiesta Planteados sobre los cortes
sagitales paralelos al cordón
medular y limitados al mismo
A-P
TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin echo; FRFSE: fast spin echo con fast recovery; STIR: short inversion
time inversion recovery; EPI: echo planar imaging; SPGR: spoilled gradient recalled; MERGE: multiple echo for
recombined gradient echo; SSFSE: single shot fast spin echo; FIESTA (General Electric) y CISS (Siemens):
secuencias SSFP, balanced steady state free precession.
Localizadores en tres planos 5 cortes en cada plano con el
campo de visión máximo
Sagital T2/T1 Planteados sobre los cortes
D-I
Axial T2 Adquirir cortes L1-S1; 5 cortes
por cada disco intervertebral
S-I
TR: tiempo de repetición; FSE: fast spin echo; FRFSE: fast spin echo con fast recovery; STIR: short inversion time
inversion recovery; EPI: echo planar imaging; SPGR: spoilled gradient recalled; IR: inversion recovery;
MERGE: multiple echo for recombined gradient echo.
TABLA 11.14 Protocolo de rutina de la columna lumbar. Parámetros de secuencias
(imán de 1,5 T) (cont.)
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PARTE 3
168
como la TC, emplean radiaciones ionizantes
o son procedimientos invasivos (arteriografía,
mielografía, etc.).
La utilización de la RM en la práctica clínica
ha de realizarse bajo unas condiciones técnicas
adecuadas y con unas indicaciones correctamente
establecidas.
Los diversos estudios disponibles se deben
organizar por áreas anatómicas y, dentro de ca-
da área, considerar diversos contextos clínicos
para establecer el protocolo de exploración más
adecuado en cada caso. Aunque pueden variar
ligeramente dependiendo de cada centro, todos
comparten los suficientes elementos comunes
para ser de aplicación prácticamente universal.
Para su correcta realización, deben conocerse la
anatomía básica de cada región, las principales
indicaciones clínicas, la preparación y el posicio-
namiento del paciente, las antenas y secuencias
adecuadas, y la correcta orientación de los planos
de corte. Todo ello es necesario para racionalizar
los recursos y optimizar la eficacia clínica deriva-
da de los estudios de RM.
En los últimos años se está realizando un
gran esfuerzo en el desarrollo y la integración
clínica de las aplicaciones avanzadas de RM, entre
las que se encuentran la espectroscopia protóni-
ca, que permite una valoración bioquímica del
parénquima cerebral; las técnicas volumétricas y
la transferencia de magnetización, utilizadas para
estudios cuantitativos del parénquima cerebral;
las técnicas de difusión y perfusión, con análisis
dinámicos sobre la movilidad del agua y la vascu-
larización tisular, y los estudios funcionales, que
localizan áreas con actividades neuronales con-
cretas, entre otras técnicas, que se analizan con
más detalle en el capítulo 16, Técnicas funciona-
les. El continuo desarrollo tecnológico permite
nuevas aplicaciones clínicas, que deben incorpo-
rarse a la práctica diaria tras comprobar su eficacia
y eficiencia.
Las posibilidades futuras de la RM serán sin
duda numerosas, diversas y fascinantes, por lo
que es deseable una permanente actualización
de nuestros conocimientos teóricos y prácticos,
y revisar periódicamente nuestras pautas de tra-
bajo por si fuera necesaria su actualización y la
incorporación de nuevas técnicas.
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿En qué segmento de la columna son más
frecuentes e importantes los artefactos provo-
cados por el movimiento del líquido cefalo-
rraquídeo en RM?
a. Columna lumbar.
b. Columna cervical.
c. Columna dorsal.
d. Región sacra.
e. Los artefactos por pulsión del líquido
cefalorraquídeo son excepcionales en la
columna.
2. En relación con la RM craneal, señale qué tipo
de secuencia es muy sensible a los productos
de degradación de la hemoglobina y debe
incluirse siempre que exista sospecha de san-
grado intracraneal agudo o crónico.
a. Secuencia eco del espín (SE) potenciadas
en T1.
b. Secuencia eco del gradiente (EG) poten-
ciadas en T2 (T2*).
c. Secuencia Flair potenciadas en T1.
d. Secuencia Flair potenciadas en T2.
e. Secuencia CISS.
3. ¿Cuál es el plano más adecuado para la va-
loración estructural del hipocampo en los
estudios de epilepsia?
a. Transverso paralelo a la línea bicomisural.
b. Coronal oblicuo perpendicular al hipo-
campo.
c. Sagital estricto.
d. Axial perpendicular al cuerpo calloso.
e. Ninguno de los anteriores.
4. Señale la afirmación errónea en relación con
el estudio de las órbitas mediante RM.
a. Debe utilizarse el campo de visión más
pequeño posible que englobe completa-
mente la órbita.
b. Si se dispone de antenas específicas or-
bitarias, deben emplearse en lugar de las
craneales.
c. El uso de contraste paramagnético es reco-
mendable ante la presencia de un tumor
orbitario.
d. La secuencia coronal T1 de alta resolución
es la más adecuada para valorar el engro-
samiento de los músculos extra oculares
en la orbitopatía tiroidea.
e. Está contraindicada en niños menores de
8 años con sospecha de retinoblastoma.
5. Señale la respuesta correcta.
a. Las secuencias de difusión son muy poco
sensibles en la detección del infarto cere-
bral en el estadio precoz.
b. Está contraindicado el uso de contraste
paramagnético en presencia de un infarto
cerebral agudo.
c. Los estudios de perfusión cerebral me-
diante RM en el ictus permiten diferenciar
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entre tejido irrecuperable (infarto) y pa-
rénquima en riesgo potencialmente viable
d. Los estudios mediante secuencia 3D
TOF (time of flight) para la valoración
de las arterias intracraneales principales
deben hacerse siempre tras administrar
gadolinio.
e. Ante la sospecha de trombosis de senos
de la duramadre es preferible una TC de
los senos paranasales a una RM cerebral.
Bibliografía
magnética. 1.ª ed. Bilbao: Osatek; 2003.
Demaerel Ph. Recent advances in diagnostic neuroradiology.
Berlin, New York: Springer; 2001.
Elmaoglu M, Celic A. MRI handbook: MR physics, patient posi-
tioning, and protocols. New York: Springer; 2012.
WeishauphtD,KöchliV,MarincekB.HowdoesMRIWork?2.ªed.
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Blackwell Science; 2008.
Oxford: Wiley-Blackwell; 2011.
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171
CAPÍTULO 12
Musculoesquelético
Introducción 171
Protocolos del miembro superior 172
Hombro 172
Codo 174
Muñeca y mano 176
Protocolos del miembro inferior 179
Cadera 179
Rodilla 181
Tobillo y pie 184
Resumen 186
INTRODUCCIÓN
La capacidad de obtener imágenes en los múlti-
ples planos del espacio y el gran contraste tisular
hacen de la resonancia magnética (RM) una técni-
ca especialmente útil para valorar la patología del
sistema musculoesquelético. Además, es un pro-
cedimiento ampliamente conocido en la sociedad
por la difusión desde los medios deportivos.
La actividad física es una práctica creciente
en nuestro entorno, que lleva asociado mayor
número de lesiones en el aparato locomotor, lo
que contribuye al incremento en la demanda de
exploraciones con esta técnica.
La RM detecta lesiones en estructuras de
pequeño tamaño, tales como el cartílago, los
ligamentos o los meniscos, o en estructuras
más extensas, como los músculos. Dichas es-
tructuras anatómicas poseen intrínsecamente un
alto contraste tisular, y por ello es innecesario
el uso de contrastes venosos en la mayoría de
situaciones. La RM también discrimina muy tem-
pranamente la patología de la médula ósea, en
especial en casos de infiltración tumoral o infec-
ción, por lo que está especialmente indicada en
pacientes con sospecha de lesiones metastásicas.
Las exploraciones rutinarias requieren se-
cuencias que permiten valorar la anatomía (po-
tenciadas en T1) y también el edema asociado
a las lesiones (potenciadas en T2). Las nuevas
aplicaciones se dejan para estudios más com-
plejos, como es el mapeo del cartílago. También
es necesario tener en cuenta que algunas articula-
ciones de pequeño tamaño, como por ejemplo la
muñeca, requieren imágenes de alta resolución,
con cortes muy finos y pequeñas antenas adap-
tadas al área de interés.
Algunas exploraciones suponen un desafío
para el técnico, como el estudio de los tendones
que presentan una dirección oblicua de 55° con
el vector del imán principal, hecho que produce
señales que simulan patología y que pueden evi-
tarse con el uso de ciertas secuencias. Algo similar
es la presencia de prótesis metálicas, que causan
artefactos que pueden reducirse si se alinean con
el vector del imán principal.
La selección de la antena y su colocación, y la
posición del paciente y su confortabilidad son
elementos a vigilar por el técnico.
La RM de hombro es una de las exploraciones
más frecuentes, pero no por ello más fácil. Su
situación fuera del isocentro del imán requiere es-
pecial cuidado a la hora de posicionar al paciente
y colocar la antena.
El estudio del codo con RM es una práctica
poco habitual, ya que existe una técnica competi-
tiva, la ecografía, que resuelve muchos problemas.
La RM de la muñeca y de la mano, en cambio,
es una exploración cada vez más demandada, útil
para detectar fracturas ocultas o para diagnosticar
en fase temprana las artritis inflamatorias.
La RM de cadera también se ha incrementado
en los últimos años con relación a la detección
temprana del síndrome del atrapamiento femo-
roacetabular, reduciendo la artrosis de inicio
prematuro.
Las exploraciones de tobillo y pie suelen
buscar patología como causa de incapacidad
para la deambulación, como los atrapamientos
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PARTE 3
172
tibioastragalinos, esguinces y fracturas ocultas, y
la patología del talón, como la fascitis plantar.
En este capítulo se proponen unos protoco-
los técnicos fundamentalmente de aplicación en
práctica rutinaria, en un equipo de 1,5 T.
PROTOCOLOS DEL MIEMBRO
SUPERIOR
Se diferencian las exploraciones de hombro, codo,
muñeca y mano.
Hombro
La exploración del hombro es la que se realiza
con más frecuencia en RM musculoesquelética.
La principal indicación es el dolor persistente,
con o sin incapacidad funcional, siendo la ex-
ploración clínica poco específica para detectar la
causa subyacente.
La RM es diagnóstica para detectar degene-
ración y rotura tendinosa, fundamentalmente
del tendón supraespinoso (síndrome del atrapa-
miento del hombro), y también permite valorar
con fiabilidad las atrofias musculares asociadas.
Menos frecuente es la clínica de inestabilidad
glenohumeral repetida, y en este caso la RM
por artrografía es muy fiable para visualizar las
roturas labrales, facilitando su reparación por
artroscopia.
POSICIÓN
La posición del paciente y la prescripción de los
planos son de enorme importancia para que el
estudio sea adecuado.
El paciente se coloca en supino, en lo posible
con el hombro en el centro del imán y, dado que
el plano de la escápula no está en coronal puro en
relación con el cuerpo, la posición debe ser en de-
cúbito ligeramente lateral, quedando el hombro
(escápula) a estudiar paralelo a la mesa de la RM.
Es necesario instruir al paciente para reducir
los movimientos de la mano y eliminar así los
artefactos asociados. El brazo de ese lado se co-
loca en posición neutra o leve rotación externa,
para estirar el tendón subescapular. El centraje
con luz debe enfocarse sobre la articulación gle-
nohumeral.
INSTRUMENTACIÓN
Lo ideal es colocar una antena específica de hom-
bro pero si no es posible se puede usar una antena
flexible o una de superficie pequeña (de 8 cm).
La antena debe cubrir tanto la cabeza del húmero
como la superficie superior y la parte medial del
hombro. Se debe tener en cuenta que la superficie
de la antena quede paralela al eje z del imán. Se
asegura la posición con la ayuda auxiliar de sacos
o cuñas de gomaespuma.
Los tapones en los oídos aíslan al paciente del
ruido de los gradientes.
ANATOMÍA
La comprensión y conocimiento de la anatomía
permite una adecuada planificación de los cortes.
La articulación sinovial glenohumeral es funda-
mental para guiar el movimiento del miembro
superior; comprende la cabeza humeral y la gle-
noides, ambos cubiertos por cartílago. La glenoi-
des pertenece al omóplato en su vertiente externa
y es algo superficial para recibir a la cabeza; por
ello presenta un rodete (el labrum), marginal en
todo su contorno, hecho que incrementa un 50%
su profundidad y asegura la estabilidad en los
movimientos.
Los cuatro músculos que contribuyen a la ac-
tividad del hombro constituyen el manguito de
los rotadores, y sus tendones distales se insertan
en el húmero, rodeando la cabeza humeral para
dar estabilidad.
Debajo de la articulación acromioclavicular,
el músculo supraespinoso se sitúa en la fosa su-
praespinosa del omóplato, y su tendón presenta
una oblicuidad anterior respecto a las fibras mus-
culares para insertarse en la tuberosidad mayor.
Este detalle es crucial para los cortes coronales,
que deben ser paralelos al tendón. Una mala
planificación conduce a errores diagnósticos
(fig. 12.1).
El músculo subescapular se localiza delante
del omóplato y su tendón se inserta en la tube-
rosidad menor. De manera opuesta, el músculo
infraespinoso se encuentra detrás en el omóplato,
FIGURA 12.1
RM de hombro: imagen axial potenciada en T2, en el músculo
supraespinoso, con el tendón (flecha) en dirección oblicua anterior.
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debajo de la espina, y su tendón se inserta en la
tuberosidad mayor, en su cara posterior. Inferior
al infraespinoso se encuentra el músculo teres
(redondo menor) y su tendón se inserta inferior
a la inserción del tendón infraespinoso.
La porción larga del tendón bicipital desciende
desde el margen superior de la inserción glenoi-
dea por la corredera bicipital (surco anterior en
el húmero proximal) hasta el vientre del músculo
bíceps braquial (fig. 12.2).
Otras estructuras requieren mención, como la
articulación sinovial acromioclavicular, que es el
límite superior del área de interés en el estudio
de la RM y con frecuencia presenta degeneración
a partir de los 40 años. La bolsa subacromial se
coloca por encima del músculo supraespinoso
y en condiciones normales tiene una mínima
cantidad de líquido. El músculo deltoides es la
cobertura más externa del hombro.
PROTOCOLO
En el cuadro 12.1 se especifica el estudio rutinario
básico.
El área de interés en los cortes axiales incluye
desde la articulación acromioclavicular superior-
mente hasta el margen inferior glenoideo, y por
delante hasta el músculo y el tendón subescapu-
lar, y por detrás hasta el músculo infraespinoso.
Se utilizan los tres localizadores en los tres pla-
nos del espacio y con el centro en la articulación
glenohumeral. El estudio valora las estructuras de
la articulación (cartílago y labrum) y los tendo-
nes en su trayecto hasta su inserción distal (sub
escapular, bicipital, infraespinoso y supraespi
noso).
Los cortes coronales (oblicuos) se planifican
paralelos a la dirección del tendón supraespino-
so, el cual debe visualizarse en el plano axial,
debajo de la articulación acromioclavicular,
distal al vientre del músculo supraespinoso. La
potenciación en T1 permite el análisis anatómi-
co y la potenciación en T2 con supresión grasa
detecta la degeneración o rotura tendinosa como
patología más frecuente (fig. 12.3).
Por último, el plano sagital oblicuo se plani
fica perpendicular al tendón supraespinoso y com
prende desde el músculo deltoides, estructura más
externa y superficial del hombro, hasta el borde
más interno de la glenoides. En estos planos se va-
loran los tendones del manguito de los rotadores.
La presencia de una masa en tejidos blandos se
maneja de manera similar a otras localizaciones.
Se realizan al menos dos planos perpendiculares,
con secuencia T1 y T2 con supresión grasa, y sólo
para clarificar el diagnóstico se utiliza gadolinio
intravenoso, con secuencias T1 postcontraste.
En una artrografía indirecta se inyectan por
vía intravenosa 15 ml de gadolinio, 15 minutos
antes del estudio, y posteriormente se realiza un
movimiento suave del hombro. Con este método
se realza la región labral, siendo útil en pacientes
con inestabilidad del hombro para diagnosticar
roturas del labrum. En este caso se debe obtener
el consentimiento informado del paciente, y
siempre se utilizan secuencias potenciadas en T1
postcontraste.
La artrografía directa es el método de elección
para evaluar la inestabilidad del hombro, siendo
necesaria la introducción de contraste en la arti-
culación glenohumeral (en una sala de fluoros-
copia o en la propia sala de RM). El contraste
FIGURA 12.2
RM de hombro: imagen axial de la articulación glenohumeral.
El tendón subescapular, anterior, se inserta en la tuberosidad
menor (flecha curva). El tendón bicipital está dentro de la
corredera (flecha fina). El tendón infraespinoso se inserta detrás
de la tuberosidad menor (flecha gruesa).
CUADRO 12.1 PROTOCOLO BÁSICO
DE LA RM DEL HOMBRO
Secuencia-potenciada, plano, parámetros, grosor
de corte, gap, campo de visión, matriz
• 2D, GRE, T2, axial, (TR/TE 945/25), FA: 30°
corte 3 mm, gap 10%, FOV 160 mm, matriz
230  ×  256
• SE, T2, FS, coronal-oblicuo (TR/TE 3.000/50),
192  ×  256
• SE, T1, coronal-oblicuo, (TR/TE 500/15),
240  ×  320
• SE, T1, sagital-oblicuo (TR/TE 500/15),
240  ×  320
FA: ángulo de inclinación; FOV: campo de visión;
FS: saturación grasa; Gap: distancia entre cortes
(en % del grosor de corte); GRE: eco de gradiente;
SE: eco de espín.
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PARTE 3
174
utilizado es gadolinio diluido en suero salino (en
proporción de 12 mmol/ml).
Las secuencias de la artrografía directa por
RM se exponen en el cuadro 12.2. La patología
labral se evalúa también en los tres planos del
espacio (fig. 12.4).
El uso de contraste en RM de hombro es inusual
en el protocolo rutinario, pero imprescindible
en artrografías directa e indirecta por RM, y en
este caso el paciente necesita ser informado
del procedimiento y firmar el consentimiento
informado.
Codo
La exploración del codo es infrecuente, ya que
la ecografía es una técnica muy competitiva para
evaluar sus patologías más comunes: epicondilitis
y epitrocleitis.
Las principales indicaciones suelen ser pato-
logías que se evalúan con dificultad en ecografía,
tales como la neuropatía compresiva del nervio
cubital o la rotu
ra de la inserción distal del ten-
dón del músculo bíceps braquial.
POSICIÓN
El paciente se coloca en posición supina con el
brazo extendido en supinación, con el incon-
veniente de que se sitúa fuera del isocentro del
imán, donde el campo magnético es más inho-
mogéneo y las imágenes tendrán más ruido. Por
ello también puede colocarse en prono, con el
brazo extendido por encima de la cabeza (po-
sición de supermán) y antebrazo en pronación,
lo que lo sitúa en el isocentro, con mejora de la
señal, pero en una postura menos cómoda para
los pacientes mayores.
INSTRUMENTACIÓN
Se utiliza una antena de superficie sobre el codo
que se inmoviliza con el uso de cuñas de gomaes-
puma. Al paciente se le colocan tapones en los
oídos para minimizar el ruido del sistema.
ANATOMÍA
El codo es una articulación que comprende a su
vez tres articulaciones –la radiocubital proximal,
la cubitohumeral y la radiocapitelar– dentro de
CUADRO 12.2 PROTOCOLO RM
DE ARTROGRAFÍA DEL HOMBRO
• 3D, GRE, T1, FS, axial, (TR/TE 16.4/6.85), FA :
8°, corte 1 mm, gap 20%, FOV 160 mm, matriz
294 × 320
• 3D, GRE, T1, FS, coronal-oblicuo, (TR/TE
16.4/6.85), FA: 8°, corte 1 mm, gap 20%, FOV
160 mm, matriz 294 × 320
• TSE, T1, FS axial, (TR/TE 664/13), corte 4 mm,
gap 10%, FOV 160 mm, matriz 224 × 256.
• SE, T1, FS, coronal-oblicuo, (TR/TE 664/13),
224 × 256
• SE, T1, FS, sagital-oblicuo, (TR/TE 664/13),
224 × 256
SE: eco de espín.
FIGURA 12.3
RM de hombro: plano coronal, T2 con supresión grasa (A) y T1 (B), en el trayecto del tendón supraespinoso (flecha larga). La secuencia
T1 permite la valoración anatómica muscular, como el supraespinoso (flecha corta).
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CAPÍTULO 12
Musculoesquelético
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una misma cápsula articular recubierta interna-
mente de membrana sinovial. El cúbito proximal
tiene aspecto de hoz, con una punta anterior,
la apófisis coronoides, y una punta posterior, el
olécranon, que se introduce en una hendidura
central posterior del húmero distal, la fosa ole-
craneana. Este cúbito se articula con la tróclea
humeral. Se destaca un túnel fibroóseo, posterior
en el codo, detrás del epicóndilo humeral medial
y limitado lateralmente por el margen del olé-
cranon, por donde transcurre el nervio cubital
(túnel cubital) y que con frecuencia da neuropatía
compresiva (fig. 12.5).
Los elementos estabilizadores de la articula-
ción son los ligamentos colaterales. El ligamento
colateral cubital –compuesto por varias bandas, la
principal de las cuales es la anterior– se visualiza
mejor en RM coronal, como una línea negra que
se extiende desde el epicóndilo medial hasta el
borde medial de la epitróclea.
El ligamento colateral radial posee también
varias bandas, la principal de las cuales se extien-
de desde el epicóndilo lateral hasta el ligamento
anular (ligamento que rodea a la cabeza radial) y
es visible en RM coronal. Otro componente lateral
importante es el ligamento lateral cubital, que
parte del epicóndilo y desciende hasta la inserción
proximal del músculo supinador en el cúbito.
Conviene destacar una estructura, el tendón
del músculo braquial, situado en el comparti-
FIGURA 12.4
Artrografía por RM directa de hombro, en secuencia GRE T1 y supresión grasa. A. Plano axial con rotura labral (flecha) en margen
glenoideo anteroinferior. B. Plano coronal con tendón supraespinoso normal.
FIGURA 12.5
RM de codo. A. Plano axial con fosa olecraneana (flecha pequeña), olécranon (flecha grande) y túnel cubital (flecha curva) entre el
epicóndilo medial posterior y el olécranon. B. Plano coronal con articulación radiocapitelar (flecha grande), radiocubital proximal (flecha
pequeña) y cubitohumeral (flecha curva).
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PARTE 3
176
mento muscular anterior del brazo, que descien-
de en dirección oblicua desde el vientre muscular
hasta la tuberosidad radial; este anclaje distal
debe ser incluido en los cortes axiales.
PROTOCOLO
En primer lugar se realizan los localizadores, al
menos tres, cada uno en cada plano del espacio
y el centro situado en el codo. El protocolo de
un estudio rutinario se expone en el cuadro 12.3.
Las secuencias SE se realizan en los tres planos
del espacio, potenciadas en T1 para análisis ana-
tómico y potenciadas en T2 FS (supresión grasa)
para detectar el edema en zonas anómalas. Los
ligamentos colaterales se aprecian mejor en las se-
cuencias con supresión grasa (fig. 12.6). El estudio
debe situarse desde la región supracondílea hasta
incluir la tuberosidad radial como límite inferior.
La posición prona mejora la relación señal/
ruido, pero es una postura incómoda que con
frecuencia asocia artefactos de movimiento.
Muñeca y mano
La muñeca es una estructura compleja, formada
por ocho pequeños huesecillos con superficies ar-
ticulares variadas que interactúan entre sí de una
manera integrada (como una bolsa de canicas).
La muñeca facilita la actividad de la mano gracias
a la estabilidad articular proporcionada por un
gran número de pequeños ligamentos, situados
tanto en la cara palmar como en la dorsal.
Por sus características anatómicas, la explora-
ción por RM de la muñeca requiere de una buena
relación señal/ruido y una alta resolución para
detectar la patología. Las indicaciones principales
consisten en detectar fracturas ocultas, no visi-
bles en la radiografía simple, diagnosticar pre-
cozmente las artritis inflamatorias y demostrar la
degeneración del fibrocartílago triangular como
causa de dolor local.
CUADRO 12.3 PROTOCOLO DE LA RM
DEL CODO
• SE, T1, axial (TR/TE 515/11), corte 3 mm, gap
20%, FOV 140 mm, matriz 240 × 320
• SE, T2, FS, axial (TR/TE 3.000/54), corte 3 mm,
gap 20%, FOV 1.400 mm, matriz 192 × 256
• SE, T1, coronal (TR/TE 515/11), corte 3 mm,
gap 20%, FOV 140 mm, matriz 240 × 256
• TSE, T2, FS coronal (TR/TE 3.000/54), corte
3 mm, gap 20%, FOV 140 mm, matriz 240 × 256
• SE, T1, sagital (TR/TE 515/11), corte 3 mm,
gap 20%, FOV 140 mm, matriz 240 × 256
• SE, T2, FS, sagital (TR/TE 3.000/54), corte
3 mm, gap 20%, FOV 140 mm, matriz
240 × 256
SE: eco de espín.
FIGURA 12.6
RM de codo, plano coronal. A. Estudio T2 con supresión grasa que muestra claramente visible el ligamento colateral cubital (flecha
larga) y el ligamento colateral radial (flecha corta). B. Estudio T1, en el que ambos ligamentos se visualizan peor.
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La RM de mano es una exploración poco so-
licitada, ya que la ecografía es una técnica muy
competitiva y eficaz en la detección de lesiones.
La principal indicación de la RM es en el caso de
problemas locales que afecten a ligamentos o
tendones cuando la ecografía no aclara el diag-
nóstico.
POSICIÓN
El paciente se coloca en supino con la muñeca a
lo largo del cuerpo, en posición neutra, evitan-
do la pronación del antebrazo. La fijación de la
mano y de la muñeca con una almohadilla evita
los artefactos por movimiento. Esta posición es
cómoda, pero se encuentra fuera del isocentro del
imán, por lo que crea más ruido, sobre todo en
la secuencia con supresión grasa.
Otra posición alternativa es la de supermán,
con el paciente en prono con el brazo extendido
encima de la cabeza, que permite colocar la mu-
ñeca más cerca del isocentro.
INSTRUMENTACIÓN
La antena específica de muñeca-mano mejora
de manera importante la relación señal/ruido,
aunque también es factible utilizar una antena
de superficie de pequeño tamaño que se adapte
al área.
ANATOMÍA
Muñeca
La muñeca se compone de 8 huesos alineados en
dos grupos de cuatro; la línea proximal del carpo
la forman (de radial a cubital) el escafoides, el
semilunar, el piramidal y el pisiforme, y la línea
distal, el trapecio, el trapezoide, el grande y el
ganchoso. La cara palmar es cóncava y forma el te-
cho del túnel carpiano, que acoge los tendones
flexores y el nervio mediano (fig. 12.7).
El túnel carpiano se encuentra en la cara pal-
mar y tiene como límites el retináculo flexor co-
mo banda superficial y los huesos carpales como
fondo, mientras que en los márgenes laterales,
óseos, se encuentran el gancho del ganchoso y
la tuberosidad del escafoides en el lado opuesto.
En el lado radial y superficial del túnel carpiano
se encuentra el nervio mediano.
La articulación radiocubital distal la forman la
cabeza cubital y una depresión del radio (muesca
sigmoidea) en su cara distal y medial. El radio
puede rotar 150° sobre el cúbito, entre la prona-
ción total y la supinación. Las imágenes axiales
son útiles para valorar la inestabilidad de la arti-
culación radiocubital distal.
El complejo del fibrocartílago triangular
es el principal estabilizador de la articulación
radiocubital distal. Uno de sus elementos fun-
damentales es el fibrocartílago triangular, que
se sitúa encima de la cabeza cubital y se inserta
en la apófisis cubital por un lado y en el radio
por el otro, situándose encima de la articulación
radiocubital distal. Esta región es causa frecuente
de dolor cuando el fibrocartílago degenera y se
rompe (fig. 12.8).
Los ligamentos en el carpo son muy numero-
sos, dada la gran cantidad de superficies articulares
existentes. Se clasifican en intrínsecos –los más
importantes de los cuales están situados entre
el escafoides y el semilunar, y entre el semilunar
y el ganchoso– y extrínsecos, situados entre el
antebrazo y la línea carpal proximal, tanto en la
cara palmar como en la dorsal. En conjunto, los
ligamentos son críticos para estabilizar la actividad
FIGURA 12.7
RM de muñeca. A. Plano coronal, con la primera (flecha grande) y la segunda línea carpales (flecha pequeña). B. Plano axial, con los
tendones flexores en la cara palmar (flecha).
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PARTE 3
178
de la muñeca, y la búsqueda de roturas en RM a
menudo requiere estudios de alta resolución y
artrografía directa.
Mano
En el ser humano la mano es un elemento de gran
importancia, ya que realiza una función primor-
dial, la prensión, con alto grado de perfección.
En vista anterior, a nivel proximal se encuentra
la palma, con dos prominencias, la más volu-
minosa de las cuales es la eminencia tenar y la
otra es la hipotenar, que contienen los músculos
específicos para el dedo pulgar y el meñique. Más
distales a la palma se encuentran los dedos.
Las articulaciones de los dedos, metacarpo-
falángicas e interfalángicas, son similares en es-
tructura. Su forma permite más la flexión que la
extensión. Entre los metacarpianos se encuentran
los músculos interóseos a nivel profundo, y más
superficialmente están los músculos lumbricales.
Los ligamentos de las articulaciones metacar-
pofalángicas e interfalángicas son similares. Los
colaterales son cuerdas que se extienden desde
cabezas metacarpianas hasta las bases de las
falanges.
Los tendones flexores se sitúan en la cara pal-
mar de los dedos, dentro de unas vainas fibrosas
que se insertan en las falanges proximales y me-
dias, con una serie de bandas transversales que
constituyen las poleas. Los tendones extensores
parten del dorso de la muñeca de manera conjun-
ta y se extienden sobre el dorso de los dedos hasta
insertarse en la base de la falange distal.
PROTOCOLO
El área de interés (8-12 cm) para la muñeca
comprende la porción distal del antebrazo y
la porción proximal de los metacarpianos. Los
cortes finos de menos de 3 mm mejoran la re-
solución. El método es similar al estudio de la
mano. En el cuadro 12.4 se expone el protocolo
rutinario.
La matriz utilizada es rectangular en todos
los planos. La secuencia SE T1 en los tres planos
del espacio aporta información anatómica ósea,
ligamentosa y tendinosa. Las secuencias T2 con
saturación grasa en dos planos informan del ede-
ma en tejidos o del líquido en la tenosinovitis
(tendones) (fig. 12.9).
La mejor secuencia para valorar el fibrocartíla-
go triangular es la eco de gradiente de cortes finos,
que proporciona muy alta relación señal/ruido.
La RM de la mano en el estudio de lesiones
tumorales o bultomas requiere la señalización
previa de la lesión y la utilización de las secuen-
cias T1 y T2 con supresión grasa (fig. 12.10).
El estudio de la muñeca requiere cortes finos,
campo de visión pequeño y una antena
específica o de superficie pequeña para tener
buena relación señal/ruido.
DE LA RM DE LA MUÑECA
Y DE LA MANO
30%, FOV 90 mm, matriz 224 × 256
• SE, T2, FS, axial (TR/TE 3.000/59), corte 3 mm,
gap 30%, FOV 90 mm, matriz 224 × 256
• 3D,GRE, T2, coronal (TR/TE 33/16), FA: 12°,
corte 0,5 mm, gap 50%, FOV 120 mm, matriz
183 × 256
• TSE, T2, FS coronal (TR/TE 3.000/59),
corte 3 mm, gap 30 %, FOV 120 mm, matriz
224 × 256
• SE, T1, sagital (TR/TE 500/12), corte 3 mm,
gap 10%, FOV 90 mm, matriz 244 × 320
Opcional
• Se usa contraste venoso (gadolinio) con
secuencia T1 (con o sin supresión grasa)
• Para mano se usa un campo de visión próximo
a 160 mm
SE: eco de espín.
FIGURA 12.8
RM de muñeca. En el plano coronal se aprecia la inserción
del fibrocartílago en el margen radial (flecha pequeña)
y la articulación radiocubital distal normal (flecha grande).
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PROTOCOLOS DEL MIEMBRO
INFERIOR
Cadera
La articulación de la cadera tiene la particulari-
dad de soportar el peso del cuerpo y las cargas
mecánicas por las muchas actividades que realiza.
Las principales aplicaciones de la RM de cade-
ra son la valoración de osteoartritis u otras artro-
patías y la detección de fracturas por insuficiencia,
así como descartar la afectación de la médula ósea
por un tumor. Por ello, en caso de dolor en la
región inguinal hay que evaluar no sólo la cadera,
sino otras estructuras vecinas (ilíaco, isquion,
musculatura, región lumbosacra) que pueden
simular patología coxofemoral; por lo tanto, se
deben combinar estudios de alta resolución se-
lectivos de cadera y otros de menos resolución,
dirigidos a toda la pelvis ósea.
POSICIÓN
El paciente se coloca en posición supina, con
los pies fijados mediante cinta en leve rotación
interna, lo que facilita realizar planos oblicuos co-
ronales siguiendo el eje largo del cuello femoral.
FIGURA 12-9
RM de muñeca. Derrame articular radiocubital distal (flecha corta) y tenosinovitis en tendones flexores (flecha larga), más evidente
en secuencia T2 con supresión grasa (A) que en T1 (B).
FIGURA 12.10
RM de mano. Ganglión en cara palmar del pulgar. A. Coronal T1. B. Coronal T2 supresión grasa. El ganglión señalizado (punta de flecha)
se apoya en el tendón flexor del pulgar (flecha larga).
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PARTE 3
180
INSTRUMENTACIÓN
Se aplica una antena de cuerpo multicanal al es-
tudio de la pelvis completa, mientras que una
antena de superficie sobre la cadera permite un
estudio más selectivo.
ANATOMÍA
La cadera es una articulación muy estable, con
la cabeza femoral casi esférica que se mueve
libremente dentro de la cavidad acetabular. El
acetábulo, elipsoide, está abierto anterior, lateral
e inferiormente, y da libertad de movimientos.
Está recubierto de un cartílago de unos 2 mm de
grosor, que se sitúa como una banda en la zona
periférica. La profundidad del acetábulo crece un
20% por la aposición del labrum (fibrocartílago),
de aspecto triangular en la parte marginal del
cartílago. El acetábulo lo forman tres huesos, el
ilíaco (techo), el isquion posterior (pilar pos-
terior) y el pubis anterior (pilar anterior), y en su
porción inferior tiene un defecto óseo, que lo cie-
rra el ligamento transverso (fig. 12.11). La cabeza
femoral está cubierta por cartílago, excepto en
su centro (fóvea). El ligamento teres (redondo)
se inserta en la fóvea y se extiende al ligamento
transverso.
Los músculos que rodean la cadera son más de
20 y permiten la rotación en todos los planos. Los
músculos del cuadrante anterior son flexores de la
cadera, mientras que los del cuadrante posterior a
nivel superficial son extensores y a nivel más pro-
fundo son rotadores externos; finalmente, los del
cuadrante externo son abductores (separadores).
PROTOCOLO
El estudio básico de la cadera comprende la pelvis
ósea (cuadro 12.5). Se utiliza un campo de visión
amplio, de 350 mm, y cortes groseros de 6 mm
(fig. 12.12). Opcionalmente se puede ampliar el
estudio específicamente a la cadera dolorosa, con
secuencias GRE T1 en los tres planos del espacio
y aplicando un campo de visión más pequeño,
de unos 160 mm.
La artrografía por RM directa de cadera nece-
sita la introducción intrarticular de contraste, y
es el estudio de elección para descartar la rotura
labral. Este procedimiento requiere el consen-
timiento informado del paciente. Cuando se
realiza bajo control fluoroscópico, el contraste
intrarticular consiste en una mezcla de gadolinio
diluido (0,4 ml en 50 ml de suero salino) y 5 ml
de contraste yodado, con una cantidad final de
10-15 ml. Para que el estudio de RM sea óptimo,
se debe realizar antes de que transcurra 1 hora
DE LA RM DE LA CADERA (PELVIS)
Rutinario, ambas caderas
40%, FOV 350 mm, matriz 234 × 448
• SE, STIR, axial (TR/TE/TI 5.000/27/150),
234 × 448
• SE, T1, coronal (TR/TE 480/20), corte 6 mm,
gap 30%, FOV 350 mm, matriz 384 × 512
• TSE, STIR, coronal (TR/TE/TI 5.000/27.150),
234 × 448
Opcional (sólo una cadera)
• 3D, GRE, en 3 planos, T1 (TR/TE 19/7),
FA: 25°, corte 3,5 mm, gap 20%, FOV 160 mm,
matriz 192 × 256
Gap: distancia entre cortes (en % del grosor de corte);
GRE: eco de gradiente; SE: eco de espín; STIR: pulso
corto de recuperación de la inversión; TI: tiempo
de inversión.
FIGURA 12.11
RM de cadera. A. T1 axial, a nivel del acetábulo, en el es visible el pilar anterior (flecha grande) y el pilar posterior (flecha pequeña).
B. T1 coronal, en el que es visible el techo del acetábulo (flecha).
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desde la introducción del contraste. El estudio
(cuadro 12.6) se inicia con dos secuencias básicas
para la valoración de la cadera en su conjunto y
posteriormente se utilizan secuencias 3D GRE
T1 con cortes finos de alta resolución (fig. 12.13)
para definir el labrum.
La presencia de prótesis es una fuente de ar-
tefactos en la imagen, sobre todo si se aplican
secuencias eco de gradiente (GRE); en este caso se
deben evitar estas secuencias y sustituirlas por eco
de espín (SE). También existen artefactos por el
flujo de los vasos femorales, siendo necesario
eliminarlos mediante el uso de pulsos de pre-
saturación superior e inferior al área del campo
de visión.
La valoración de la pelvis debe incluir secuencias
en planos coronal y axial, con campo de
visión amplio y antena de cuerpo, aunque en

ocasiones es necesario añadir secuencias
dirigidas a una cadera, utilizando antena de
superficie y campo de visión más pequeño.
Rodilla
La RM de rodilla es una de las exploraciones más
frecuentes en comparación con otras articulacio-
nes. Esta demanda se justifica, por un lado, por
la frecuente asociación con lesiones traumáticas,
comunes en un área tan superficial y expuesta, y,
por otro lado, es común la afectación del cartílago
en el espacio femorotibial, ya que es una articu-
lación de carga y movimiento.
Actualmente la RM es la mejor técnica no in-
vasiva para evaluar contusiones óseas y lesiones
en ligamentos o meniscos; además, gracias a las
nuevas aplicaciones, también es capaz de gradar
la patología del cartílago.
POSICIÓN
El paciente se coloca en supino, con la rodilla en
ligera flexión. La luz de posición longitudinal pasa
por la línea media de la rodilla y la luz horizontal
debe situarse en el polo inferior de la rótula.
INSTRUMENTACIÓN
La antena específica de rodilla es la más útil y
permite conseguir una buena resolución, ya que
es receptora y emisora de radiofrecuencia. Algunos
pacientes con dificultad en la extensión de la rodilla
presentan problemas con la antena selectiva; en ese
caso se debe utilizar la antena de superficie.
FIGURA 12.12
RM de cadera de paciente con dolor en cadera izquierda. La SE T2 con supresión grasa (A) y la secuencia T1 (B) muestran cadera
izquierda (flecha) con morfología y señal normales.
CUADRO 12.6 PROTOCOLO RM
DE ARTROGRAFÍA DE LA CADERA
(DIRECTA)
Inicio con 2 secuencias rutinarias
• SE, T1, axial (TR/TE 598/16), corte 3,5 mm, gap
20%, FOV 160 mm, matriz 192 × 256
• SE, STIR, coronal (TR/TE/TI 4.500/45/150),
192 × 256
Secuencias para valorar labrum
• 3D, GRE, T1, axial (TR/TE 20/7), FA 25°,
256 × 256
• T3D, GRE, T1, coronal (TR/TE 20/7), FA 25°,
256 × 256
• 3D, GRE, T1, sagital (TR/TE 20/7), FA 25°,
256 × 256
Gap: distancia entre cortes (en % del grosor de corte);
GRE: eco de gradiente; SE: eco de espín; STIR: pulso
corto de recuperación de la inversión; TI: tiempo de
inversión.
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PARTE 3
182
ANATOMÍA
La rodilla es una articulación que tiene como
principal actividad la flexoextensión; funcio-
nalmente se compone de dos articulaciones, la
femorotibial y la patelofemoral, conectadas. Los
cóndilos femorales, cubiertos de cartílago, for-
man una polea que se prolonga a nivel anterior
como la tróclea femoral y a nivel posterior como
la muesca intercondílea. En cambio, los platillos
tibiales se organizan en dos pistas paralelas, con
una cresta en su zona intermedia. Este conjunto
constituye la articulación femorotibial.
La rótula o patela es un hueso sesamoideo y
tiene en su cara posterior dos superficies tapizadas
por cartílago, las cuales se deslizan sobre la tróclea
femoral y constituyen la articulación patelofemo-
ral. La fijación y estabilidad de la rótula se debe
al aparato extensor, situado en el compartimento
anterior, y lo forman dos tendones, extensión el
uno del otro: el tendón más craneal (cuádriceps)
proviene del músculo cuádriceps, mientras que el
tendón más distal o rotuliano es una extensión
caudal también del cuádriceps y se inserta en la
apófisis tibial anterior. Existen unas expansiones
del tendón cuádriceps, los retináculos, que se
insertan en los márgenes mediales y laterales de
la rótula (fig. 12.14).
A nivel interno de la rodilla se encuentra el
ligamento colateral medial, estructura estabili-
zadora que evita la hiperextensión; se extiende
desde el cóndilo femoral hasta el tibial, con unas
fibras superficiales y otras profundas (ligamento
meniscofemoral y menisco tibial). El ligamento
colateral externo se extiende desde el cóndilo
lateral femoral hasta la cabeza del peroné.
A nivel central, en la región intercondílea
femoral se encuentran los ligamentos cruzados,
que previenen el desplazamiento de la tibia hacia
delante o detrás. El cruzado anterior sale de la
cara medial del cóndilo femoral lateral y se an-
cla a nivel distal en la línea intercondílea tibial
anterior; el cruzado posterior parte de la eminen-
cia tibial posterior y asciende hacia delante, para
insertarse en la cara externa del cóndilo medial.
Los meniscos interno y externo son placas
de fibrocartílago situadas sobre las superficies
articulares de la tibia y se insertan en los márgenes
tibiales. Permiten la función de carga y movi-
miento (fig. 12.15).
PROTOCOLO
Se obtienen planos localizadores, en los tres pla-
nos. El estudio incluye desde la región supracon-
dílea femoral hasta el cuello peroneal, situando
la rótula en el centro del campo de visión.
En el cuadro 12.7 se expone el protocolo pro-
puesto e incluye una secuencia opcional selectiva
para valorar la integridad del ligamento cruzado
anterior. Los cortes en la secuencia para el liga-
mento cruzado anterior deben ser paralelos a la
dirección del propio ligamento, oblicuos 5-10°
respecto al eje sagital, y se sitúan a nivel intercon-
díleo femoral, en plano axial y coronal.
La secuencia volumétrica 3D EGR axial T2 va-
lora el cartílago rotuliano: su superficie, su grosor
y su señal.
La secuencia axial eco de espín T2 con supre-
sión grasa valora bien el cartílago rotuliano y el
edema óseo. La secuencia eco de espín T2 con su-
presión grasa detecta el edema de las lesiones en
medula ósea y los esguinces en las inserciones de
ligamentos colaterales y cruzados. Las secuencias
sagitales y coronales valoran los meniscos y los
ligamentos cruzados.
FIGURA 12.13
Artrografía por RM de cadera derecha, con GRE y supresión grasa. A. Plano coronal. B. Plano axial. El labrum (flecha) se muestra
degenerado y sin rotura.
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Las pulsaciones de la arteria poplítea son una
fuente importante de artefactos, y se reducen con
la colocación de pulsos presaturación por encima
y por debajo del campo de visión.
Las secuencias con mayor matriz y cortes más
finos permiten mayor resolución en el estudio
de pequeñas estructuras, tales como los
meniscos.
FIGURA 12.14
RM de rodilla: inserciones tendinosas en la rótula. A. Plano sagital, con el aparato extensor y el cuádriceps (flecha larga) a nivel proximal
y el tendón rotuliano (flecha corta) a nivel distal. B. Plano axial, con los retináculos insertados en los márgenes de la rótula (flechas).
FIGURA 12.15
RM de la rodilla: plano coronal. A. El ligamento colateral interno (flecha larga) se extiende desde cóndilo femoral al tibial; el ligamento
cruzado anterior (flecha corta) se dirige al cóndilo femoral externo. B. Corte más posterior; se observa el cuerno posterior del menisco
interno (flecha curva) encima de la superficie tibial medial posterior.
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PARTE 3
184
Tobillo y pie
El tobillo y el pie actúan de manera conjunta co-
mo unidad funcional y deben absorber el peso
del cuerpo y permitir diferentes movimientos.
El conjunto de huesos del tobillo, retropié y
mediopié, con unas superficies articulares en di-
ferentes orientaciones, funcionan de manera sin-
crónica. Los ligamentos mediales y laterales dan
estabilidad a las articulaciones. La fascia plantar
y el tendón de Aquiles facilitan actividades com-
plejas, desde la posición estática a la marcha, ab-
sorbiendo y distribuyendo cargas y permitiendo
la adaptación del pie a las diferentes superficies.
La RM del tobillo debe incluir el tobillo y el
retropié en el estudio. Por su parte, la RM de pie
incluye el mediopié y el antepié.
El estudio de RM de tobillo suele requerirse
para aclarar dudas diagnósticas o hallazgos equí-
vocos como el dolor de talón, para el seguimiento
de patologías concretas como la necrosis avascular
del astrágalo, o en el caso de contusiones óseas.
La RM del pie se solicita con frecuencia para
diagnosticar neuroma de Morton. Es necesario
conocer algunos límites de esta exploración, co-
mo es el diagnóstico de la coalición tarsal, que
se puede evaluar mejor con una tomografía axial
computarizada.
POSICIÓN
El paciente se coloca en supino para estudiar el
tobillo, aunque en el caso del pie se puede colocar
en prono. Los pies entran primero. El pie debe
estar en 90° respecto a la pierna.
INSTRUMENTACIÓN
Se aplica la antena de extremidad donde se coloca
el tobillo y el pie, este último en flexión dorsal de
20° para reducir el efecto del ángulo mágico en
aquellos tendones que tienen un curso oblicuo
de 55° respecto al eje z del imán (tendones que
alcanzan el nivel submaleolar) y evitar así errores
diagnósticos. El tobillo debe situarse en el cen-
tro de la antena; por ello la luz de posicionamien-
to debe centrarse sobre el área de interés.
Se puede colocar una pequeña cápsula de vita-
mina E (localizador) sobre la zona problema (do-
lor o lesión palpable), ya que facilita el diagnóstico.
ANATOMÍA
Tobillo
En el tobillo existen dos articulaciones principa-
les. La articulación tibioastragalina está formada
por la mortaja de la tibia distal y la cúpula as-
tragalina. Ambas superficies están cubiertas por
cartílago articular y están cerradas por la cápsula
articular, recubierta internamente por la mem-
brana sinovial. El peroné distal se articula con la
tibia, cerrando así la mortaja tibial. La articula-
ción subtalar o subastragalina entre astrágalo y
calcáneo es la otra articulación importante.
En el retropié destacan dos articulaciones, una
en la parte externa, entre el cuboides y la tube-
rosidad anterior del calcáneo, y otra en la parte
medial, entre la parte anterior del astrágalo (ca-
beza) y el escafoides.
La fascia plantar es una aponeurosis en la
planta del pie que se extiende desde la tube-
rosidad medial del calcáneo hasta las falanges
proximales de los dedos. Su función principal es
distribuir la tensión recibida desde los arcos del
pie al sostener el pie la carga del cuerpo.
Al tobillo y pie llegan los tendones que pro-
vienen de la musculatura de la pierna. Entre
ellos destaca uno de gran tamaño, el tendón de
Aquiles, formado por los tendones de los mús-
culos gemelos y sóleo, que desciende por la parte
posterior de la pierna distal hasta insertarse en la
tuberosidad posterior del calcáneo.
Los tendones posteriores del tobillo provienen
de los músculos de la pantorrilla y se colocan
detrás del maléolo medial. El tibial posterior es
el más medial, y a continuación se encuentran el
flexor común de los dedos, más lateral, y el fle-
xor del dedo gordo, más posterolateral; todos
ellos descienden al pie hacia sus inserciones. De-
trás del maléolo externo se sitúan los tendones
peroneales (el corto y el largo), que descienden
hacia sus inserciones en el pie. Los tendones ex-
tensores –tendón tibial anterior, tendón extensor
del dedo gordo y tendón extensor común de los
dedos– se sitúan en la región anterior del tobillo
(fig. 12.16).
CUADRO 12.7 PROTOCOLO DE LA RM
DE LA RODILLA
• 3D, GRE, T2, axial (TR/TE 20/6), FA: 40°,
240 × 320
• SE, T2, supresión grasa, axial (TR/TE
3.050/69), corte 3 mm, gap 30%, FOV 150 mm,
matriz 192 × 256
• SE doble eco, DP y T2, sagital (TR/1.° TE
3.080/7 y 2.ª TE 86), corte 3 mm, gap 20%,
FOV 170 mm, matriz 224 × 256
• TSE, T2, supresión grasa, coronal (TR/TE
3.050/69) corte 3 mm, gap 15%, FOV 160 mm,
matriz 192 × 256
Opcional (secuencia para valorar ligamento
cruzado anterior)
• SE, DP sagital (TR/TE 1.000/15), corte 2 mm,
no gap, FOV 150 mm, matriz 205 × 256
DP: densidad protónica; FA: ángulo de inclinación;
FOV: campo de visión; Gap: distancia entre cortes
SE: eco de espín.
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Otros componentes importantes son los
ligamentos, que dan estabilidad al tobillo. En
la región medial, el principal es el deltoideo,
que parte del maléolo tibial con fibras hacia el
calcáneo, el escafoides y el astrágalo. En la región
externa del tobillo hay varias bandas, como el
ligamento calcaneoperoneal y el astragaloperoneal
anterior y posterior; en conjunto constituyen un
grupo más débil que el del lado medial, por lo
que se producen esguinces con más frecuencia.
Pie
Al igual que la muñeca, el pie está compuesto de
múltiples huesecillos que se articulan entre sí,
protegidos por un gran número de ligamentos
para dar estabilidad al conjunto y permitir las
funciones de carga y movimiento.
Se distinguen tres regiones: el retropié, la más
posterior, el mediopié y el antepié. El retropié
(calcáneo y astrágalo) está separado del mediopié
(escafoides, cuboides y tres cuñas) por la articula-
ción de Chopart, mientras que el mediopié está
separado del antepié (metatarsianos y falanges)
por la articulación de Lisfranc.
A nivel plantar profundo se encuentran los
músculos interóseos dorsales y plantares, y en
los márgenes se sitúan los abductores; en el plano
medio se encuentran los músculos flexores largos
de los dedos, y en el plano superficial, los mús-
culos flexores cortos de los dedos. A nivel dorsal
se encuentran los músculos extensores de los
dedos (fig. 12.17).
Los tendones de los músculos de la pierna,
en sus diferentes compartimentos, se insertan en
diferentes huesos del pie.
La bóveda plantar es una estructura organi-
zada de elementos óseos, ligamentosos y mus-
culares que permite la transmisión del peso del
cuerpo al suelo y mejora la flexibilidad del área
para la marcha. Se apoya sobre tres puntos: las
cabezas del primer y del quinto metatarsianos y
la tuberosidad del calcáneo. Los problemas de-
generativos y traumáticos y las anomalías en el
desarrollo provocan alteraciones en la bóveda que
generan limitaciones en la marcha.
PROTOCOLO
El localizador se sitúa en los tres planos del espa-
cio (axial, coronal y sagital). El estudio del tobillo
se realiza básicamente con dos secuencias en los
tres planos y el estudio del pie con dos secuencias
en los planos axial y coronal (cuadro 12.8).
Una línea transmaleolar sirve para plantear en
el localizador el plano axial. Perpendicular al eje
largo del calcáneo se plantean los planos coronales,
y los sagitales van del maléolo externo al interno.
FIGURA 12.16
RM de tobillo. A. Plano sagital: a nivel posterior (flecha curva) se observa la inserción del tendón de Aquiles en el calcáneo, y a nivel
plantar, la fascia plantar (punta de flecha) con la inserción en la tuberosidad posterior del calcáneo, así como las articulaciones
tibioastragalina (flecha larga) y subastragalina (flecha corta). B. Plano axial, en la articulación tibioastragalina; se observan los tendones
extensores (flecha larga) a nivel anterior, los tendones peroneales (punta de flecha) detrás de maléolo peroneal, los tendones flexores
(flecha corta) detrás de maléolo medial y el tendón de Aquiles (flecha curva).
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PARTE 3
186
Se aplica un campo de visión de 140 mm para
el tobillo y uno inferior a 120 mm para el pie.
El estudio del tobillo incluye las articulaciones
tibioastragalina y subtalar, y la base de los me-
tatarsianos, mientras que el estudio del pie debe
incluir el mediopié y el antepié.
Las secuencias T1 en sagital demuestran cla-
ramente las fracturas ocultas en el calcáneo, y
las secuencias T2 con supresión grasa facilitan
la evidencia de edema en tejidos blandos o en
el hueso. Opcionalmente se utiliza contraste ve-
noso en secuencias T1 con supresión grasa para
pacientes con neuroma de Morton o en procesos
infecciosos o inflamatorios del pie.
La flexión dorsal leve del pie en el
posicionamiento durante el estudio reduce
los artefactos del ángulo mágico de algunos
tendones.
RESUMEN
En general, las exploraciones de RM musculoes-
queléticas hacen innnecesario el uso del contraste
venoso porque intrínsecamente los tejidos tienen
gran contraste tisular. La colocación del paciente
de manera confortable asegura la reducción de
artefactos por movimientos. El técnico superior en
imagen para diagnóstico debe elegir la antena más
adecuada, con preferencia las antenas específicas
CUADRO 12.8 PROTOCOLO DE LA RM DEL TOBILLO Y EL PIE
corte, gap, campo de visión, matriz
Tobillo
• SE, T1, axial (TR/TE 515/11), corte 3 mm,
gap 20%, FOV 150 mm, matriz 192 × 256
• SE, T2, supresión grasa, axial (TR/TE 3830/84),
192 × 256
• SE, T1, coronal (TR/TE 515/11) corte 3 mm,
gap 20%, FOV 165 mm, matriz 192 × 256
• SE, T2, supresión grasa, coronal (TR/TE
matriz 192 × 256
• 2D, GRE, sagital, T2 (TR/TE 589/25), FA: 30°,
192 × 256
• SE, T2, supresión grasa, sagital (TR/TE 3.200/86,
192 × 256
Pie
• SE, T1, axial y coronal (TR/TE 515/11), corte
3 mm, gap 20%, FOV 120 mm, matriz 256 × 320
• SE, T2, supresión grasa, axial y coronal (TR/TE
matriz 256 × 320
Opcional (uso de contraste i.v.), secuencia
postcontraste
• SE, T1, con o sin supresión grasa, axial, coronal
(TR/TE 515/11), corte 3 mm, gap 20 %,
FOV 165 mm, matriz 192 × 256
FA: ángulo de inclinación; FOV: campo de visión; Gap: distancia entre cortes (en % del grosor de corte); GRE: eco de gradiente;
SE: eco de espín.
FIGURA 12.17
RM de pie. A. Plano coronal a nivel plantar, con el músculo
abductor del dedo gordo (flecha larga), el cuboides (flecha
corta) y el calcáneo (cabeza de flecha). B. Plano coronal
a nivel dorsal, con las cuñas (fechas). C. Plano axial a nivel
distal de los metatarsianos, con los tendones flexores (flecha)
en cara palmar.
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CAPÍTULO 12
Musculoesquelético
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FIGURA 12.18
RM de antenas en musculoesquelético. La selección apropiada de la antena (específica o de superficie) en relación con el tipo de estudio
optimiza la relación señal-ruido. La colocación de la región principal en la antena evita artefactos. (Imagen cedida por G.E.)
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PARTE 3
188
(fig. 12.18). Además, la aplicación y la selección de
las secuencias son clave para obtener buena
relación
señal-ruido sin que exista penalización del tiem-
po. Las secuencias potenciadas en T1 valoran
la anatomía del área, mientras que los estudios
potenciados en T2 con supresión grasa detectan
el edema en partes blandas y en médula ósea.
Las pequeñas estructuras requieren un campo de
visión pequeño y cortes finos que aumentan la
resolución.
AUTOEVALUACIÓN
1. En la RM, el efecto del ángulo mágico se pro-
duce por:
a. Mala colocación de la antena.
b. Escoger secuencias no apropiadas.
c. El trayecto oblicuo del tendón en relación
con el eje del imán.
d. La selección incorrecta del campo de visión.
e. Utilizar matrices grandes.
2. El plano oblicuo coronal en la RM del hom-
bro es paralelo al tendón:
a. Subescapular.
b. Supraespinoso.
c. Bicipital.
d. Infraespinoso.
e. Redondo menor.
3. La matriz cuadrangular en la RM de la muñeca
se utiliza en los planos:
a. Coronal y sagital.
b. Sagital y axial.
c. Coronal y axial.
d. Oblicua sagital.
e. En todos los planos.
4. El estudio de artrografía por RM directa de
cadera se debe realizar tras la introducción
del contraste intrarticular en:
a. Al menos antes de 1 hora.
b. Después de 3 horas.
c. Después de 5 horas.
d. No importa el tiempo después.
e. Al día siguiente.
5. En la RM de rodilla, una fuente de artefactos es:
a. La rótula.
b. La arteria poplítea.
c. Los meniscos.
d. El músculo gemelo medial.
e. El aparato extensor.
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189
CAPÍTULO 13
Abdomen
Luis Alberto Mullor Delgado y Manuel Delgado Márquez
INTRODUCCIÓN
La resonancia magnética (RM) abdominal es hoy
en día una técnica consolidada en la valoración
de múltiples patologías abdominales. Es una
técnica que no emplea radiaciones ionizantes,
proporciona una excelente resolución de contras-
te entre los tejidos blandos, posibilita la detec-
ción de grasa, permite la cuantificación de hierro
hepático y utiliza contrastes con características
de distribución específicas, no nefrotóxicos a
dosis habituales. Por su parte, los inconvenientes
son el mayor tiempo de adquisición de los es-
tudios, la necesidad de una mayor colaboración
por parte del paciente (complicado en el caso de
pacientes en estado crítico, claustrofóbicos, ni-
ños, etc.), contraindicaciones relativas tales como
pacientes con marcapasos, mayor dificultad para
obtener estudios de calidad en un área anatómica
extensa, menor sensibilidad en la detección de
gas y calcificaciones, y riesgo de fibrosis sistémica
nefrogénica en pacientes con insuficiencia renal
grave.
INDICACIONES DE LA RM
ABDOMINAL
Muchas de las indicaciones coinciden con las de
la tomografía computarizada (TC) abdominal.
En ocasiones la RM no se utiliza como prueba
diagnóstica de primera línea, sino que se emplea
como herramienta de resolución de problemas
específicos.
La RM abdominal puede ser de especial uti-
lidad en:
• detección y caracterización de lesiones focales
hepáticas, pancreáticas, esplénicas y renales,
• valoración de la patología de la vía biliar (obs-
trucción biliar, variantes anatómicas, etc.),
• cuantificación de hierro hepático,
• caracterización de masa suprarrenal,
• valoración de la enfermedad inflamatoria
intestinal,
• valoración de lesiones ginecológicas (detec-
ción, caracterización y estadificación de neo-
plasias ováricas y uterinas, anomalías anató-
micas uterinas, endometriosis profunda, etc.),
• estadificación del cáncer prostático,
• estadificación de la neoplasia rectal,
• evaluación de la fístula perianal.
TÉCNICA DE ESTUDIO, PROTOCOLOS
Y ANATOMÍA
Generalidades
Antes de empezar el estudio, es importante dis-
poner de datos clínicos y antecedentes del pacien-
te, así como de las pruebas de imagen previas.
Los estudios deben realizarse en equipos de
alto campo (1,5 T) y con antenas de múltiples
elementos (variable según la región anatómica).
Cada fabricante tiene peculiaridades y ofrece dis-
tintas secuencias de pulso; son similares, aunque
no totalmente iguales, entre sí y tienen nombres
distintos. Las opciones en secuencias, planos,
Introducción 189
Indicaciones de la RM abdominal 189
Técnica de estudio, protocolos
y anatomía 189
Generalidades 189
Interpretación de las imágenes:
semiología básica 190
RM hepática y del abdomen
superior 190
Colangiopancreatografía
por RM 195
RM de glándulas suprarrenales 196
RM de riñones y vías urinarias 198
RM intestinal 200
RM de la pelvis femenina 202
RM de próstata 207
RM de recto 209
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PARTE 3
190
antenas y medios de contraste son múltiples y el
protocolo del estudio depende del área anatómi-
ca de interés y de la sospecha clínica. Es necesaria
una vía venosa canalizada si se va a administrar
contraste intravenoso.
Existen recomendaciones generales a la hora
de preparar al paciente, como explicar el procedi-
miento, solicitar que orine antes del estudio (ex-
cepto si se realiza estudio de la pelvis) o indicar al
paciente que se quite todos los objetos metálicos
(joyas, audífonos, etc.).
La posición del paciente es en decúbito supi-
no, con los brazos preferiblemente por encima de
la cabeza. En la mayoría de estudios se utiliza una
bobina corporal de superficie. Hay que ofrecerle
protectores para los oídos y darle un botón para
presionar en caso de emergencia.
Interpretación de las imágenes:
semiología básica
La intensidad de señal (brillo) de las lesiones
visualizadas en el estudio de RM abdominal se
describe como hiperintensa (mayor intensidad
de señal), isointensa (igual intensidad de señal)
o hipointensa (menor intensidad de señal) con
respecto a las estructuras en las que asientan. Así,
el aire y las calcificaciones son hipointensos en
todas las secuencias, mientras que los líquidos
son muy hipertensos en las secuencias potencia-
das en T2, al igual que sucede con las lesiones
quísticas.
La grasa macroscópica es hipertensa en secuen-
cias potenciadas en T1, disminuyendo su señal en
secuencias con supresión grasa. Las secuencias
en fase y fase opuesta son sensibles para la detec-
ción de grasa microscópica (intracelular), obser-
vándose una pérdida de señal de las lesiones con
este tipo de grasa en las secuencias en fase opuesta.
La sangre muestra diferente intensidad de
señal en función de la cronología del sangrado.
Después de la administración de contrastes
paramagnéticos de distribución extracelular, se
utilizan secuencias potenciadas en T1. El tipo y
el tiempo de captación de contraste ayuda a ca-
racterizar las lesiones (homogénea, heterogénea,
precoz, tardía, etc.). Las lesiones hipervasculares
son aquellas que realzan precozmente en la fase
arterial y muestran un lavado progresivo. Por su
parte, las lesiones hipovasculares son las que real
zan menos que el parénquima sano en las tres
fases, arterial, portal y tardía.
RM hepática y del abdomen superior
A pesar de que la RM ha demostrado una sensibi-
lidad y especificidad igual o superior a la TC para
la evaluación del hígado, el páncreas y el bazo, se
sigue utilizando como una técnica complemen-
taria. Las razones son una menor disponibilidad
y un mayor coste y duración de la exploración, y
en muchos centros se ha convertido en una he-
rramienta de segunda línea diagnóstica. En cam-
bio, una situación en la que la RM es claramente
superior a la TC es en la cuantificación de hierro
hepático y en el diagnóstico diferencial entre
carcinoma pancreático y pancreatitis crónica.
ANATOMÍA BÁSICA (figs. 13.1 y 13.2)
El hígado es un órgano intraperitoneal que se
sitúa en el hipocondrio derecho. Clásicamente se
ha dividido en cuatro lóbulos: los lóbulos dere-
cho e izquierdo, separados anteriormente por
la inserción del ligamento falciforme; el lóbulo
caudado, y el lóbulo cuadrado. Sin embargo, esta
división no corresponde con la estructura funcio-
nal del hígado y en la actualidad se recomienda
utilizar la terminología segmentaria hepática,
en la cual se distinguen ocho segmentos. Esta
división se basa en las principales divisiones de
la arteria hepática y la vena porta, situándose las
venas hepáticas entre los segmentos. El hígado
recibe doble suministro sanguíneo aferente
a través de la vena porta (75-80%) y de la arteria
hepática (20-25%). El drenaje venoso se lleva
a cabo por las venas suprahepáticas (derecha,
media e izquierda) hacia la vena cava inferior.
El páncreas es una glándula digestiva acceso-
ria, con funciones exocrinas y endocrinas, situada
en el retroperitoneo (línea media). Adopta una
posición transversal y ligeramente oblicua, con la
cola algo más elevada que la cabeza. En él se dis-
tingue cabeza, cuello, cuerpo y cola. El conducto
pancreático principal (Wirsung) recorre toda la
longitud del páncreas y gira en dirección inferior
a través de la cabeza para unirse al colédoco y dre-
nar en la papila mayor. El conducto pancreático
accesorio (Santorini) se comunica con el conducto
pancreático principal y drena al duodeno a través
de la papila menor, unos 2 cm craneal a la papila
mayor. En secuencias T1 tiene una intensidad de
señal ligeramente mayor que la del hígado.
El bazo es un órgano linfoide intraperitoneal
que se sitúa en el hipocondrio izquierdo. Es una
estructura ovoidea formada por dos tejidos dife-
rentes (pulpa blanca y pulpa roja). Su tamaño nor-
mal es de 12 × 7 × 4 cm (craneocaudal × ante-
roposterior × transversal). En el hilio esplénico
se pueden distinguir la arteria y la vena esplénica.
En secuencias T1, la intensidad de señal es menor
que la del hígado, mientras que en T2 posee una
intensidad de señal mayor a la hepática.
SECUENCIAS PARA EL ESTUDIO ESTÁNDAR
DEL HÍGADO Y DEL ABDOMEN SUPERIOR
(tabla 13.1 y fig. 13.3)
El estudio estándar del abdomen superior se basa
en la combinación de secuencias potenciadas en
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CAPÍTULO 13
Abdomen
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T1 y T2 realizadas en los planos axial y coronal,
y la posterior realización de secuencias dinámicas
tras la administración de contraste. Muchas veces
las secuencias básicas se pueden complementar
con otras opcionales, como son las secuencias
de colangiopancreatografía por RM, secuencias de
difusión, contrastes intracelulares, etcétera.
La posición del paciente es en decúbito supino
con los brazos por encima de la cabeza y posición
pies-cabeza. Hay que utilizar bobinas de super-
ficie en fase para cubrir el abdomen superior. El
punto de centrado es en la apófisis xifoides. Es
necesario utilizar navegación respiratoria.
El protocolo estándar establece:
• Secuencia localizadora (Scout) en los tres pla-
nos (coronal, sagital y axial). La planificación
de las secuencias coronales se hace utilizando
una imagen sagital y axial, mientras que la pla-
nificación de las secuencias axiales se rea
liza
usando una imagen sagital y coronal. (Esto es
aplicable al resto de estudios.)
• Secuencias de gradientes compensados (True
FISP, FIESTA, Balanced FFE; dependiendo del
equipo utilizado) en plano coronal.
• Secuencias anatómicas rápidas (SSFSE, HAS-
TE) potenciadas en T2 en planos axial y coro-
nal. Proporcionan un adecuado contraste entre
el parénquima hepático sano y las lesiones
focales.
• Secuencia axial potenciada en T2 con buena
resolución de contraste y saturación grasa (FSE
T2 FS, STIR). Ayudan a la detección de lesiones
focales y edema perilesional.
• Secuencias eco de gradiente potenciadas en
T1 doble eco (en fase y fase opuesta) en plano
axial. Cobran especial importancia a la hora
de distinguir verdaderas masas de áreas de es-
teatosis focal.
FIGURA 13.1
Anatomía del hígado y bazo. A, B, C. Secuencia HASTE coronal. 1. Hígado. 2. Vesícula biliar. 3. Páncreas. 4. Bazo. 5. Riñones.
(*) Colédoco. El hígado tiene menor intensidad de señal que el bazo en secuencias T2. D. Secuencia T1FS axial. El hígado posee una
intensidad de señal similar o levemente hiperintensa con respecto al bazo. E. Secuencia T1FS axial con gadolinio en fase arterial.
Se aprecia el aspecto heterogéneo del bazo en esta fase “atigrado”. Flecha sólida: arteria hepática; flecha hueca: arteria esplénica.
F, G, H, I. Secuencias T1FS con gadolinio en fase portal. 6. Vena cava inferior. 7. Vena suprahepática izquierda. 8. Vena suprahepática
media. 9. Vena suprahepática derecha. 10. Vena porta. 11. Vena esplénica. 12. Vena mesentérica superior.
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PARTE 3
192
EPI: imagen eco planar; FOV: campo de visión; GRE: eco de gradiente; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición;
TSE: turbo spin eco; TSE-IR: turbo spin eco inversión recuperación; HASTE: half-fourier acquired single-shot turbo
spin echo; FISP: fast imaging with steady-state precession; STIR: short time inversion recovery; FL3D: fast low angle
shot 3D.
TABLA 13.1 Protocolo del estudio estándar del hígado y abdomen superior (RM 1,5 T)*
Secuencia
T2 TRUE
FISP HASTE HASTE STIR
T1 fase – fase
opuesta Difusión
Plano Coronal Coronal Axial Axial Axial Axial
Tipo de secuencia GRE TSE TSE TSE-IR GRE EPI
TE (ms) 1,85 85 85 60 TE1: 2,5
TE2: 5
80
TR (ms) 3,69 900 625 1.200 70 3.700
Grosor de corte
(mm)
6 6 6 8 6 7
FOV lectura (mm) 350 350 330 330 330 350
FOV fase (%) 100 100 81,3 81,3 81,3 81,3
Dirección de fase R-L R-L A-P A-P A-P A-P
Secuencia T1 Gadolinio (dinámico)
Plano Axial
Tipo de secuencia FL3D
TE (ms) 2,25
TR (ms) 5
Grosor de corte (mm) 2,5
FOV lectura (mm) 390
FOV fase (%) 75
* Este protocolo es válido para la valoración inicial hepática, pancreática o esplénica.
FIGURA 13.2
Anatomía del páncreas. A. Secuencia HASTE axial. 1. Páncreas. La estructura tubular hiperintensa en su interior es el conducto
pancreático principal (*). B. Secuencia T1FS. Se aprecia que el páncreas tiene una intensidad de señal mayor que el hígado y el bazo en
esta secuencia. C, D, E, F. Secuencias T1FS con gadolinio en fase arterial. 2. Cuerpo del páncreas. 3. Cuello del páncreas. 4. Cabeza del
páncreas. 5. Proceso uncinado del páncreas.
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CAPÍTULO 13
Abdomen
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• Secuencias de difusión en plano axial (factor
b de 0, 50, 500 o 1.000 s/mm2
).
• Estudio dinámico. Se emplean secuencias
eco de gradiente 3D potenciadas en T1 con
saturación grasa, primero sin contraste y lue
go en tres fases (arterial, 20 segundos; por-
tal, 1 minuto, y de equilibrio, 2 minutos) tras
la administración intravenosa de gadolinio.
El volumen de contraste es de 0,01 mmol/
kg, con posterior administración de 20 ml
de suero salino, todo ello a un flujo de
2-3 ml/s.
• Se pueden emplear contrastes intracelulares
(hepatoespecíficos); en este caso se obtiene,
FIGURA 13.3
RM hepática: abdomen superior. A. True FISP coronal. B. HASTE coronal. C. HASTE axial. D. STIR axial. E, F. T1 en fase y fase opuesta.
G. Difusión. H, I, J, K. Secuencias dinámicas tras la administración de gadolinio (basal sin contraste, arterial, portal y de equilibrio,
respectivamente).
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PARTE 3
194
además del estudio dinámico, una secuencia
tardía EG T1 con saturación grasa.
En el caso de administrar contraste, se deben
emplear secuencias potenciadas en T1 y realizar
un estudio dinámico en al menos tres fases
(arterial, portal y de equilibrio).
SECUENCIAS PARA EL CÁLCULO DE
CONCENTRACIÓN DE HIERRO HEPÁTICO
(tabla 13.2 y fig. 13.4)
La RM es la técnica de imagen más específica para
la detección de sobrecarga férrica. Ésta se traduce
en una disminución de señal en secuencias T2,
proporcional a la concentración de hierro hepáti-
co. Esta disminución de señal se evidencia mejor
en la secuencias eco de gradiente por su mayor
susceptibilidad paramagnética.
Existen distintos métodos para cuantificar la
sobrecarga de hierro en hígado mediante RM.
Algunos calculan constantes de tiempo de relaja-
ción (T1, T2, T2*), mientras que otros establecen
cálculos de ratios de intensidad entre el hígado
y una estructura de referencia situada en la mis-
ma imagen, como por ejemplo la musculatura
paravertebral.
La posición del paciente y centrado del es-
tudio es la misma que para el estudio estándar
del hígado.
• Secuencia localizadora (Scout), en los tres
planos (coronal, sagital y axial).
FIGURA 13.4
RM: Cuantificación de hierro hepático. A. HASTE coronal. B. T1 axial. C. DP axial. D. T2 axial. E. T2+ axial. F. T2 ++ axial.
TABLA 13.2 Protocolo del estudio para el cálculo de la concentración de hierro
hepático (RM 1,5 T)*
Secuencia HASTE T1 DP T2 T2+ T2 + +
Plano Coronal Axial Axial Axial Axial Axial
Tipo de secuencia TSE GRE GRE GRE GRE GRE
TE (ms) 85 4 4 9 14 21
TR (ms) 900 120 120 120 120 120
Grosor de corte (mm) 6 10 10 10 10 10
FOV lectura (mm) 350 350 350 350 350 350
FOV fase (%) 100 75 75 75 75 75
Contraste-ángulo de inclinación (°) 90 20 20 20 20
Dirección de fase R-L A-P A-P A-P A-P A-P
* En las secuencias T1, DP, T2, T2+ y T2 + + únicamente se realizan tres cortes por secuencia, al mismo nivel en cada una
de ellas.
FOV: campo de visión; GRE: eco de gradiente; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición; TSE: turbo spin eco;
HASTE: half-fourier acquired single-shot turbo spin echo; DP: densidad protónica.
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• Secuencias anatómicas rápidas (SSFSE, HAS-
TE) potenciadas en T2 en plano coronal. Se
trata de secuencias muy rápidas que aportan
una visión de conjunto del abdomen superior
y que se obtienen en apnea.
• Secuencias eco de gradiente potenciadas en
T1, DP, T2, T2* en plano axial. Únicamente se
realizan tres cortes en plano axial en cada una
de las secuencias, ya que sobre estos cortes se
realizan las medidas de intensidad de señal
oportunas.
Colangiopancreatografía por RM
La ecografía suele ser la técnica de primera línea
en el estudio de la vía biliar. La RM proporciona
mayor detalle anatómico y resolución de con-
traste, aunque es una exploración susceptible
a los artefactos asociados a la respiración y al
movimiento, por lo que es importante mantener
la apnea.
Entre las posibles indicaciones de esta técnica,
se encuentran el estudio de la anatomía de los
conductos biliares y pancreáticos, y el diagnós-
tico de coledocolitiasis y otras causas de obs-
trucción de los conductos biliares y pancreáticos
(tumores).
En ocasiones se incluye como complemento
en el estudio del abdomen superior (RM hepática
y pancreática).
ANATOMÍA BÁSICA (fig. 13.5)
La vía biliar es la responsable de conducir y al-
macenar la bilis que se produce en el hígado.
Está formada por el árbol biliar intrahepático
(paralelo al sistema venoso portal), que origina
los conductos hepáticos derecho e izquierdo, los
cuales convergen y dan lugar al conducto hepáti-
co común que drena al colédoco, y el conducto
cístico, que recoge la bilis almacenada en la ve-
sícula biliar. El colédoco desciende y se le une
el conducto pancreático principal, formando la
ampolla de Vater, que se abre en la segunda por-
ción duodenal a través de la papila mayor. Dentro
del sistema biliar son frecuentes las variaciones
anatómicas.
SECUENCIAS (tabla 13.3 y fig. 13.6)
Esta exploración se basa en la utilización de se-
cuencias altamente potenciadas en T2 en las que
se obtiene un gran contraste en las estructuras
llenas de líquido (bilis), que aparecen con una
alta intensidad de señal.
con los brazos por encima de la cabeza. Se deben
utilizar bobinas de superficie en fase para cubrir
el abdomen superior. El punto de centrado está
en la apófisis xifoides.
La colangiopancreatografía por RM se basa en la
utilización de secuencias altamente potenciadas
en T2, dado que en éstas se obtiene un gran
contraste entre las estructuras llenas de líquido
estático (bilis), que aparecen con una alta
intensidad de señal, y el resto del abdomen.
• Secuencias anatómicas rápidas (HASTE)
potenciadas en T2 en planos axial y coronal.
Son secuencias muy rápidas que aportan una
visión de conjunto del abdomen superior.
• Secuencias potenciadas en T2 con buena re-
solución de contraste (FSE T2 con saturación
grasa, STIR) en planos axial y coronal. Es ne-
cesario que el paciente colabore manteniendo
una apnea de aproximadamente 15-20 segun-
dos. Los cortes finos de 3 mm son esenciales
para el diagnóstico de pequeños cálculos o
estenosis.
• Secuencias TSE T2 FS de corte único y grueso
(entre 30 y 50 mm). Se obtienen en distin-
tas oblicuidades (6 angulaciones centradas
en el colédoco-plano radial). Son imágenes
muy rápidas (1 s por plano) y generan una
visión de conjunto de los conductos biliares
y pancreáticos. Se trata de imágenes con un
grosor de corte de entre 4-6 cm, en distintas
oblicuidades (plano radial) centradas sobre la
vía biliar (6 angulaciones, cada una de ellas en
apnea).
• En pacientes poco colaboradores se pueden
adquirir secuencias 3D T2 (cortes más finos,
de 1 mm) con navegación respiratoria. Per-
FIGURA 13.5
Anatomía de la vía biliar: secuencia TSE T2 FS, corte grueso.
1. Vesícula biliar. 2. Conducto hepático izquierdo. 3. Conducto
hepático derecho (anterior). 4. Conducto hepático derecho
(posterior). 5. Conducto hepático común. 6. Conducto colédoco.
7. Conducto pancreático. 8. Duodeno.
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PARTE 3
196
miten obtener cortes más finos y contiguos,
con la consiguiente penalización en el tiempo
de adquisición, que se alarga, por lo que exige
adquirir la secuencia con sincronización res-
piratoria. No hace falta la colaboración del
paciente pero pueden aparecer artefactos por
movimiento.
Se puede aplicar un protocolo opcional, con in-
yección de secretina. La inyección de secretina i.v.
(1 mg/kg) estimula la secreción exocrina pancreá-
tica produciendo una dilatación transitoria de los
conductos pancreáticos. Esto facilita la detección
de variantes anatómicas, pequeñas estenosis y la
diferenciación entre pancreatitis crónica y algu-
nos tumores pancreáticos.
RM de glándulas suprarrenales
La RM se puede utilizar junto con la TC en el es-
tudio de las masas suprarrenales. Constituye una
alternativa útil a la TC en el caso de pacientes con
alergia a contrastes yodados, para diagnosticar
feocromocitoma y para confirmar hemorragias.
ANATOMÍA BÁSICA
Las glándulas suprarrenales (adrenales) son
glándulas endocrinas pares localizadas en el
retroperitoneo, en el espacio perirrenal, en una
situación anterosuperior a los riñones. Tienen
una corteza externa y una médula interna. Están
formadas por un cuerpo y dos brazos, el medial
y el lateral, y tienen forma de Y o V invertidas.
FIGURA 13.6
Colangiografía por RM. A. HASTE coronal. B. HASTE axial. C. STIR coronal. D. STIR axial. E. T2FS corte único.
TABLA 13.3 Protocolo del estudio estándar de la vía biliar (RM 1,5 T)
Secuencia HASTE HASTE STIR STIR
T2 FS
corte único TSE 3D T2
Plano Coronal Axial Coronal Axial Coronal Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE-IR TSE-IR TSE TSE
TE (ms) 85 85 80 80 750 625
TR (ms) 850 850 1.000 1.000 4.500 1.600
Grosor de corte
(mm)
6 6 3 4 40 1,5
FOV lectura (mm) 350 350 380 350 250 380
FOV fase (%) 100 75 85 75 100 100
Dirección de fase R-L A-P R-L A-P R-L A-P
TSE-IR: turbo spin eco inversión recuperacion; HASTE: half-fourier acquired single-shot turbo spin echo; STIR: short
time inversion recovery; FS: supresión grasa.
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Su grosor no debe ser mayor al de la crura dia-
fragmática adyacente.
El estudio se basa en imágenes anatómicas po-
tenciadas en T1 y T2, y se emplean planos axiales
y coronales. Son de especial importancia las se-
cuencias de desplazamiento químico (EG T1 en
fase y fuera de fase).
utilizar bobinas de superficie en fase para cubrir el
abdomen superior. Como referencia se toma el área
umbilical como el centro para iniciar del estudio.
planos (coronal, sagital y axial). Dentro del
estudio se debe incluir desde las cúpulas
diafragmáticas hasta el borde inferior de los
riñones.
• Secuencias anatómicas rápidas (HASTE)
potenciadas en T2 en planos axial y coronal.
FIGURA 13.7
RM de las glándulas suprarrenales. A, D. HASTE en plano coronal y axial respectivamente. 1. Glándula suprarrenal derecha.
2. Glándula suprarrenal izquierda. B, C. T1 en fase y fase opuesta, plano coronal. E, F. T1 en fase y fase opuesta, plano axial. En la glándula
suprarrenal izquierda se aprecia una lesión focal (flecha) y su señal disminuye en las secuencias fuera de fase (C y F); hallazgo característico
de los adenomas, debido a la presencia de grasa intracitoplasmática.
TABLA 13.4 Protocolo del estudio estándar para las glándulas suprarrenales (RM 1,5 T)
Secuencia HASTE HASTE T1 fase – fase opuesta T1 fase – fase opuesta
Plano Coronal Axial Coronal Axial
Tipo de secuencia TSE TSE GRE GRE
TE (ms) 85 85 TE1: 2.35
TE2: 5
TE1: 2,35
TE2: 5
TR (ms) 950 900 75 75
Grosor de corte (mm) 4 4 4 4
FOV lectura (mm) 400 330 420 370
FOV fase (%) 85 81,5 95 81,5
Dirección de fase R-L A-P R-L A-P
HASTE: half-fourier acquired single-shot turbo spin echo.
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PARTE 3
198
Estas secuencias son útiles en la valoración
del abdomen superior en su conjunto y en la
evaluación inicial de las suprarrenales.
• Secuencias eco de gradiente potenciadas en T1
doble eco (en fase y fase opuesta) en planos
axial y coronal, fundamentales en la valora-
ción de las suprarrenales. Son secuencias de
desplazamiento químico que permiten detec-
tar lesiones con contenido lipídico intracito-
plasmático, que sugieren un diagnóstico de
benignidad (adenomas). Las lesiones con este
tipo de grasa muestran una pérdida de señal
en la secuencia en fase opuesta.
• No es habitual el empleo de contraste i.v. con
gadolinio, que se reserva para caracterizar de-
terminadas lesiones, tales como el feocromo-
citoma. En el caso de que la masa no cumpla
los criterios de adenoma, se puede proseguir
la exploración con un estudio dinámico 3D T1
tras la administración de gadolinio. Se realizan
4 fases en apnea: sin contraste, arterial (20 se
gundos), parenquimatosa (100 segundos) y
de equilibro (4 minutos).
En la valoración de las glándulas suprarrenales
es fundamental el empleo de secuencias
de desplazamiento químico (EG T1 doble
eco, en fase y fase opuesta), ya que permiten
detectar lesiones con contenido lipídico
intracitoplasmático, típico de los adenomas.
RM de riñones y vías urinarias
La TC y la RM son dos modalidades excelentes
en el estudio de los riñones y las vías urinarias, y en
la mayoría de casos comparten muchas indica-
ciones. La TC resulta limitada en pacientes con
insuficiencia renal o historia de alergia a contraste
yodado. No obstante, la RM es más susceptible
a los artefactos de movimiento, sobre todo en
pacientes poco colaboradores.
Los riñones son órganos retroperitoneales, situa-
dos en localización paravertebral. En el riñón se
distingue una corteza externa y una médula inter-
na, dividida en pirámides renales que desembo-
can en los cálices menores. Estos cálices menores
FIGURA 13.8
Anatomía del sistema nefrourinario. A. Secuencia HASTE coronal. 1. Riñones. B. Reconstrucción MIP coronal tras la administración de
gadolinio. Urografía por RM. 2. Pelvis renales. 3. Uréteres. C. Secuencia GET1. D, E, F. Secuencias TSE-T2 en plano axial. 4. Vejiga.
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se combinan para formar los cálices mayores, los
cuales drenan a través de los infundíbulos en la
pelvis renal. En el hilio renal se pueden distinguir
la pelvis renal, la arteria renal y la vena renal.
Los uréteres son dos estructuras tubulares que
transportan la orina desde los riñones hasta la
vejiga urinaria. En ellos se distinguen la unión
pieloureteral y las porciones abdominal, pelviana
e intravesical. En la porción intravesical sigue un
recorrido oblicuo en el espesor de la pared vesical.
La vejiga es una víscera hueca localizada en
la pelvis extraperitoneal. Los uréteres penetran
en ella posterolateralmente y la uretra se sitúa
inferiormente.
con los brazos preferiblemente por encima de la
cabeza y posición pies-cabeza. Se deben utilizar
bobinas de superficie acopladas en fase para cu-
brir la totalidad del abdomen. Como referencia
se toma el área umbilical para realizar el centrado
del estudio.
• Secuencias anatómicas rápidas (SSFSE, HASTE)
potenciadas en T2 en planos axial y coro
nal. Permiten una valoración inicial de los ri
ñones y aportan una visión de conjunto del
abdomen superior.
• Secuencia potenciada en T2 con buena resolu-
ción de contraste y sincronización respiratoria
(FSE T2 con saturación grasa, STIR) en plano
axial (sagital y coronal para valorar los uréte-
res).
• Secuencias de urografía por RM sin contras-
te i.v., altamente potenciadas en T2 con un
gran contraste entre las estructuras llenas de
líquido (orina), que aparecerán con una alta
intensidad de señal, y el resto de estructuras
anatómicas, de forma similar al estudio de
la vía biliar. Aportan información anatómi-
ca pero no funcional. La administración de
un diurético, 10 mg de furosemida i.v., puede
dilatar las vías urinarias y mejorar la calidad
diagnóstica de la imagen T2. La orientación
sagital para valorar los uréteres se realiza sobre
una secuencia coronal y otra axial, en la cual se
adquiere el nuevo plano siguiendo el recorrido
craneocaudal oblicuo de los uréteres.
doble eco (en fase y fase opuesta).
• En el caso de ser necesaria la administración
de contraste, se utilizan secuencias eco de
gradiente potenciadas en T1 con saturación
grasa (EG 3D T1) en plano coronal, primero
sin contraste y posteriormente tras la adminis-
tración intravenosa de gadolinio en tres fases
(arterial, 20 segundos; nefrográfica, 1 minuto
y medio, y excretora, 5 minutos). La admi-
nistración de diurético también beneficia la
TABLA 13.5 Protocolo del estudio estándar del riñón y vías urinarias (RM 1,5 T)
Secuencia HASTE HASTE STIR
T1 fase – fase
opuesta
T2 FS
corte único Difusión
Plano Coronal Axial Axial Axial Coronal Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE-IR GRE TSE EPI
TE (ms) 85 85 800 TE1: 2.35
TE2: 5
750 80
TR (ms) 850 800 100 100 4.500 3.700
Grosor corte (mm) 5 5 2.5 5 40 6
FOV lectura (mm) 350 370 370 370 350 350
FOV fase (%) 100 75 75 75 100 81,3
Dirección de fase R-L A-P A-P A-P R-L A-P
Secuencias T1 Gadolinio (dinámico)
Plano Axial
Tipo secuencia FL3D
TE (ms) 3
TR (ms) 5
Grosor de corte (mm) 2,5
FOV fase (%) 75
TSE: turbo spin eco; TSE-IR: turbo spin eco inversión recuperación; HASTE: half-fourier acquired single-shot turbo
spin echo; FISP: fast imaging with steady-state precession; STIR: short time inversion recovery; FS: supresión grasa;
FL3D: fast low angle shot 3D.
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PARTE 3
200
calidad diagnóstica de estas secuencias, ya que
además de distender las vías urinarias provoca
una dilución del gadolinio en éstas (si se con-
centrase mucho predominaría el acortamiento
del T2 y aparecería negro en la imagen).
RM intestinal
En la actualidad, junto con la ecografía, la TC y
los estudios baritados, la RM intestinal está in-
cluida entre las posibles técnicas de imagen dis-
ponibles dentro del algoritmo diagnóstico de la
enfermedad inflamatoria intestinal.
Para una adecuada evaluación del intestino
es de crucial importancia realizar una correcta
distensión de las asas intestinales con contraste
oral, preferiblemente bifásico.
ANATOMÍA BÁSICA
El intestino delgado se extiende desde el liga-
mento de Treitz (ángulo duodenoyeyunal) hasta
FIGURA 13.9
RM renal: vías urinarias. A. HASTE coronal. B. HASTE axial. C. T2FS corte único. D, E. T1 en fase y fase opuesta, plano axial. F. STIR axial.
G. Difusión. H, I, J, K. Secuencias dinámicas tras la administración de gadolinio (basal sin contraste, arterial, nefrográfica y excretora,
respectivamente).
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la válvula ileocecal, y mide aproximadamente
6-7 m de longitud. Se encuentra suspendido de
la pared abdominal posterior por un mesenterio
en forma de abanico. La parte proximal se deno-
mina yeyuno y se sitúa en el cuadrante superior
izquierdo; los pliegues y las válvulas conniven-
tes se encuentran más próximos entre sí en esta
porción. La parte distal es el íleon y se sitúa en el
cuadrante inferior derecho, aunque el límite entre
ambas porciones no se encuentra bien definido.
El grosor parietal normal es inferior a 4 mm.
El colon (intestino grueso), de una longitud
aproximada de 1,5 m, se extiende desde el polo ce-
cal hasta el ano y consta de ciego, apéndice, colon
ascendente, colon transverso, colon descendente,
sigma y recto. La división entre colon ascendente y
ciego es la válvula ileocecal. El ciego, el colon trans-
verso y el sigma son intraperitoneales y cuentan
con mesenterio propio, mientras que el colon as-
cendente y descendente presentan una localización
retroperitoneal.
Como ya se ha mencionado anteriormente, antes
de comenzar el estudio es necesaria una prepa-
ración previa que incluye la administración de
algún tipo de contraste oral para conseguir una
adecuada distensión intestinal. Existen tres tipos:
positivos, negativos y bifásicos. El último grupo
(baja señal en secuencias T1 y alta en secuencias
T2) es el más utilizado por su accesibilidad, bajo
coste y mejor definición de imagen: agua, mani-
tol, polietilenglicol y metilcelulosa.
En nuestro centro se utiliza la siguiente pauta:
dos sueros de manitol de 250 ml cada uno dilui-
dos en 1 l de agua. Se da a ingerir al paciente dos
vasos cada 20 minutos durante la hora previa a
la exploración.
Para reducir los artefactos derivados de la
motilidad intestinal, se recomienda la adminis-
tración de 1 mg de glucagón i.m., contraindicado
en caso de hipersensibilidad conocida y ante la
existencia o sospecha de feocromocitoma o in-
sulinoma.
Es recomendable que el paciente orine antes
de pasar a la sala.
utilizar al menos dos bobinas de cuerpo para
cubrir todo el abdomen.
• Secuencias anatómicas rápidas (HASTE) po-
tenciadas en T2 en planos coronal y axial. Es
importante incluir en el estudio todo el ab-
domen, desde el diafragma hasta el ano. Para
el plano axial se deben utilizar al menos tres
bloques de secuencias. La afectación de las asas
intestinales se manifiesta como hiperintensi-
dad de la pared.
• Secuencias de gradientes compensados (Trues
FISP, FIESTA o Balanced FFE, dependiendo
del equipo utilizado) con saturación grasa en
planos axial y coronal. Se debe incluir todo el
abdomen. Son especialmente sensibles para
la detección de posibles trayectos fistulosos,
abscesos, valoración de la grasa mesentérica,
etcétera.
• Secuencias de difusión en plano axial.
con saturación grasa; primero sin contraste y
luego en tres fases (arterial, 35 segundos; inter-
media, 60 segundos, y tardía, 3 minutos) tras
la administración intravenosa de gadolinio.
Las secuencias con contraste se emplean para
TABLA 13.6 Protocolo del estudio estándar del intestino (RM 1,5 T)
Secuencia
T2 TRUE
FISP FS
T2 TRUE
FISP FS HASTE HASTE Difusión
T1 FS Gadolinio
(dinámico)
Plano Coronal Axial Coronal Axial Axial Coronal
Tipo de
secuencia
GRE GRE TSE TSE EPI FL3D
TE (ms) 1.5 1.45 85 85 80 1,2
TR (ms) 3,65 3,7 760 600 3.700 3,15
Grosor de corte
(mm)
4 6 4 6 6 2,5
FOV lectura (mm) 380 300 380 300 350 420
FOV fase (%) 81,3 81,3 81,3 81,3 81,3 100
Dirección de
fase
R-L A-P R-L A-P A-P R-L
TSE: turbo spin eco; TSE-IR: turbo spin eco inversión recuperación; FS: saturación grasa; HASTE: half-fourier
acquired single-shot turbo spin echo; FISP: fast imaging with steady-state precession; FS: supresión grasa;
FL3D: fast low angle shot 3D.
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PARTE 3
202
valorar la actividad de la enfermedad; en este
caso se produce realce mural tras la adminis-
tración de gadolinio.
En la valoración del intestino mediante RM
es fundamental la utilización de algún tipo de
contraste oral para conseguir una adecuada
distensión intestinal (preferiblemente contrastes
bifásicos: baja señal en secuencias T1 y alta en
secuencias T2).
RM de la pelvis femenina
El empleo de la RM para el estudio de la pelvis
femenina se utiliza fundamentalmente para la
estadificación de tumores ginecológicos (cérvix,
endometrio), la caracterización de masas ováricas
complejas, la detección de endometriosis pro-
funda y el estudio de malformaciones uterinas
congénitas.
El aparato reproductor femenino está formado por
los ovarios y por estructuras que derivan de los con-
ductos de Müller (trompas, útero y vagina superior).
Se sitúan posteriores a la vejiga y anteriores al recto.
Los ovarios son dos estructuras con forma
ovoide, de 4 cm de diámetro máximo. Se localizan
dentro del espacio peritoneal, a ambos lados del
útero. En mujeres en edad fértil se pueden iden-
tificar los folículos funcionantes en su interior
como pequeñas estructuras quísticas ( 2,5 cm).
El útero es un órgano extraperitoneal, situado
en la línea media. Está formado por una capa
muscular (miometrio) y una capa mucosa (en-
dometrio) que tapiza la cavidad uterina. En él
se pueden distinguir dos zonas diferenciadas,
el cuerpo y el cuello o cérvix uterino. El aspecto
anatómico del útero varía a lo largo de la vida
dependiendo de la actividad hormonal; se dis-
tinguen tres períodos: prepuberal, edad fértil y
posmenopáusico. Durante la edad fértil existen
cambios cíclicos que afectan al endometrio, de-
pendiendo de cada fase del ciclo ovárico.
Las trompas de Falopio se originan en los
cuernos uterinos, tienen una morfología tubular
y discurren por el borde libre de los ligamentos
FIGURA 13.10
RM intestinal. A. True FISP FS coronal. B. HASTE coronal. C. True FISP FS axial. D. HASTE axial. E, F. Secuencias dinámicas tras la
administración de gadolinio (basal sin contraste y tras contraste, respectivamente). G. Difusión. 1. Estómago. 2. Intestino delgado.
3. Ciego. 4. Colon transverso.
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anchos hasta los ovarios. En ellas se distinguen
cuatro segmentos: intramural, ístmico, ampular
e infundibular.
La vagina es una estructura extraperitoneal
que forma un canal muscular que se extiende
desde el cérvix uterino hasta el vestíbulo.
La RM es un método excelente para visualizar
la pelvis femenina debido a su gran resolución
de contraste y la ventaja que tiene poder obtener
imágenes en todos los planos.
En las secuencias potenciadas en T1, el útero y
los ovarios poseen una intensidad de señal inter-
media y homogénea. Las estructuras ligamentosas
existentes entre ambas estructuras se visualizan
muy bien debido a su baja intensidad de señal en
comparación con la grasa de alrededor.
En las secuencias potenciadas en T2, el canal
vaginal, el canal endocervical y el endometrio tie-
nen alta intensidad de señal. La zona más interna
del miometrio posee baja intensidad de señal y se
continúa con el estroma fibroso del cérvix (zona
de unión). El resto del miometrio tiene elevada
intensidad de señal y está rodeado por una capa
hipointensa fina que se corresponde con la serosa
externa. Los ovarios son isointensos a la grasa y
los folículos que hay en su interior son altamente
hiperintensos.
ASPECTOS COMUNES EN EL PROTOCOLO
DE LA PELVIS FEMENINA
A la hora de realizar la preparación del estudio de
pelvis femenina, se debe recomendar a la paciente
que orine aproximadamente 1 hora antes de la
exploración para conseguir una repleción vesical
media.
La posición de la paciente es en decúbito
supino, cabeza-pies. Se emplea una bobina mul-
ticanal de superficie para la pelvis. El centrado
del estudio se realiza sobre la sínfisis del pubis.
Los órganos pélvicos casi no se mueven al res-
pirar, por lo que no se suelen utilizar secuencias
en apnea ni con sincronización respiratoria.
En general, en el estudio de la pelvis se emplea
una secuencia sagital de toda la pelvis y sobre
ésta se plantean las posteriores secuencias, que se
deben adquirir en planos ortogonales al eje mayor
FIGURA 13.11
Anatomía de la pelvis femenina. A, B. Secuencias TSE T2 en plano sagital. C. Secuencia TSE T2 en plano coronal. D, E. Secuencia TSE
T2 en plano axial. Se aprecia la diferencia entre los ovarios de la figura B (paciente joven), en la que se ve una mayor dotación folicular, y
los ovarios de la figura D (postmenopáusica). 1. Útero. 2. Cérvix. 3. Trompas de Falopio. 4. Ovarios. 5. Vejiga. 6. Recto.
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PARTE 3
204
de la estructura anatómica de interés (cérvix, útero
o tabique rectovaginal). Pueden ser necesarias
secuencias de difusión y tras la administración
de contraste en caso de estadificación tumoral.
El estudio de la pelvis femenina se basa en la
utilización de secuencias TSE T2. A la hora de
plantear el estudio, lo más importante es la
obtención de planos ortogonales al eje mayor
de la estructura anatómica de interés.
SECUENCIAS PARA EL ESTUDIO
DE EXTENSIÓN DEL CARCINOMA DE
CÉRVIX Y DEL CARCINOMA DE ENDOMETRIO
(tabla 13.7 y figs. 13.12 y 13.13)
• Secuencia localizadora (Scout), en los tres pla-
nos (coronal, sagital y axial). Debe incluirse
desde la bifurcación aortoilíaca (referencia
anatómica L3-L4) hasta el ano.
EPI: imagen eco planar; FL3D: fast low angle shot 3D.
TABLA 13.7 Protocolo del estudio estándar para la estadificación del carcinoma
de cérvix y endometrio (RM 1,5 T)*
Secuencia T2 T2 T2 T1 Difusión T1 Gadolinio (dinámico)
Plano Sagital Axial Coronal Axial Axial Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE EPI FL3D
TE (ms) 95 95 95 10 80 2.5
TR (ms) 4.000 4.000 4.000 525 3.700 8,35
Grosor de corte (mm) 4 5 5 5 4 2.5
FOV lectura (mm) 230 230 230 230 350 340
FOV fase (%) 100 100 100 100 81,3 75
Dirección de fase A-P A-P R-L A-P A-P A-P
* Las secuencias utilizadas son superponibles en ambos estudios. La diferencia fundamental es la orientación de los
planos axiales y coronales ya que se obtendrán paralelos y perpendiculares al eje mayor del cérvix o útero en función
de si se trata de un estudio para estadificación de carcinoma de cérvix o endometrio, respectivamente.
FIGURA 13.12
RM del cérvix. A. T2 sagital de pelvis. B. T2 paralelo al eje mayor del cérvix. C. T2 perpendicular al eje mayor del cérvix. D. T1 axial de
pelvis. E. Difusión. F. T1 axial tras gadolinio.
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• Secuencias potenciadas en T2 con buena reso-
lución de contraste (TSE T2) en plano sagital
que incluyan toda la pelvis.
• Secuencias FSE T2 en dos planos ortogonales
(coronal y axial) respecto al eje mayor del
cérvix o del útero según la localización del
tumor.
• Secuencia TSE T1 en plano axial, perpendicular
al eje mayor del cérvix o del útero según la
localización del tumor.
• Si es necesaria la administración de contras-
te, se utilizan secuencias TSE T1, primero
sin contraste y luego tras su administración;
es recomendable obtener ambas con supresión
grasa.
SECUENCIAS PARA EL ESTUDIO
DE MALFORMACIONES UTERINAS
(tabla 13.8 y fig. 13.14)
En este caso, el protocolo estándar establece:
• Secuencia localizadora (Scout) en los tres
lución de contraste (FSE T2) en plano sagital
que incluyan toda la pelvis.
(coronal y axial) respecto al eje mayor del útero.
FIGURA 13.13
RM del endometrio. A. T2 sagital de pelvis. B. T2 perpendicular al eje mayor del útero. C. T2 paralelo al eje mayor del útero. D. Difusión.
E. T1 axial de pelvis. F. T1 axial tras gadolinio.
TABLA 13.8 Protocolo del estudio estándar de las malformaciones uterinas (RM 1,5 T)
Secuencia T2 T2 T2
Plano Sagital Axial Coronal
Tipo de secuencia TSE TSE TSE
TE (ms) 95 100 100
TR (ms) 3.050 3.150 3.150
Grosor de corte (mm) 4 4 4
FOV lectura (mm) 230 180 200
FOV fase (%) 100 100 100
Dirección de fase A-P A-P R-L
FOV: campo de visión; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición; TSE: eco de espín turbo.
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PARTE 3
206
SECUENCIAS PARA EL ESTUDIO DE LA
ENDOMETRIOSIS PROFUNDA
(tabla 13.9 y fig. 13.15)
En el caso de detección de endometriosis profun-
da, se recomienda la utilización de la técnica de
doble gel, que consiste en la administración de
50 cc de gel por vía vaginal y de 100 cc por vía
rectal, con el fin de distender la cavidad vaginal
y el recto. Se deben colocar pañales de adulto y
varios empapadores en la mesa de exploración.
FIGURA 13.14
RM: malformaciones uterinas. A. T2 sagital de pelvis. B. T2 perpendicular al eje mayor del útero. C. T2 paralelo al eje mayor del útero.
TABLA 13.9 Protocolo del estudio estándar para la valoración de la endometriosis
profunda (RM 1,5 T)
Secuencia T2 T2 T2 T1 FS
Plano Sagital Axial Coronal Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE
TE (ms) 105 105 105 10
TR (ms) 6.000 6.000 6.000 625
Grosor de corte (mm) 3 3 3 4
FOV lectura (mm) 240 240 240 240
FOV fase (%) 100 100 100 100
Dirección de fase A-P A-P R-L A-P
FOV: campo de visión; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición; TSE: eco de espín turbo.
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lución de contraste (FSE T2) en planos sagital,
coronal y axial que incluyan toda la pelvis.
(coronal y axial) respecto al tabique rectova-
ginal.
• Secuencia TSE T1 con saturación grasa en
plano axial, perpendicular al tabique rectova-
ginal. La presencia de focos hiperintensos en
secuencias T1, sin y con saturación grasa, es un
hallazgo muy característico de los implantes
endometriósicos pero no se da en todos los
casos.
SECUENCIAS PARA EL ESTUDIO DE MASAS
OVÁRICAS (tabla 13.10 y fig. 13.16)
lución de contraste (FSE T2) en los tres planos
(sagital, axial y coronal) que incluyan toda la
pelvis.
• Secuencia TSE T1 en plano axial.
• Secuencia TSE T1 con saturación grasa en pla-
no axial.
• Si es necesaria la administración de contraste,
se utilizan secuencias EG 3D T1 con saturación
grasa en plano axial de toda la pelvis, tras su
administración.
RM de próstata
La RM se utiliza para la estadificación locorregio-
nal y la monitorización terapéutica del carcinoma
de próstata. Otra posible indicación es la locali-
zación y el diagnóstico de un tumor en pacientes
con discrepancia clínica-biopsia, con niveles de
antígeno prostático específico (PSA) elevados
y biopsias repetidas negativas. La combinación
de secuencias anatómicas y funcionales permite
detectar zonas patológicas.
ANATOMÍA BÁSICA
La próstata es una glándula de forma cónica
invertida situada debajo de la vejiga y delante
del recto. Se caracteriza por tener una anatomía
zonal, diferenciando una zona periférica (región
lateral y posterior), una zona central, otra tran-
sicional y el estroma fibromuscular anterior. La
uretra prostática atraviesa la porción ventral de
la próstata.
FIGURA 13.15
RM: endometriosis. A. T2 sagital de pelvis. B. T2 paralelo al tabique rectovaginal. C. T2 perpendicular al tabique rectovaginal. D. T1FS
perpendicular al tabique rectovaginal.
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PARTE 3
208
TABLA 13.10 Protocolo del estudio estándar para la valoración de masas ováricas
(RM 1,5 T)
Secuencia T2 T2 T2 T1 T1FS Difusión
Plano Sagital Axial Coronal Axial Axial Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE TSE EPI
TE (ms) 95 95 95 10 15 80
TR (ms) 4.000 4.000 4.000 525 470 3.700
FOV lectura (mm) 230 230 230 230 230 350
FOV fase (%) 100 100 100 100 100 81,3
Dirección de fase A-P A-P R-L A-P A-P A-P
Plano Axial
TE (ms) 2,5
TR (ms) 8,35
Grosor de corte (mm) 2.5
FOV fase (%) 75
FIGURA 13.16
RM de masas ováricas. A. T2 sagital de
pelvis. B. T2 coronal de la pelvis. C. T2
axial de la pelvis. D. T1 axial de pelvis.
E, F. Secuencias dinámicas tras la
administración de gadolinio (basal sin
contraste y tras contraste, respectivamente).
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En las secuencias potenciadas en T2 se dife-
rencian dos zonas: la periférica, uniformemente
hiperintensa y rodeada por un fino anillo de
baja señal que representa la cápsula verdadera,
y las zonas de transición y central, hipointensas y
heterogéneas.
Un estudio óptimo combina una bobina en-
dorrectal, que permite una mayor resolución
anatómica local, con una bobina multicanal de
superficie en fase para la pelvis.
• Estudio local de la pelvis (incluye próstata y
vesículas seminales): secuencias potenciadas
en T2 con buena resolución de contraste (FSE
T2) en los tres planos, sagital, axial y coronal.
Constituyen la base del estudio local, el cual
debe incluir la próstata y las vesículas semina-
les. Permiten una mejor diferenciación de las
zonas anatómicas dentro de la próstata, así co-
mo la detección de posibles focos tumorales.
• Estudio regional de la pelvis: secuencias en
FSE T1 en plano axial. Debe incluirse desde la
bifurcación aortoilíaca (referencia anatómica
L3-L4) hasta la sínfisis púbica. Permite la de-
tección de áreas de hemorragia secundarias a
biopsia, así como la valoración de ganglios
linfáticos y lesiones óseas.
• Secuencias de espectroscopia con técnica mul-
tivóxel: proporcionan las concentraciones de
citrato, colina y creatinina. Altos niveles de
colina y bajos de citrato pueden indicar cáncer.
• Secuencias dinámicas tras la administración
de gadolinio i.v. (EG 3D T1): aumentan la
especificidad de la exploración. Los tumores
suelen presentar un realce precoz con posterior
lavado.
Un estudio óptimo de la próstata combina una
bobina endorrectal con una bobina multicanal de
superficie para la pelvis.
RM de recto
La RM aporta ventajas en el estadiaje locorregio-
nal del carcinoma de recto por su alta resolución
espacial y por su capacidad para establecer la
posible infiltración de la grasa y fascia mesorrec-
tal, estructuras vecinas, así como para evaluar las
adenopatías regionales.
Debido a su gran resolución espacial, la RM
es de gran utilidad a la hora estudiar la enfer-
medad perianal. Permite definir el trayecto fis-
tuloso primario, posibles abscesos, extensiones
en herradura y trayectos fistulosos secundarios.
Además, permite distinguir una fístula activa
de una fístula fibrótica, así como valorar los es-
pacios isquioanal, isquiorrectal profundo y su-
praelevador.
ANATOMÍA BÁSICA
El recto está comprendido entre el sigma y el
canal anal, y mide aproximadamente 10 cm
de longitud. Su tercio proximal está recubierto
por peritoneo en su cara anterior y lateral, el
tercio medio únicamente en su cara anterior y el
TABLA 13.11 Protocolo del estudio estándar de próstata (RM 1,5 T)
Secuencia
T2
Próstata
T2
Próstata
T2
Próstata T1 - Pelvis Difusión
Espectroscopia
MV
Plano Coronal Sagital Axial Axial Axial Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE EPI EPI
TE (ms) 95 95 95 10 80 130
TR (ms) 4.000 4.000 4.000 650 3.500 1.000
FOV lectura (mm) 200 200 200 300 325 200
FOV fase (%) 100 100 100 87,5 81,3 100
Dirección de fase R-L A-P A-P A-P A-P A-P
Plano Axial
TE (ms) 2,5
TR (ms) 8,35
Grosor de corte (mm) 2.5
FOV fase (%) 75
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PARTE 3
210
tercio distal no presenta recubrimiento peritoneal.
El recto está rodeado por la grasa mesorrectal, que
a su vez está envuelta por la fascia mesorrectal en
cuyos laterales se sitúa la grasa pararrectal.
El canal anal se extiende desde la inserción
del músculo elevador del ano en el recto has-
ta el margen anal externo. Presenta un esfínter
interno (musculatura lisa, involuntaria), que
ocupa los dos tercios superiores, y un esfínter
externo (musculatura estriada, voluntaria), que
ocupa los dos tercios inferiores, unido al mús-
culo elevador del ano.
SECUENCIAS EN CASO DE ESTADIFICACIÓN
DE TUMOR RECTAL (tabla 13.12 y fig. 13.18)
La posición del paciente es en decúbito supino y
la cabeza entra en primer lugar. Se emplean an-
tenas de cuerpo acopladas en fase. Es importante
FIGURA 13.17
RM de próstata. A. T2 sagital de próstata. B. T2 axial de próstata. C. T2 coronal de próstata. D. T1FS axial de pelvis. E. Secuencias
dinámicas tras gadolinio. F, G. Secuencias de espectroscopia, técnica multivóxel. H. Difusión. 1. Próstata.
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TABLA 13.12 Protocolo del estudio estándar para la estadificación de carcinoma rectal
(RM 1,5 T)
Secuencia T2 T2 T2 T2 Difusión
Plano Sagital-pelvis Axial-pelvis Coronal Axial-recto Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE EPI
TE (ms) 95 95 95 95 80
TR (ms) 4.000 4.000 4.000 4.000 3.700
Grosor de corte (mm) 4 5 5 3 6
FOV lectura (mm) 230 230 230 230 350
FOV fase (%) 100 100 100 100 81,3
Dirección de fase A-P A-P R-L A-P A-P
Secuencias opcionales T1 T1 Gadolinio
Plano Axial Axial
Tipo de secuencia TSE TSE
TE (ms) 12 12
TR (ms) 525 525
Grosor de corte (mm) 5 5
FOV lectura (mm) 230 230
FOV fase (%) 100 100
Dirección de fase A-P A-P
EPI: imagen eco planar.
FIGURA 13.18
RM de recto. A. T2 sagital de pelvis. B. T2 axial de pelvis. C. T2 coronal, paralelo al eje mayor del recto. D. T2 sagital de pelvis.
La siguiente secuencia se debe plantear en un plano perpendicular al eje mayor del tumor. E. T2 de alta resolución perpendicular al eje
mayor del tumor. F. Difusión. 1. Recto. 2. Canal anal. 3. Esfínter anal externo. 4. Músculo elevador del ano. 5. Vesículas seminales.
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PARTE 3
212
cubrir toda la pelvis durante el estudio. El punto
de centrado de la exploración tiene que ser la
sínfisis del pubis.
El estudio se basa en secuencias eco de espín
rápido potenciadas en T2 sin saturación grasa.
En primer lugar se realizan secuencias globales
de toda la pelvis y posteriormente se emplean
secuencias en planos ortogonales al eje mayor
del tumor.
• Secuencias FSE T2 de la pelvis completa, en
planos sagital y axial. Debe incluirse desde el
ano hasta la bifurcación aortoilíaca (referencia
anatómica L3-L4).
• Secuencia FSE T2 de alta resolución de con-
traste en plano coronal sobre el eje mayor
del canal anal. Esta secuencia cobra especial
importancia en los tumores rectales bajos, ya
que puede existir afectación de los esfínteres.
Por ello la orientación del plano debe seguir
la misma que el canal anal.
• Secuencia FSE T2 de alta resolución de contras-
te en plano axial, perpendicular al eje mayor
del tumor. Tras una serie sagital, se elige el
plano perpendicular al eje largo del tumor
(plano axial oblicuo). Se emplean cortes de
menor grosor que en las secuencias de pelvis
completa (al menos 3 mm).
• En caso de que se decida administrar contras-
te, se deben emplear secuencias T1 en planos
axiales antes y después de la administración
de gadolinio.
Además de emplear secuencias globales de
toda la pelvis, es importante realizar secuencias
orientadas en planos ortogonales al eje mayor
del tumor, y en plano coronal siguiendo el
eje mayor del canal anal en caso de tumores
rectales bajos.
SECUENCIAS EN CASO DE ENFERMEDAD
PERIANAL (tabla 13.13 y fig. 13.19)
El planteamiento del estudio es semejante al de
estadificación de tumor rectal. Del mismo modo,
se basa en secuencias eco de espín rápido po-
tenciadas en T2, pero en este caso sin saturación
grasa y posteriormente con saturación grasa, ya
que estas últimas permiten detectar con mayor
facilidad los posibles trayectos fistulosos.
planos (coronal, sagital y axial). Se localiza
el canal anal en línea media, en el localizador
sagital.
lución de contraste (FSE T2) en planos axial y
coronal. La orientación de los planos debe ser
mediante planos ortogonales con respecto al
eje mayor del canal anal (axial oblicuo y coro-
nal oblicuo). Permiten tener una información
detallada sobre la relación de la fístula con las
estructuras anatómicas.
• Secuencias potenciadas en T2 con buena resolu
ción de contraste y saturación grasa (FSE T2 FS
o STIR) en planos axial y coronal. La orienta-
ción deber ser la misma que las secuencias T2
sin saturación grasa, en planos ortogonales al
eje mayor del canal anal. Esta secuencia es es-
pecialmente sensible para detectar trayectos
fistulosos.
• Secuencia rápida potenciada en T1 (TSE T1) en
plano axial. Perpendicular al eje longitudinal
del canal anal. Los trayectos fistulosos se ven
hipointensos.
• En caso de administrar contraste, se deben
emplear secuencias T1 con saturación grasa
en plano axial. Son complementarios los pla-
nos coronal y sagital. Permite distinguir entre
fístula activa y fístula fibrótica, ya que en el
primer caso existe realce tras la administración
de contraste.
TABLA 13.13 Protocolo del estudio estándar para la valoración de fístulas perianales
(RM 1,5 T)
Secuencia T2 T2 T2 FS T2 FS T1
T1 FS Gadolinio
(opcional)
Plano Coronal Axial Coronal Axial Axial Axial
Tipo de secuencia TSE TSE TSE TSE TSE TSE
TE (ms) 100 100 95 95 11 11
TR (ms) 4.600 4.600 4.200 4.800 680 680
FOV lectura (mm) 230 160 230 160 160 160
FOV fase (%) 100 100 100 100 100 100
Dirección de fase R-L A-P R-L A-P A-P A-P
FOV: campo de visión; TE: tiempo de eco; TR: tiempo de repetición; TSE: eco de espín turbo; FS: supresión grasa.
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CAPÍTULO 13
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AUTOEVALUACIÓN
1. Señale la respuesta falsa.
a. La RM no emplea radiaciones ionizantes.
b. Pese a que los contrastes utilizados no
son nefrotóxicos a dosis habituales, se
debe tener precaución con pacientes con
insuficiencia renal grave por el riesgo au-
mentado de desarrollar fibrosis sistémica
nefrogénica en este tipo de pacientes.
c. La RM es una técnica excelente para la
cuantificación de hierro hepático.
d. La principal ventaja de la RM es que la
adquisición del estudio es mucho más
rápida que en la TC.
e. Muchas de las indicaciones de la RM
abdominal coinciden con las de la TC
abdominal.
2. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones es co-
rrecta?
a. El bazo se localiza en el hipocondrio de-
recho, el páncreas en la línea media y el
hígado en el hipocondrio izquierdo.
b. La bilis se produce principalmente en el
páncreas y llega a la tercera porción duo-
denal a través del colédoco.
c. Las glándulas suprarrenales tienen una
localización intraperitoneal.
d. El hígado posee doble aporte sanguíneo
aferente: a través de la arteria porta y de
la vena hepática.
e. El hígado posee doble suministro sanguí-
neo aferente a través de la vena porta (75-
80%) y de la arteria hepática (20-25%).
El drenaje venoso se lleva a cabo por las
venas suprahepáticas (derecha, media e
izquierda) hacia la vena cava inferior.
3. Sobre el protocolo estándar en el estudio del
abdomen superior, ¿cuál de las siguientes
afirmaciones es falsa?
a. El protocolo del estudio se basa en la
utilización de secuencias rápidas T2 y
secuencias T1.
b. En la valoración de lesiones focales hepá-
ticas únicamente es necesario adquirir una
secuencia con contraste a los 5 minutos
después de la administración de gado
linio.
c. La secuencia de elección en el estudio con
contraste es un EG T1 3D con saturación
grasa.
d. Muchas veces el estudio se puede comple-
mentar con secuencias opcionales, tales
como las secuencias de colangiopancrea-
FIGURA 13.19
RM de fístulas. A. T2 coronal. B. T2 axial. C. STIR coronal. D. STIR axial. E. T1 axial.
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PARTE 3
214
tografía por RM, secuencias de difusión,
contrastes intracelulares, etcétera.
e. El protocolo del estudio para la valora-
ción genérica del hígado, el páncreas y
el bazo es semejante, pudiendo emplear
secuencias adicionales en función de la
indicación del estudio.
4. Señale el enunciado correcto.
a. El estudio de colangiografía por RM se ba-
sa en la utilización de secuencias altamen-
te potenciadas en T2, en las que se obtiene
un gran contraste en las estructuras llenas
de líquido (bilis), que aparecerán con una
alta intensidad de señal.
b. En el estudio de RM intestinal no es acon-
sejable la administración de contrastes
orales.
c. En el estudio óptimo de la próstata es
preferible utilizar únicamente una bobina
multicanal de superficie.
d. En la estadificación del carcinoma rectal,
al adquirir las secuencias en el plano co-
ronal se debe seguir la misma orientación
que el eje mayor del tumor. Esta secuencia
tiene especial importancia en los tumores
rectales bajos, ya que puede existir afecta-
ción de los esfínteres.
e. El estudio de las fístulas perianales me-
diante RM se basa en secuencias eco de
espín rápido potenciadas en T2, siempre
sin saturación grasa.
5. Con respecto al estudio de la pelvis femenina
mediante RM, ¿cuál de las siguientes afirma-
ciones es falsa?
a. La posición de la paciente es en decúbi-
to supino, cabeza-pies, y se emplea una
bobina multicanal de superficie para la
pelvis.
b. El centrado del estudio se realiza sobre la
sínfisis del pubis.
c. En el estudio de la pelvis se emplea una
secuencia sagital de toda la pelvis y sobre
ésta se plantean las posteriores secuencias
de interés.
d. Para una correcta estadificación de neo-
plasias de cérvix y endometrio, basta con
realizar planos estándar de la pelvis en
ejes axial y coronal.
e. Pese a que en los estudios de pelvis se
emplean secuencias semejantes, lo más
importante de la exploración es adquirir
planos ortogonales al eje mayor de la
estructura anatómica de interés (cérvix,
útero o tabique rectovaginal).
Bibliografía
Almadoz T, Equipo Osatek. Guía práctica para profesionales de
resonancia magnética. Bilbao: Rali, S.A; 2003.
Del Cura JL, Pedraza S, Gayete A. Radiología esencial. Madrid:
Editorial Médica Panamericana; 2010.
Elmaoglu M, Celic A. MRI Handbook: MR physics, patient
positioning, and protocols. New York: Springer; 2012.
Federle M. Imagen anatómica: tórax, abdomen y pelvis. Madrid:
Marban Libros; 2012.
Lee JKT, Stanley RJ, Sagel SS. Body TC con correlación RM.
4.ª ed. Madrid: Marban Libros; 2007.
Möller T, Reif E. Resonancia magnética. Parámetros y posiciones.
2.ª ed. Madrid: Editorial Médica Panamericana; 2012.
Oleaga L, Lafuente J. Aprendiendo los fundamentos de la reso-
nancia magnética. Madrid: Editorial Médica Panamericana;
2007.
Ryan S, McNicholas M, Eustace S. Anatomía para el diagnóstico
radiológico. 2.ª Ed. Madrid: Marban Libros; 2010.
Siegelman ES. Resonancia magnética. Tórax, abdomen y pelvis.
Aplicaciones clínicas. Madrid: Editorial Médica Panameri-
cana; 2008.
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215
CAPÍTULO 14
Angiografía por RM
Karina Paola Rodríguez Rosales y Rodrigo Pastorín Salís
INTRODUCCIÓN
Según datos de la Organización Mundial de la
Salud (OMS), la primera causa de muerte en
la población mundial entre los años 2000 y
2011 han sido las enfermedades cardiovascula-
res, especialmente en la población de los países
más desarrollados. Por tanto, el diagnóstico de la
patología vascular y sus complicaciones supone
una parte esencial en la tarea de los servicios de
radiología.
Tradicionalmente el diagnóstico vascular se
ha realizado fundamentalmente mediante téc-
nicas invasivas de angiografía convencional que
implican punciones arteriales (con sus posibles
complicaciones) y la utilización en ocasiones de
elevadas cantidades de contraste yodado intravas-
cular. Además, debido a las limitaciones derivadas
de la imagen bidimensional que se obtiene de
las técnicas angiográficas convencionales, con
frecuencia se necesitan varias proyecciones para
estudiar estructuras tridimensionales. A esto se
añade la imposibilidad de las técnicas de angio-
grafía convencional de mostrar lo que ocurre más
allá de la luz del vaso, no pudiéndose obtener
información de la pared vascular.
Con el rápido desarrollo de las técnicas tomo-
gráficas, actualmente el diagnóstico vascular se
realiza de forma preferencial mediante explora-
ciones mucho menos invasivas, entre las que des-
tacan la angiografía por tomografía computariza-
da (TC) y la angiografía por resonancia magnética
(RM). La angiografía convencional se encuentra
hoy en día más enfocada a los procedimientos
terapéuticos, quedando relegado su uso exclu-
sivamente diagnóstico a los casos en los que las
pruebas no invasivas no son concluyentes.
La intención de este capítulo es mostrar en
primer lugar la obtención de imágenes median-
te angiografía por RM, incluyendo las distintas
técnicas disponibles sin y tras introducción de
contraste paramagnético y las técnicas de pos-
procesado. Posteriormente se realiza un repaso
anatómico general para después pasar a describir
en mayor detalle y por regiones anatómicas las
principales utilidades clínicas de la angiografía
por RM.
TÉCNICA
Angiografía por RM sin contraste
TÉCNICAS DE SANGRE NEGRA
El objetivo de esta secuencia es mostrar el flujo
sanguíneo hipointenso respecto al tejido esta-
cionario. Habitualmente se emplean secuencias
Introducción 215
Técnica 215
Angiografía por RM sin
contraste 215
Angiografía por RM con contraste 218
Posprocesado 220
MIP (proyección de máxima
intensidad) 220
SSD (reconstrucción de superficie) 220
MPR (reconstrucciones
multiplanares) 221
VR (representación
de volumen) 221
Recuerdo anatómico 221
Circulación pulmonar 221
Circulación sistémica 222
Recuerdo patológico 226
Arteriosclerosis 226
Tromboembolismo 226
Vasculitis 226
Traumatismo 227
Uso clínico 227
Cabeza y cuello 227
Tórax 231
Abdomen y miembros inferiores 236
Sistema venoso 237
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PARTE 3
216
eco de espín (SE), eco de espín turbo (TSE) y
secuencias de inversión-recuperación (IR).
En el caso de las secuencias SE, la obtención
de una señal depende de que el núcleo reciba al
menos dos pulsos de radiofrecuencia, siendo la
más eficiente una combinación de un pulso de
excitación de 90° seguido de un pulso de 180°
de refase. Estos pulsos de excitación-refase se apli-
can a cada corte del estudio, por lo que únicamente
emiten señal los tejidos estacionarios que reciban
ambos pulsos. Los núcleos en movimiento, como
son los de la sangre fluyendo, probablemente no
reciban ambos pulsos –dependiendo del tiem-
po de eco (TE), la velocidad de flujo y el grosor de
corte–, por lo que no emitirán señal y darán lugar
al vacío de señal de la sangre en movimiento,
sangre negra (fig. 14.1A-B). Este fenómeno se
conoce también como pérdida de señal (TOF,
time of flight).
Otras secuencias que emplean pulsos de exci-
tación de 90° y de refase de 180°, y dan por tanto
imágenes de sangre negra, son las secuencias eco de
espín rápidas (FSE) y las de inversión-recuperación
(IR), aunque estas últimas pueden alcanzar tiem-
pos de exploración muy prolongados y hay que
emplear secuencias de IR rápidas.
Si el flujo no es lo suficientemente rápido,
puede aparecer brillante, dando lugar así a falsas
imágenes de patología intravascular tales como
trombos o masas. Para intentar remediar este
inconveniente se utilizan pulsos de saturación
por encima y por debajo del plano de corte.
Las secuencias en sangre negra son SE,
TSE o IR.
TÉCNICAS DE SANGRE BLANCA
Para la detección de imágenes con sangre blanca
sin la administración de contraste paramagnético,
se pueden emplear las secuencias eco de gradiente
y opciones de imagen tales como el gradiente de
compensación de flujo.
En el caso de las secuencias eco de gradiente
(EG), la obtención de una señal depende de que
el núcleo reciba al menos un pulso de radio-
frecuencia excitatorio (de 90° o con diferente
angulación) seguido de un gradiente de refase. Si
bien el pulso de excitación es selectivo al corte a
estudiar (como en las secuencias SE), el gradiente
de refase no es selectivo al corte y se aplica a todo
el volumen de imagen a estudiar. Así, los espines
en movimiento se reordenan independiente-
mente de sus posiciones, produciendo una señal
siempre que hayan sido excitados en un punto
en el tiempo.
Estas imágenes EG se pueden mejorar apli-
cando opciones tales como gradientes de com-
pensación de flujo, que corrigen el desfase de los
espines en movimiento a lo largo del gradiente de
campo (los protones experimentan variaciones en
su frecuencia de precesión), para poder visualizar
aquellos con movimiento lento. Esta opción logra
que el flujo lento y el líquido cefalorraquídeo
se vean brillantes, y es ampliamente usada en
imágenes del cerebro, el tórax, el abdomen y las
extremidades. Hay ciertos inconvenientes con esta
opción, como por ejemplo que no corrige el des-
fase en flujos rápidos y turbulentos, la reducción
del número de cortes disponible y el aumento del
tiempo de adquisición.
Las secuencias en sangre blanca sin contraste
intravenoso son fundamentalmente EG.
Secuencia TOF
Es una secuencia que genera contraste entre los
espines estacionarios de los tejidos y los espines
en movimiento del flujo sanguíneo. Se emplean
secuencias EG T1 con tiempos de repetición (TR)
cortos que saturen los espines estacionarios al
impedirles que recuperen su vector de magneti-
zación longitudinal. De esta forma únicamente
emitirán señal los espines en movimiento de
los vasos permeables, ya que provienen de otras
FIGURA 14.1
Secuencias de sangre negra, pérdida de señal de la sangre en movimiento. A. Corte axial y coronal a nivel del tórax. B. Corte axial a
nivel del hígado. A: aorta abdominal; AA: aorta ascendente; AD: aorta descendente; VC: vena cava.
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localizaciones espaciales en las que no han recibi-
do ningún pulso de radiofrecuencia. Por tanto al
entrar en el corte a estudiar tendrán un vector de
magnetización longitudinal máximo. Cabe des-
tacar que las secuencias TOF proveen información
del flujo sanguíneo que tiene una orientación
perpendicular al plano de estudio (fig. 14.2).
En el caso de los flujos lentos, pueden pro-
ducirse falsas imágenes de vacío de señal en el
interior del vaso por acumulación de los espines
en el corte a estudiar, con retraso de su intercam-
bio y por ende su saturación, comportándose así
como espines estacionarios.
Las secuencias TOF se pueden adquirir tanto
bidimensionales TOF 2D (corte a corte) como
tridimensionales TOF 3D (volumétricas).
• TOF 2D. La imagen se obtiene de planos de
corte individuales que se colocan sucesiva-
mente uno a uno procurando una orientación
perpendicular a la dirección del vaso. Es una
secuencia útil en el caso de campos de estu-
dio grandes y en flujos lentos (como la vas-
culatura arterial periférica y la venosa) porque,
aunque el espín en movimiento se desplace
lentamente, no permanecerá mucho tiempo en
el corte fino estudiado (3-4 mm) y no será, por
tanto, susceptible de ser saturado. Se pueden
utilizar ángulos de desviación tan altos como
45°-60°, que permiten una mejor saturación
del tejido estacionario y así mayor realce de
los vasos. La principal limitación es la escasa
resolución espacial.
• TOF 3D. A diferencia de la secuencia TOF 2D,
la imagen se obtiene de un volumen (todo
el conjunto de planos a la vez) y dentro de
este volumen los planos son más contiguos
con espesores de corte más finos, ofreciendo
mejor resolución y mayor relación señal-ruido.
Sin embargo, la desventaja es que el espín
permanece mayor tiempo en ese corte volumé-
trico grueso (3-8 cm), recibe más pulsos de
radiofrecuencia y es más susceptible de satu-
rarse sobre todo en el caso de los flujos lentos.
La secuencia TOF 3D no es adecuada
para el estudio del flujo venoso.
En la tabla 14.1 se resumen las principales carac-
terísticas de ambas secuencias TOF.
En un intento por superar las desventajas de
ambas técnicas se ha desarrollado una técnica
híbrida conocida como MOTSA (multiple overlap-
ping thin section angiography), que aporta las venta-
jas de cada una de ellas: tiene la alta resolución de
la técnica 3D y cubre amplios campos de estudio
como la 2D. En este caso, la imagen se obtiene de
FIGURA 14.2
Cortes axiales sucesivos del cráneo en los que las arterias intracraneales se ven hiperintensas (brillantes).
TABLA 14.1 Principales características de las secuencias TOF 2D y TOF 3D
TOF 2D TOF 3D
La imagen se obtiene corte a corte La imagen se obtiene de un volumen (reconstrucción
a partir de cortes muy finos 1 mm)
Permite un campo de estudio amplio Campo de estudio más pequeño
Poca saturación (espín atraviesa un corte) Más saturación (espín atraviesa un volumen)
Visualiza flujo venoso y arterial Visualiza flujo arterial
Menor sensibilidad al movimiento Sensible a artefactos de movimiento
Baja resolución espacial Alta resolución espacial
Ventaja: sensible a flujos lentos Ventaja: buena resolución
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PARTE 3
218
varios bloques o volúmenes 3D de pequeño
tamaño que se van superponiendo sucesivamente.
Así se consigue una buena resolución y se evita la
saturación, ya que el bloque que atraviesa el espín
no es tan grueso como en la técnica TOF 3D.
La superposición de los bloques 3D se hace
para evitar el artefacto de persiana veneciana que
se produce por la diferencia de saturación entre
los espines en la unión de los dos bloques y que
da lugar a una imagen discontinua. La principal
desventaja es el largo tiempo de adquisición.
Idealmente en los estudios de angiografía por
RM se busca estudiar el flujo de sangre en una
sola dirección, ya sea arterial o venoso. Para evitar
obtener ambas señales en determinado campo
de estudio se emplean bandas de saturación en
la dirección del flujo que se quiere suprimir (por
ejemplo, bandas de saturación superiores para
suprimir la señal venosa yugular en un estudio
de carótidas).
Debido a que la adquisición TOF se basa en
secuencias eco de gradiente T1, los tejidos con T1
cortos tales como la grasa o la sangre son hipe-
rintensos, al igual que la señal que emiten los
vasos. Para evitar errores de interpretación, este
fenómeno se puede minimizar eligiendo un TE de
manera que la grasa y el agua se encuentren fuera
de fase y por tanto se cancelen. Cabe recordar
que el TE debe ser lo suficientemente corto para
minimizar el desfase intravóxel, el phase ghosting
y la consiguiente pérdida de señal.
Secuencias de contraste de fase
En esta secuencia la señal producida por los vasos
depende de los cambios de velocidad del flujo
(cambios de fase), y existe una relación directa-
mente proporcional entre ésta y la intensidad de
señal. Para conseguir esto se aplican gradientes
bipolares de desfase de la misma intensidad aun-
que en sentido contrario (un pulso de gradiente
positivo y otro negativo), de forma que la polaridad
se cancelará en los espines estacionarios, mientras
que los espines en movimiento mantendrán una
variación de fase. Esta variación de fase depende,
entre otras cosas, de la velocidad de la sangre.
La velocidad de flujo que se quiere estudiar
puede ser determinada por el operador mediante
la aplicación de un gradiente bipolar adicional
llamado VENC (velocity encoding), que se mide en
cm/s. Así, dependiendo que se quieran estudiar
flujos venosos o arteriales, se elegirán velocidades
menores o mayores. Una velocidad aproximada
de 50 cm/s permite el estudio del flujo venoso
y arterial.
Todo el proceso de aplicación de gradientes
bipolares debe realizarse en los tres planos del
espacio, permitiendo así un análisis del flujo
multidireccional. Estas tres primeras imágenes
se acompañan de una cuarta, llamada máscara, en
la que no se aplican gradientes bipolares. Final-
mente, todas ellas se mezclan para obtener una
imagen anatómica en la que se visualicen tanto
los tejidos estacionarios como los vasos.
La ventaja de esta secuencia es que permite la
creación de dos tipos de imagen: una imagen de
magnitud en la que los vasos muestran una alta
señal (blancos) y otra imagen de fase en la que
se muestra la dirección del flujo (blanco a favor
del gradiente y negro en contra del gradiente)
(tabla 14.2).
Angiografía por RM con contraste
El uso de contraste ha supuesto superar las des-
ventajas que se apreciaban con las secuencias
angiográficas sin contraste, como los artefactos
por movimiento y las posibles pérdidas de
señal en determinados vasos. Por este motivo,
la angiografía por RM con contraste intravenoso
se ha convertido en la técnica estándar para la
evaluación de la vasculatura del cuello, el tórax,
el abdomen y las extremidades. En la vasculatura
de la cabeza, las técnicas TOF y PC (phase contrast)
siguen siendo el estudio de referencia.
Esta técnica proporciona imágenes con bases
similares a las de la angiografía convencional
mediante la utilización de contraste y obtención
de secuencias rápidas. Se busca visualizar las
arterias sin los artefactos de movimiento y sin
contaminación venosa.
Debido a que en el estudio de los vasos del
tórax y abdomen se requiere de pausas de apnea
para evitar los artefactos de movimiento, se
emplean secuencias rápidas que permitan adqui-
siciones en 20 segundos o menos tiempo.
TABLA 14.2 Ventajas y desventajas de la secuencia de contraste de fase (PC)
Ventajas Desventajas
Es sensible a distintas velocidades vasculares Tiempo de exploración más largo que TOF
Puede evaluar flujo multidireccional (TOF sólo
evalúa flujo perpendicular al plano de imagen)
La ausencia de flujo puede no deberse a trombo
sino a velocidad de flujo mal programada
Puede evaluar la dirección del flujo Más sensible a la turbulencia
Desfase intravóxel reducido No permite distinguir absolutamente entre flujo
arterial y venoso
Mayor supresión del fondo (espines estacionarios)
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Estas secuencias rápidas son las denominadas
EG 3D potenciadas en T1 spoiled en apnea.
Los aspectos técnicos a tener en cuenta en la
obtención de imágenes de angiografía por RM
con contraste son: secuencias a emplear, método
de inyección del contraste, tipo de contraste y
dosis, y tiempo de adquisición de las imágenes.
SECUENCIAS EG T1 SPOILED EN 3D
Son secuencias EG T1, con TR muy cortos
(1,7-6 ms) que permitan tiempos de adquisición
breves en los que el paciente pueda mantenerse
en apnea.
Tienen TE muy cortos (menos de 2 ms) para eli-
minar los artefactos de desfase y minimizar los
efectos T2*. Se emplean ángulos de desviación
entre 15° y 50°.
Deben ser secuencias muy potenciadas en T1,
debido a que el contraste paramagnético acorta
el T1 de los tejidos, y en 3D para poder hacer
reconstrucciones en los tres planos.
Se parecen a las secuencias empleadas en TOF
pero con una marcada reducción de los TE y los
TR. Como resultado hay una supresión más efec-
tiva de la señal emitida por los espines estaciona-
rios. Por otro lado, el vector de magnetización de
la sangre se recupera más pronto cuando está pre-
sente una concentración adecuada de contraste,
permitiendo así que los vasos se vean brillantes a
pesar de los continuos pulsos de radiofrecuencia.
INYECCIÓN DEL CONTRASTE
La inyección del contraste se suele realizar en
una vena del brazo (por lo general en la flexura)
empleando catéteres de 20-22 G. Si bien se puede
realizar una inyección manual del material de
contraste, en la actualidad se emplean mayorita-
riamente las bombas de inyección, ya que estos
inyectores permiten la administración controlada
de la dosis y de los tiempos.
Se recomienda administrar un bolo de suero
salino inmediatamente después de la adminis-
tración del contraste.
DOSIS
La dosis recomendada de gadolinio (Gd) es
de 0,1 mmol/kg de peso corporal (0,2 ml/kg),
aunque en el caso de los estudios vasculares
se considera apropiado emplear hasta el doble
de la dosis (0,2 mmol/kg = 0,4 cc/kg).
Se suele administrar el contraste a una velocidad
de 2-4 ml/s, según el tipo de exploración.
Las contraindicaciones para la administración
de gadolinio son alergia conocida e insuficiencia
renal con cifras de aclaración de creatinina por
debajo de los 30 ml (por riesgo de fibrosis nefro-
génica sistémica).
TIEMPO PARA LA ADQUISICIÓN
DE LAS IMÁGENES: EL ESPACIO K
Es fundamental sincronizar la inyección del
contraste con el momento de la adquisición de
la secuencia debido a que el máximo realce
de los vasos depende de que el centro del
espacio K se esté llenando al mismo tiempo que
el bolo de contraste llega a los vasos de interés.
El espacio K se llena de manera ordenada según va
transcurriendo la secuencia, representando toda
la información necesaria para formar la ima
gen de RM. Cada punto del espacio K representa
parte de la imagen final. Este espacio está ordenado
de forma simétrica, quedando en las partes más
centrales las frecuencias bajas (correspondientes
al contraste) y en la periferia, las frecuencias altas
(correspondientes al detalle o resolución de la
imagen).
Si las imágenes se adquieren muy pronto, no
se verán los vasos teñidos con el contraste, y si se
adquieren muy tarde, se producirá contaminación
venosa. El tiempo que transcurre entre la inyec-
ción de contraste y el inicio de la adquisición de
las imágenes se denomina tiempo de tránsito.
Existen diversas estrategias para intentar
conseguir esta sincronización: técnica del test
bolus, técnica desencadenada por fluoroscopia y
el escaneo dinámico.
Técnica del test bolus
Se inyecta una pequeña cantidad de contraste
(1 o 2 ml) seguida de 20 cc de suero salino. Se
adquiere un corte grueso repetido varias veces a
intervalos de un segundo para detectar el tiem-
po exacto en el que el contraste llega al vaso de
interés. Este tiempo es el tiempo de tránsito y se
emplea en la fórmula siguiente:
T deiniciodela secuencia
T de tránsito 1/4 T deadquisición de secuencia
=
−
Es un método que no genera estrés al paciente
ni al operador, y la pequeña cantidad de contraste
administrada no produce contaminación venosa
en la posterior adquisición de imágenes.
Técnica desencadenada por fluoroscopia
Es más simple y rápida que el test bolus, aun-
que requiere de mayor atención. Se emplea una
secuencia en el plano coronal que cubre el área de
interés (por lo general, la aorta) y se va obtenien-
do una imagen por segundo. Cuando el contraste
llega al área de interés, se detecta un aumento de
la señal y se activa el inicio del estudio. Si esto
lo hace la máquina de forma automática con un
software, se denomina Smart Prep, y si lo hace
el operador manualmente, se denomina CARE
bolus o bolus track.
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PARTE 3
220
Escaneo dinámico
Es una técnica más sofisticada en la que se obtie-
nen imágenes en 3D de calidad aceptable en
tiempos tan cortos como 8 segundos. De esta
forma, durante una pausa de apnea que dure 30 se
gundos, se pueden obtener hasta 4 grupos de
imágenes en 3D. No se necesita sincronización
entre el inicio del estudio y la llegada del contras-
te, ya que al menos una de las varias adquisicio-
nes en 3D obtenidas mostrará adecuado contraste
arterial sin contaminación venosa. La principal
desventaja es la menor resolución espacial: a
mayor rapidez, menor resolución espacial.
POSPROCESADO
El posprocesado es la manipulación de la gran
cantidad de imágenes obtenidas en una estación
de trabajo con el fin de obtener la información
necesaria para emitir un diagnóstico y al mismo
tiempo proveer de imágenes representativas de la
patología a estudiar.
En primer lugar debe realizarse la técnica de
sustracción, en la que se adquiere una imagen sin
contraste (máscara) y se sustrae de la imagen
adquirida con contraste, dando como resultado el
realce de la vasculatura sin la señal de los tejidos
de fondo (fig. 14.3).
Posteriormente pueden emplearse múltiples
técnicas, tales como proyección de máxima inten-
sidad (MIP, maximum intensity projection), recons-
trucción de superficie (SSD, shaded surface display),
reconstrucciones multiplanares (MPR, multiplanar
reconstruction) y representación de volumen (VR,
volume rendering). Cada técnica tiene sus ventajas
y limitaciones.
MIP (proyección de máxima intensidad)
Es la técnica de reconstrucción tridimensional
más usada en la presentación de imágenes
de angiografía por RM.
Se realiza a partir de las imágenes sustraídas,
anteriormente mencionadas. Como su nombre
indica, asigna un valor numérico a cada píxel
en una escala de grises y proyecta únicamente
los de mayor intensidad en cada corte, presen-
tándolos en una superficie bidimensional. Es
ideal para el estudio de los vasos, ya que los
delimita con buena precisión dado que tienen
un gran realce en comparación con el tejido
de fondo.
La principal desventaja es que al tratarse de
un reformateo bidimensional, el observador no
tiene percepción de la profundidad de las estruc-
turas, impidiéndole saber qué vaso se encuentra
anterior y cuál es posterior (fig. 14.4).
SSD (reconstrucción de superficie)
Esta técnica selecciona un umbral de referencia
de intensidad de señal y asigna estos valores a
los vóxeles, de manera que los clasifica en alto
y bajo umbral. En otras palabras, se basa en la
detección de los límites: así, cuando se detecta
un límite entre un área de alta señal y otra de
baja señal, se interpreta como una superficie, y
ésta es reconstruida. La ventaja es que permite
al observador distinguir la profundidad de las
estructuras estudiadas.
Las principales desventajas recaen en que si
no se trata de un tejido muy homogéneo, puede
dar lugar a importantes artefactos y por eso no
FIGURA 14.3
Posprocesado. Imagen de máscara, postcontraste y sustracción. La imagen postcontraste (centro) se sustrae de la máscara (izquierda)
para obtener la imagen sustraída en la que se aprecia intenso realce de la vasculatura. A: aorta toracoabdominal; I: arteria ilíaca común.
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se emplea en estudio de aneurismas, donde se
pierde mucha información.
MPR (reconstrucciones multiplanares)
Permite el estudio de la imagen en diferentes pla-
nos, como el axial, el coronal y el sagital, a partir
del volumen 3D obtenido. Pueden obtenerse
también reformateos curvos y oblicuos.
Se fija un punto en la luz del vaso y se gira
el plano en un rango de 360° hasta obtener la
imagen que proporcione mayor información.
VR (representación de volumen)
Es la reconstrucción 3D con mayor calidad, ya
que contiene toda la información de un vóxel,
lo que le confiere una ventaja sobre el MIP y el
SSD. Funciona en base a la detección de porcen-
taje de tejido en cada vóxel, asignándole un nivel
de color y transparencia.
La principal desventaja es que requiere de
estaciones de trabajo con ordenadores de mayor
potencia que las técnicas anteriores (fig. 14.5).
RECUERDO ANATÓMICO
El corazón es un órgano situado en la porción
anterior y basal de la caja torácica, algo lateralizado
hacia la izquierda. Presenta cuatro cámaras, dos
aurículas y dos ventrículos, separadas por válvulas,
y divididas funcional y anatómicamente en un
lado derecho responsable de la circulación pulmo-
nar (aurícula y ventrículo derechos, separados por
la válvula tricúspide) y un lado izquierdo que se
encarga de la circulación sistémica (aurícula y ven-
trículo izquierdos, separados por la válvula mitral).
Las arterias salen de los ventrículos del cora-
zón y llevan la sangre hacia los tejidos, mientras
que las venas llevan de vuelta la sangre al corazón
a través de las aurículas. Del ventrículo derecho
se origina la arteria pulmonar con la válvula pul-
monar interpuesta, mientras que del ventrículo
izquierdo sale la arteria aorta, con la válvula aór-
tica como separación entre ambos. La función de
las válvulas es determinar la dirección del flujo,
permitiéndolo en un sentido e impidiéndolo en
el contrario. De esta forma la sangre entra en las
aurículas, desde donde pasa a los ventrículos;
finalmente sale por las arterias aorta y pulmonar.
Circulación pulmonar
La circulación pulmonar es un sistema de baja
presión que se encarga de la oxigenación de la
FIGURA 14.4
Reconstrucción MIP. A. Aorta toracoabdominal e ilíacas. B. Polígono de Willis (arterias intracerebrales).
FIGURA 14.5
Reconstrucción VR de vasculatura de un riñón trasplantado.
A: aorta abdominal; AI: arteria ilíaca derecha; AR: arteria renal;
R: riñón trasplantado en la fosa ilíaca derecha.
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PARTE 3
222
sangre a su paso por los pulmones. Del ventrí-
culo derecho sale el tronco principal de la arteria
pulmonar, que se divide en una rama derecha y
otra izquierda, una para cada pulmón. Posterior-
mente estas arterias se dividen en paralelo a los
bronquios para dar lugar a las arterias lobares,
segmentarias y subsegmentarias. Finalmente, las
arterias pasan a ser arteriolas antes de dar lugar a
una rica red capilar que tapiza los alveolos pul-
monares, que hace posible el intercambio gaseo-
so. La sangre retorna al corazón a través de venas
cada vez de mayor calibre, que no siguen una
distribución bronquial, y que confluyen en dos
venas pulmonares derechas (superior e inferior)
y dos venas pulmonares izquierdas (superior e
inferior), que llegan a la aurícula izquierda.
Circulación sistémica
La circulación sistémica es un sistema de alta
presión encargada del aporte de sangre rica en
oxígeno a la práctica totalidad de los tejidos del
cuerpo. De la aurícula izquierda la sangre pasa al
ventrículo izquierdo, y de ahí a la aorta. La aorta
se divide en aorta torácica y aorta abdominal. La
primera porción de la arteria aorta torácica, que
se dirige cranealmente, es la aorta ascendente.
Posteriormente se curva en forma de U invertida,
dando lugar al cayado o arco aórtico. La por-
ción que se dirige caudalmente, distal al cayado,
pasa a denominarse aorta torácica descendente.
Cuando la aorta se introduce en el abdomen
a través del hiato diafragmático, se denomina
aorta abdominal, que termina a la altura del
cuerpo vertebral L4 y se divide en las arterias
ilíacas comunes.
PRINCIPALES RAMAS DE LA AORTA
Las primeras ramas que salen de la aorta se encar-
gan del aporte sanguíneo de dos órganos vitales,
el corazón y el cerebro. En la tabla 14.3 se mues-
tran las principales ramas que se originan de la
aorta.
TABLA 14.3 Ramas de la arteria aorta y los órganos que irrigan
Porción y ramas Región que irrigan
Aorta ascendente
Arterias coronarias derecha e izquierda Corazón
Cayado de la aorta
• Tronco braquiocefálico
• Arteria carótida común derecha Mitad izquierda de cabeza y cuello, cerebro
– Arteria subclavia derecha Miembro superior derecho, cerebro (arteria vertebral)
– Arteria carótida común izquierda Mitad izquierda de cabeza y cuello, cerebro
• Arteria subclavia izquierda Miembro superior izquierdo, cerebro (arteria vertebral)
Aorta torácica
• Arterias intercostales Músculos intercostales, pared torácica, pleura
• Arteria diafragmática superior Cara posterior y superior del diafragma
• Arterias bronquiales Bronquios
• Arterias esofágicas medias Bronquios
Aorta abdominal
• Arteria diafragmática inferior Cara inferior del diafragma
• Tronco celíaco
• Arteria hepática común Hígado, estómago, duodeno, páncreas
– Arteria gástrica izquierda Estómago y esófago distal
– Arteria esplénica Bazo, páncreas y estómago
– Arteria mesentérica superior Intestino delgado, ciego, 1/3 proximal del colon transverso
• Arterias suprarrenales (o capsulares) Glándulas suprarrenales
• Arterias renales Riñones
• Arterias de las gónadas
• Arteria espermática Testículos
– Arteria ovárica Ovarios
– Arteria mesentérica inferior Colon transverso, descendente y sigmoide, así como recto
• Arterias ilíacas comunes
• Arterias ilíacas externas Miembros inferiores
– Arterias ilíacas internas Músculos pélvicos, útero, próstata, vejiga urinaria, vagina, pene
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Aorta torácica
A continuación se describen brevemente las
ramas que se originan de la arteria aorta torácica.
• Arterias coronarias. Son las dos primeras
ramas de la aorta e irrigan el corazón. Se
originan de dos de los senos de Valsalva, que
son dilataciones de la raíz de la aorta inme-
diatamente distales a la válvula aórtica. La
arteria coronaria derecha se origina del seno
de Valsalva derecho y transcurre por el surco
auriculoventricular derecho. La arteria coro-
naria izquierda se origina del seno de Valsalva
izquierdo como un tronco principal corto,
que se divide en una coronaria descendente
anterior, localizada en el surco interventricular
anterior, y una coronaria circunfleja, que trans-
curre por el surco auriculoventricular izquier-
do (fig. 14.6).
• Troncos supraaórticos. Son las arterias encar-
gadas de irrigar el cerebro, la cabeza, el cuello,
las extremidades superiores y parte de la pared
torácica.
• Por orden de salida desde el cayado, se encuen-
tran el tronco braquiocefálico derecho, la
arteria carótida común izquierda y la arteria
subclavia izquierda. A su vez, el tronco braqui-
cefálico se divide en una arteria subclavia dere-
cha y una arteria carótida común derecha. Así
pues, existen dos arterias carótidas comunes,
que son las encargadas de irrigar fundamen-
talmente el encéfalo y la cara, y dos arterias
subclavias que irrigan principalmente las extre-
midades superiores. La primera rama de ambas
arterias subclavias es la arteria vertebral, que
participa en la circulación cerebral (fig. 14.7).
• En el cuello, las arterias carótidas comunes se
dividen aproximadamente a la altura de las
vértebras cervicales C3-C5 en una arteria caró-
tida externa, encargada de llevar la sangre a la
cara y al cuello, y una arteria carótida interna,
encargada del transporte de sangre hacia las
estructuras encefálicas. La arteria vertebral se
dirige hacia el cráneo con un trayecto ascen-
dente a través de los agujeros transversos de
las vértebras cervicales desde C1 a C6.
• La arteria carótida interna da origen a una
rama anterior, la arteria oftálmica, y dos ramas
posteriores, la arteria comunicante posterior y
la arteria coroidea anterior, antes de su bifur-
cación en sus ramas terminales: la arteria cere-
bral anterior y la arteria cerebral media.
• Antes de unirse para formar la arteria basilar,
las arterias vertebrales en su porción intra-
craneal dan una rama denominada arteria
cerebelosa posteroinferior. La arteria basilar
da origen a dos ramas cerebelosas anteroin-
feriores, dos ramas cerebelosas superiores y
sus ramas terminales, las arterias cerebrales
posteriores.
• Por tanto, la circulación al encéfalo tiene lugar
a través de las arterias carótidas internas y las
arterias vertebrales en su poción intracraneal,
que conforman una circulación anterior y otra
posterior, respectivamente. Ambas circulacio-
nes están unidas formando el denominado
polígono de Willis. Esta unión tiene lugar a
FIGURA 14.6
Anatomía de las arterias coronarias. A: arteria aorta; Ap: segmento apical del ventrículo izquierdo; P: arteria pulmonar; VD: ventrículo
derecho; VI: ventrículo izquierdo; flecha amarilla, arteria coronaria derecha; flecha azul, arteria coronaria descendente anterior; flecha
roja, arteria coronaria circunfleja.
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PARTE 3
224
través de dos arterias comunicantes posterio-
res (que comunican ambas carótidas internas
intracraneales con las arterias cerebrales pos-
teriores), y de la unión de ambos lados de la
circulación anterior a través de una única arte-
ria que une ambas arterias cerebrales anterio-
res, denominada arteria comunicante anterior.
La existencia de esta comunicación entre las
circulaciones anterior y posterior permite un
cierto grado de circulación colateral en caso
de que una de las ramas arteriales tenga una
obstrucción (fig. 14.8).
Aorta abdominal
La aorta abdominal tiene varias ramas importan-
tes, que se describen a continuación por orden
de salida
• Tronco celíaco. Se origina de la cara anterior
de la aorta inmediatamente después de cru-
zar el diafragma. Consta de un tronco corto
que se divide en tres ramas: la arteria gástrica
izquierda, que se dirige cranealmente e irriga
el estómago y la porción distal del esófago; la
arteria esplénica, que se dirige hacia la izquier-
da y da ramas para el páncreas, el estómago y
el bazo; y la arteria hepática común, que se
dirige a la derecha y da ramas para el hígado,
el duodeno, el estómago y el páncreas.
• Arteria mesentérica superior. Se origina
también en la cara anterior de la aorta e irriga
la práctica totalidad del intestino delgado,
el colon ascendente y el tercio proximal del
colon transverso.
• Arterias renales. Se originan de la cara lateral y
son las encargadas de llevar la sangre a los dos
riñones. Por lo general hay una arteria renal
por cada lado (puede haber varias ramas para
un mismo riñón como variante anatómica).
• Arterias gonadales (ovárica o testicular). Se
originan de la cara anterolateral de la aorta,
por debajo del origen de las arterias renales, y
llevan la sangre a los ovarios en el caso de la
mujer y a los testículos en el caso del hombre.
• Arteria mesentérica inferior. Se origina en la
cara anterolateral izquierda, por debajo de las
renales, y lleva sangre a los dos tercios distales
del colon transverso, al colon descendente, al
sigma y a gran parte del recto.
• Arterias ilíacas comunes. La aorta abdomi-
nal se bifurca a la altura de L4 en sus ramas
terminales, una arteria ilíaca común derecha
y otra izquierda. Éstas a su vez se dividen en
una arteria ilíaca externa, que lleva la sangre
fundamentalmente al miembro inferior, y una
arteria ilíaca interna, que lleva sangre a la mus-
culatura y a las vísceras de la pelvis.
ARTERIAS DE LAS EXTREMIDADES
Extremidades superiores
El aporte sanguíneo a la extremidad superior
depende de la arteria subclavia, rama del tronco
braquiocefálico en el lado derecho y rama directa
FIGURA 14.7
Reconstrucción MIP (izq.) y volumétricas de los TSA. cay: cayado aórtico. Flecha roja, arterias carótidas internas intracraneales; flecha
blanca, arterias carótidas comunes; flecha amarilla, arterias subclavias; flecha azul, arterias vertebrales.
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del cayado aórtico en el lado izquierdo. La arteria
subclavia transcurre por debajo de la clavícula y
se continúa con la arteria axilar. Ésta continúa
hasta que sobrepasa el borde inferior del tendón
del músculo redondo mayor, momento a par-
tir del cual se denomina arteria braquial. Se trata,
por tanto, de un mismo vaso que va cambiando
de nombre en función de donde se localiza. La
arteria braquial es la arteria principal del brazo y
continúa hasta el codo. En el antebrazo, la arte-
ria braquial se divide en una rama medial, la arte-
ria cubital, y una rama lateral, la arteria radial,
que tienen un recorrido paralelo a sus huesos
homónimos. De la arteria cubital en su porción
proximal se origina una rama interósea común,
que se bifurca en una rama interósea anterior y
otra posterior, que transcurren pegadas a la mem-
brana interósea entre el cúbito y el radio. En la
muñeca y la mano, las arterias radial y cubital se
unen en dos arcadas vasculares, el arco palmar
profundo y el arco palmar superficial, de los cuales
salen las ramas que irrigan la mano y los dedos.
Extremidades inferiores
La arteria ilíaca externa es el principal aporte
sanguíneo para la extremidad inferior. Cuando
atraviesa por debajo del ligamento inguinal, pasa
a denominarse arteria femoral común. Esta arteria
es un tronco de pequeña longitud, localizado
anterior a la cabeza femoral. Se divide en la arteria
FIGURA 14.8
Anatomía del polígono de Willis, formado por una porción de las arterias carótidas internas intracraneales (flecha roja), arterias
cerebrales anteriores (CA), arteria comunicante anterior (CoA), arteria basilar (B), arterias cerebrales posteriores (ACP) y arterias
comunicantes posteriores (CoP). Otras arterias intracraneales visualizadas son: arteria vertebral (AV), arteria cereberal posteroinferior
(PICA), arteria cerebelar anterosuperior (AICA) y arterias cerebrales medias (CM).
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PARTE 3
226
femoral profunda, que irriga la musculatura del
muslo, y en la arteria femoral superficial, que
progresa distalmente hacia la pierna. Cada vez
se hace más medial, hasta que atraviesa por el
hiato de los músculos aductores, donde pasa a
denominarse arteria poplítea. Se coloca posterior
a la rodilla, transcurre por el hueco poplíteo y
en la porción proximal de la pierna se divide en
la arteria tibial anterior, que se dirige anterola-
teralmente, y en el tronco tibioperoneo, arteria
corta que a su vez se ramifica en la arteria tibial
posterior, que discurre por la porción medial de
la pierna, y la arteria peronea. En el pie, la arteria
tibial anterior pasa a denominarse arteria dorsal
del pie, localizada anterior al astrágalo, y la arte-
ria tibial posterior da sus ramas terminales, las
arterias plantares (medial y lateral).
RECUERDO PATOLÓGICO
Aunque la descripción de la patología vascular va
más allá de la intención principal de este texto,
sí se considera necesario entender una serie de
mecanismos patológicos comunes que pueden
explicar la afectación vascular en todos los terri-
torios.
Arteriosclerosis
La arteriosclerosis es una enfermedad que se
caracteriza por el endurecimiento de las paredes
de las arterias debido a la formación de placas de
ateroma, acúmulo de grasas y tejido fibroso en la
pared vascular, con un componente inflamato-
rio crónico asociado. La aterosclerosis tiene dos
manifestaciones fundamentales, que se describen
a continuación.
• Estenosis. Se trata de una disminución del
calibre de la luz del vaso sanguíneo debido
a que la placa de ateroma ocupa el espacio
que corresponde al torrente sanguíneo. Si la
estenosis es importante, pueden aparecer pro-
blemas derivados de la falta de riego, cuya gra-
vedad dependerá del órgano afectado. Así por
ejemplo, la manifestación en las arterias del
cerebro puede ser un infarto cerebral, mien-
tras que en los miembros inferiores puede
producir dolor al caminar una determinada
distancia. La estenosis grave puede evolucionar
a oclusión del vaso afectado, bien porque la
placa ocupe toda la luz vascular o bien por-
que el enlentecimiento del flujo secundario
a la estrechez del vaso o la rotura de la placa
provoquen una trombosis en su interior.
• Aneurisma. Consiste en una dilatación de la
arteria (a partir de 1,5 veces su diámetro nor-
mal) como consecuencia de la debilidad de la
pared del vaso por afectación aterosclerótica.
Existen otras causas de aneurismas, pero en
determinados territorios, como la aorta abdo-
minal, son de etiología predominantemente
aterosclerótica. La debilidad de la pared de la
arteria y su progresiva dilatación suponen un
riesgo de ruptura. Otra consecuencia de la exis-
tencia de un aneurisma es el enlentecimiento
de la sangre, que conlleva la formación de
trombos en su interior.
Tromboembolismo
El tromboembolismo se refiere a la migración de un
trombo producido en algún lugar del sistema vas-
cular a otro punto distinto del torrente sanguíneo.
Se produce una oclusión del vaso en el que queda
alojado el trombo y sus manifestaciones clínicas
dependen del territorio vascular de la oclusión. Las
causas de trombosis pueden ser por predisposición
hereditaria o bien por alteraciones adquiridas que
conducen a la mayor formación de trombos.
Existen dos fuentes principales de trombos en
el sistema vascular.
• Trombosis venosa. La más frecuente de ellas
es la trombosis del sistema venoso profundo
de los miembros inferiores. Si un trombo for-
mado en esta localización se desprende, fluye
por la vena cava inferior, pasa a la circulación
pulmonar a través de las cavidades cardíacas
derechas y se enclava en una rama de la arte-
ria pulmonar. La consecuencia clínica de este
evento, el llamado tromboembolismo pul-
monar, es una menor irrigación del pulmón,
lo que puede dar lugar a dificultad para res-
pirar (disnea) y dolor; si el tromboembolismo
pulmonar es muy importante, incluso puede
poner en peligro la vida.
• Trombosis arterial. Son trombos formados
en el sistema arterial sistémico, que se des-
prenden y se enclavan en arterias de distintos
órganos. El embolismo arterial es la causa
más frecuente del infarto cerebral, y también
es responsable de la isquemia aguda de los
miembros inferiores. Las principales fuentes
de émbolos en el sistema arterial son las
cavidades cardíacas izquierdas (pacientes con
fibrilación auricular, infartos de miocardio,
enfermedad valvular, etc.), placas ateroscle-
róticas o aneurismas trombosados en aorta,
endoprótesis vasculares, etcétera.
Vasculitis
Bajo el nombre de vasculitis se incluyen un con-
junto heterogéneo de enfermedades que tienen
como denominador común la inflamación de
la pared vascular. Existen distintos tipos de vas-
culitis, con afectación de vasos de mayor o menor
calibre, pero en general las manifestaciones pue-
den ser similares e incluyen estenosis, oclusiones,
aneurismas y engrosamientos de la pared vas-
cular.
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Traumatismo
Los traumatismos son otra de las causas de lesión
de la pared arterial que se valoran en los estu-
dios de angiografía por RM. Dentro de los trau-
matismos también se incluyen los iatrogénicos,
provocados por un acto médico. Independiente-
mente de la causa, se pueden manifestar de dis-
tintas formas.
• Trauma penetrante. Provocado por arma blan-
ca, iatrogenia, etc., en general la consecuencia
es la extravasación de sangre fuera del vaso.
• Trauma contuso. Provocado por accidentes
de tráfico, precipitaciones, etc., pueden tener
diferentes consecuencias:
• Oclusión: el daño de la pared vascular pue-
de provocar una trombosis que detiene por
completo el flujo sanguíneo.
• Disección: es una rotura de la capa más in-
terna de la pared vascular (íntima), lo que
conduce a la acumulación de sangre entre
la capa interna y la media. Existen casos
de disección espontánea sin traumatismo
previo, generalmente por rotura de la capa
íntima en pacientes con aterosclerosis o
alteraciones del tejido fibroso.
• Complicaciones tardías. Algunas manifes-
taciones pueden aparecer transcurrido cierto
tiempo.
• Pseudoaneurisma o falso aneurisma: se
trata de una rotura contenida de un vaso
sanguíneo, que queda en comunicación
con la circulación. Se diferencia del aneuris-
ma verdadero en que no es la propia pared
del vaso la que contiene la dilatación, sino
tejido fibroso. Al igual que en los aneuris-
mas verdaderos, existe riesgo de rotura del
pseudoaneurisma.
• Fístula arteriovenosa: se produce una comu-
nicación anómala entre una arteria y una
vena como consecuencia del daño vascular.
USO CLÍNICO
Cabeza y cuello
POLÍGONO DE WILLIS
Como se ha mencionado anteriormente, el
polígono de Willis es el círculo arterial cerebral,
tiene forma de heptágono y se localiza en la base
del cerebro. El estudio de esta estructura se hace
fundamentalmente para descartar aneurismas en
las ramas que lo componen.
Los objetivos del estudio son determinar, con
la mayor precisión posible, el contorno de los
vasos, la anatomía del polígono de Willis y la
dirección del flujo.
Se emplean secuencias sin contraste tales
como TOF 3D (para visualizar la anatomía y el
contorno de los vasos) y PC (para determinar la
dirección del flujo).
En la tabla 14.4 se muestra un ejemplo de
secuencias que se pueden realizar en el estudio
del polígono de Willis. Los datos reflejados son
sólo un ejemplo y pueden variar dependiendo del
equipo y el centro en el que se trabaje.
1. En primer lugar hay que realizar un topo-
grama o Scout que se presenta mediante un
corte sagital potenciado en T1.
2. A partir de este topograma se puede realizar
una secuencia FLAIR en axial y una secuencia
FSE T2 axial para visualizar otras estructuras
intracraneales que no sean los vasos.
3. Luego se procede a realizar las secuencias
TOF 3D (fig. 14.9), que requerirán un trabajo
de posprocesamiento en el que se obtienen
TABLA 14.4 Secuencias angiográficas del polígono de Willis y sus parámetros
Scout T1 TOF 3D PC 2D (opcional)
Posición del paciente Decúbito supino Decúbito supino Decúbito supino
Tipo de secuencia Eco de gradiente 2D Eco de gradiente TOF 3D Eco de gradiente PC 2D
Plano de orientación Sagital Axial Axial
Corte central Nasion Nasion Nasion
TE Mínimo (4 ms) 3,2 ms 6 ms
TR 100 ms 33 ms 20 ms
Ángulo de variación 60° 20° 20°
Campo de visión x, y 240 mm, 240 mm 220 mm, 165 mm 220 mm, 165 mm
Resolución (∆x,∆y) 0,94 mm 1,88 mm 0,86 mm, 0,86 mm 0,86 mm, 1,29 mm
Grosor de corte (∆z) 7 mm 1,4 mm 10 mm
Número de cortes 7 32 por bloque (2 bloques) 3
Número de excitaciones 1 1 4
Número de adquisiciones 1 1 3
Dirección de muestreo Anterior a posterior Anterior a posterior Anterior a posterior
Compensación de flujo – Sí Sí
Pulsos de saturación – Posterior
Tiempo de escaneo 16 s 6 min, 32 s 1 min, 33 s
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PARTE 3
228
distintos volúmenes de interés; para la circu-
lación anterior izquierda, anterior derecha
y circulación posterior, se van rotando las
imágenes en MIP en un eje vertical de 360°
guardando imágenes cada 15°. Adicional-
mente se obtendrá un volumen de la circula-
ción anterior que incluya arterias cerebrales
anteriores y la arteria comunicante anterior
con imágenes rotacionales cada 15° en un
eje horizontal.
4. Opcionalmente se puede hacer un PC 2D que
da información sobre la dirección del flujo,
pudiendo ayudar a determinar los vasos que
contribuyen en la formación de un posible
aneurisma.
5. En el caso de los estudios para evaluación pos-
quirúrgica, como por ejemplo aneurismas
o malformaciones vasculares embolizadas,
se debe complementar el estudio con una
secuencia tras la administración de contraste
intravenoso, ya que es importante determinar
posibles recanalizaciones y las secuencias TOF
pueden ser poco sensibles a este flujo lento.
En estudios postquirúrgicos es conveniente
el uso de contraste intravenoso.
Los hallazgos positivos más frecuentemente
visualizados con este estudio son los aneurismas
y las variantes anatómicas del polígono de Willis
(figs. 14.10 y 14.11).
TRONCOS SUPRAAÓRTICOS
Los troncos supraaórticos están compuestos por
las primeras ramas aórticas sin incluir las arte-
rias coronarias, y son el tronco braquiocefálico,
ambas arterias carótidas y ambas arterias sub-
clavias con sus ramas, las arterias vertebrales. La
principal indicación es el estudio de las arterias
carótidas extracraneales, siendo la afectación
ateroesclerótica la más frecuente.
FIGURA 14.9
Secuencia TOF: las arterias intracerebrales se ven hiperintensas.
FIGURA 14.10
Aneurisma de la arteria basilar señalado con la flecha blanca. A la derecha, reconstrucción MIP donde se aprecia claramente la
dependencia del aneurisma.
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Las secuencias que se describen a continuación
para el estudio de los troncos supraaórticos son
una referencia (tabla 14.5) y las variaciones que
se quieran hacer dependerán del centro donde se
trabaje.
1. En primer lugar se realiza un Scout rápido en
tres planos ortogonales para asegurarse de la
posición exacta del cuello. Estas imágenes se
usan posteriormente para planificar dónde
colocar los planos de saturación y determinar
el volumen de interés.
2. Posteriormente se puede realizar una secuen-
cia TOF 2D, aunque está cayendo en desuso
desde que se emplean secuencias TOF 3D y
angiografía por RM con contraste. Se emplean
las imágenes del Scout para localizar la posi-
ción de los vasos en las tres dimensiones y
asegurarse de que la bifurcación carotídea
esté en el centro del campo de visión. Las
imágenes obtenidas se pueden posprocesar
utilizando MIP.
No olvidar que se deben colocar pulsos de
saturación, ya sea caudales, si se quiere
suprimir la señal del flujo arterial, o cefálicos si
se quiere suprimir la señal del flujo venoso.
3. Es importante realizar la secuencia TOF 3D,
y si hubiese que elegir entre ésta y el TOF
2D por motivos de tiempo, se debe elegir el
TOF 3D (fig. 14.12). Esta secuencia se suele
realizar en el plano transverso para benefi-
ciarse de la dirección del flujo. Se emplean
los parámetros indicados en la tabla 14.5 y
las imágenes se posprocesan al igual que el
TOF 2D.
4. Debido a que la técnica TOF tiene sus limi-
taciones en las áreas de flujo turbulento
como las bifurcaciones carotídeas, pudiendo
sobreestimar las estenosis, es conveniente el
empleo de secuencias tras administración de
contraste i.v.
La adquisición de las imágenes debe ocurrir
durante el primer paso del bolo de contraste.
Idealmente el llenado del centro del espacio K
se realiza durante el pico arterial de realce. Se
pueden emplear las técnicas de sincronización
descritas (v. “Tiempo para la adquisición de
las imágenes: el espacio k” en este capítulo).
Por lo general, el bolo de contraste llega a
las arterias carótidas de 15 a 20 segundos
después de su administración, pudiendo
haber variaciones entre pacientes. La dosis
de contraste que se debe poner en el inyector
es de 0,1 a 0,2 mmol/kg, seguida de un bolo
de 20 ml de suero salino.
5. Adicionalmente se puede incluir una secuen-
cia SE o TSE de alta resolución para el estudio
de las paredes de los vasos y la morfología de
los tejidos de alrededor.
SENOS VENOSOS DE LA DURAMADRE
El estudio angiográfico de los senos venosos de la
duramadre se realiza básicamente para descartar
trombosis en éstos, y para ello se lleva a cabo una
venografía con RM. Existen múltiples causas de
FIGURA 14.11
Aneurisma de la arteria cerebral posteroinferior derecha, que fue embolizado; en la actualidad se aprecian signos de recanalización
(flecha roja) que, si bien se sospechan en la secuencia TOF (izquierda), se confirman y visualizan mejor en el estudio postcontraste
(derecha).
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PARTE 3
230
TABLA 14.5 Secuencias angiográficas de los TSA y sus parámetros
Scout T1 TOF 2D TOF 3D
TOF 3D con
contraste i.v. Eco de espín
Posición del
paciente
Supino Supino Supino Supino Supino
Tipo de
secuencia
EG 2D EG 2D EG TOF 3D EG TOF 3D SE
Plano de
orientación
Sagital Axial Axial Coronal Axial
Corte central Nasion Bifurcación
carotídea
Bifurcación
carotídea
Bifrucación
carotídea
Base cráneo o
bifurcación
carotídea
TE Mínimo
(4 ms)
Menos de 7 ms 2,5-3 ms para
que grasa y agua
estén fuera de fase
2-3 ms 15 ms
TR 100 ms 25 ms 20-40 ms 4-8 ms 500-700 ms
Ángulo de
variación
60° 35° 15-25° 10-45° 90°
Campo de
visión x, y
240 mm,
240 mm
256 mm,
160-200 mm
256 mm, 160 mm 256 mm,
160 mm
256 mm, 200 mm
Resolución
(∆x, ∆y)
0,94 mm,
1,88 mm
1-1,25 mm 1 mm, 0,83 mm 1 mm, 1 mm 0,5 mm, 1 mm
Grosor de
corte (∆z)
7 mm 2-3 mm 1 mm 2-3 mm 3 mm
Número de
cortes
7 50-70 o
cuantos sea
necesario
64 16-24 o
cuanto sea
necesario
10-20 o cuanto
sea necesario
Saturación
grasa
Sí Sí (para ver disec-
ción carotídea)
N.° de adqui-
siciones
1 1 1 1 1
Dirección de
muestreo
Anterior a
posterior
Anterior a
posterior
Anterior a posterior Craneal a
caudal
Anterior a
posterior
Compensa-
ción de flujo
– – Sí – Sí
Pulsos de
saturación
– Craneal: satura
venas
Caudal: satura
arterias
50-80 mm craneal
satura venas
Caudal satura
arterias
– Craneal y caudal
usando bandas
paralelas
Tiempo de
escaneo
16 s Aprox. 5 min 4-8 min 20 a 30 s 2 min 30 s
FIGURA 14.12
Las reconstrucciones MIP son muy útiles aunque pueden sobreestimar las estenosis, por lo que es fundamental correlacionar con los
cortes axiales (izquierda).
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trombosis de los senos venosos, entre las que se
encuentran alteraciones hematológicas, fármacos,
trauma, neoplasia, encefalitis y mastoiditis, entre
otras (fig. 14.13).
Se pueden emplear secuencias TOF 2D o PC
2D/3D y complementar opcionalmente con
venografía por RM con contraste, dado que las
dos primeras son propensas a mostrar artefactos
relacionados con el flujo. En la tabla 14.6 se mues-
tran comparativamente estas distintas secuencias.
Adicionalmente pueden realizarse otras, como un
SE T1 sagital y SE DP T2 coronal para valorar la
posible afectación parenquimatosa subyacente.
Tórax
AORTA TORÁCICA
Existen diversas patologías que pueden afectar la
aorta torácica, y entre las más comunes se encuen-
tran los aneurismas, los pseudoaneurismas y la
disección aórtica.
En el caso de la disección aórtica, ésta pue-
de diagnosticarse mediante otros métodos de
imagen tales como la TC, que tiene la ventaja
del tiempo corto de exploración, o la ecografía
transesofágica. No obstante, a pesar de que los
artefactos de movimiento en pacientes poco
colaboradores pueden ser problemáticos, la RM
también se emplea como método diagnóstico,
fundamentalmente en el caso de pacientes que
no puedan recibir contrastes yodados (fig. 14.14).
Se emplea fundamentalmente una secuencia
de sangre negra HASTE (half Fourier single shot
turbo spin echo) con sincronización cardíaca y una
secuencia de angiografía por RM con contraste i.v.
A continuación se muestra un ejemplo de
las secuencias que podrían emplearse y en la
tabla 14.7 se explican los parámetros de cada una.
1. Se empieza con un Scout en los tres planos.
2. Posteriormente se hace una secuencia 2D en
sangre negra (HASTE) en planos axial, coro-
nal y sagital oblicuo (a lo largo del plano del
arco aórtico para abarcar la aorta torácica
completa).
3. Luego se puede realizar un eco de gradiente
2D cine con respiración mantenida. Se utili-
zan para la evaluación de la válvula aórtica,
ya que puede obtener imágenes de varias fases
cardíacas en una misma y única posición. Se
debe posicionar un corte axial por encima de
TABLA 14.6 Secuencias realizadas para la venografía RM en el estudio de los senos
venosos
Secuencia Ventajas Desventajas Indicaciones
TOF 2D Menor tiempo de adquisición
Abarca campo de visión grande
Baja resolución
El coágulo puede pasar
desapercibido
Examen inicial
de rutina
PC 2D Menor tiempo de adquisición
Da información de la dirección
de flujo
Campo de visión más pequeño
No se puede realizar MIP
en el posprocesamiento
Examen inicial
de rutina y para
seguimiento
PC 3D Mejor resolución
Da información de la dirección
de flujo
Mayor tiempo de adquisición Cuando se sospecha
trombosis venosa
cortical (porque
se requiere alta
resolución)
Venografía
RM c/ CIV
Menor tiempo de adquisición
Campo de visión grande
Mejor resolución
Necesita contraste
paramagnético
No da información sobre
la dirección de flujo
Cuando se requiera
alta resolución
FIGURA 14.13
Las flechas blancas señalan ausencia de señal en el seno venoso
transverso izquierdo, en relación con trombosis.
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PARTE 3
232
la válvula aórtica, pedir al paciente que con-
tenga la respiración y empezar la secuencia.
Se deben repetir los mismos pasos con una
orientación coronal oblicua a lo largo de la
raíz aórtica.
4. En el caso de que el paciente no se encuentre
en condiciones de aguantar la respiración,
se puede realizar una secuencia EG 2D cine
sin respiración mantenida. La desventaja
es el largo tiempo de exploración que con-
lleva.
5. Opcionalmente se pueden realizar secuencias
TSE T1 axiales para la detección de hematoma
intramural. Sólo se puede obtener un corte
por cada pausa de apnea, por lo cual las imá-
genes deben estar limitadas a un área pequeña
de interés (engrosamiento o irregularidad de
la pared del vaso).
TABLA 14.7 Parámetros de las secuencias en el estudio de la disección aórtica
Scout T1 HASTE axial
HASTE coronal/
sagital
EG cine
con apnea
TSE T1 con
apnea
EG 3D con
CIV
Posición del
paciente
Supino Supino Supino Supino Supino Supino
Tipo de
secuencia
EG Single shot fast
spin eco
Single shot fast
spin eco
Eco
gradiente
cine
FSE EG 3D
Plano orien-
tación
3 planos Axial Coronal o sagital
oblicuo
Axial o
coronal
oblicuo
Axial Sagital o
sagital
oblicuo
Corte cen-
tral
Tórax alto Centro del
corazón
Centro del
corazón
Centro del
corazón
Centro del
corazón
Tórax medio
TE 3 ms 43 ms 43 ms 6,1 ms 30 ms 1,8 ms
TR 6,5 ms infinito infinito 60-100 ms 700 ms 4,6 ms
Ángulo de
variación
80° 180° 180° 25° 160° 30°
Campo de
visión x, y
450 mm,
450 mm
350 mm,
350 mm
450 mm, 450 mm 300 mm,
300 mm
350 mm,
263 mm
390 mm,
390 mm
Resolución
(∆x, ∆y)
1,76 mm,
2,34 mm
1,37-2,19 mm 1,76 mm,
2,81 mm
1,17 mm,
2,34 mm
1,37 mm,
2,05 mm
1,52 mm,
2,29 mm
Grosor de
corte (∆z)
5 mm 5 mm 6 mm 8 mm 5 mm 3 mm
Número de
cortes
7 2 o 3 grupos
de 20 cortes
20 1 1 40 (80
luego de
interpolar)
ECG sincro-
nización
- Sí Sí Sí Sí No
N.° de
adquisi-
ciones
1 1 1 1 1 1
Pulsos de
satura-
ción
No No No No No No
Tiempo de
escaneo
8 s Más de 47 s Más de 47 s 10 a 20 s Más de 7 s 58 s
FIGURA 14.14
Flap intimal por amplia disección aórtica
(flecha).
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6. En el caso de que alguna de las secuencias
anteriores muestre signos de disección aórti-
ca, debe complementarse con una secuencia
tras administración de contraste empleando
una antena de cuerpo entero para abarcar
la aorta torácica y abdominal y determinar
así la extensión de la disección. Se realiza pri-
meramente un test bolus, luego una secuencia
3D precontraste que hace las veces de máscara
y luego el estudio con contraste.
CARDIOGRAFÍA POR RM
La RM cardíaca se ha convertido en la prueba de
imagen de referencia para evaluar la anatomía, la
viabilidad y la función cardíaca.
Es necesario tener un adecuado conocimiento
de la anatomía cardíaca y ser consciente
de que la orientación del corazón en el tórax
condiciona su exploración, ya que se localiza
en un plano distinto a los planos del cuerpo
que ya se conocen (axial, coronal y sagital).
En la práctica clínica se emplean secuencias ana-
tomomorfológicas (secuencias de pulso), secuen-
cia cine (eco de gradiente), secuencias de flujo y
secuencias EG 3D. Se empleará cada una de ellas
dependiendo de la indicación clínica (cuadro 14.1).
En las secuencias de pulso se utilizan las
secuencias en sangre negra y sangre blanca.
Las secuencias en sangre negra (SE, TSE, HAS-
TE) se hacen para recopilar información sobre
la anatomía del corazón y los grandes vasos. Las
secuencias en sangre blanca (EG) se hacen para
recopilar información anatómica y funcional.
Se adquieren secuencias tras administrar con-
traste en caso de que se quiera estudiar la viabili-
dad del miocardio.
Pueden emplearse secuencias PC cuando
sea necesario determinar la dirección de flujo y
cuantificarlo, como en los casos de insuficiencias
valvulares.
Preparación del paciente
El paciente se coloca en decúbito supino con los
brazos extendidos a lo largo del cuerpo.
Es necesario sincronizar el estudio con el elec-
trocardiograma para identificar correctamente las
ondas R en las que se basa la adecuada obtención
de imágenes (trigger). Dado que la señal emitida
desde el corazón es débil, se debe procurar evitar
cualquier interposición entre la señal y los elec-
trodos.
Pasos en la obtención de las imágenes
A continuación se describen los pasos necesarios
para obtener las imágenes.
1. Los primeros cortes que se obtienen son los
localizadores (fig. 14.15) en los tres planos
ortogonales estrictos (eje del cuerpo) y en
apnea, preferiblemente en espiración, ya
que es la posición más reproducible. Se trata
de secuencias single-shot rápidas pero con
CUADRO 14.1 PRINCIPALES
INDICACIONES PARA LA REALIZACIÓN
DE RM CARDÍACA SEGÚN EL COLEGIO
AMERICANO DE CARDIOLOGÍA
• Estudiar el tamaño, la estructura
y la funcionalidad de ambos ventrículos.
• Evaluar las válvulas cardíacas nativas
y prostéticas (estenosis, insuficiencia, etc.).
• Evaluar las masas cardíacas.
• Evaluar los grandes vasos y las venas
pulmonares.
• Establecer la localización y la extensión
de la afectación isquémica.
• Determinar la viabilidad antes
de la revascularización.
• Evaluar anomalías en el origen de las arterias
coronarias.
• Evaluar miocarditis y otras miocardiopatías.
• Estudiar las enfermedades de depósito
con afectación cardíaca.
FIGURA 14.15
Localizadores ortogonales (sagital, coronal y axial). A: aorta; AD: aurícula derecha; APD: arteria pulmonar derecha; TP: tronco
de la arteria pulmonar; VCI: vena cava inferior; VI: ventrículo izquierdo.
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PARTE 3
234
poca resolución. El corazón tiene sus propios
planos, ya que sus ejes no son paralelos a
los ejes del cuerpo. Por lo tanto, a partir de los
primeros localizadores (planos ortogonales)
se obtienen los localizadores específicos del
corazón.
2. Partiendo de los cortes axiales puros (don-
de se ven los ventrículos con orientación
oblicua), se traza un plano paralelo al septo
interventricular que pase por el centro de la
válvula mitral, para así obtener el localizador
dos cámaras (fig. 14.16).
3. A partir del localizador dos cámaras, se pla-
nifica un corte transversal a nivel medioven-
tricular, para obtener así el localizador cuatro
cámaras (fig. 14.17).
4. A partir del localizador cuatro cámaras, se
traza un plano perpendicular al tabique inter-
ventricular y paralelo al plano valvular para
obtener así el localizador eje corto. Se com-
prueba el posicionamiento en el localizador
dos cámaras (fig. 14.18). En esta proyección
el miocardio del ventrículo izquierdo se ve
como un anillo. Debe incluir al menos un
FIGURA 14.16
Localizador dos cámaras (derecha) que se obtiene del plano axial con corte paralelo al septo interventricular (izquierda). A: aorta;
AD: aurícula derecha; AI: aurícula izquierda; S. septum interventricular; VD: ventrículo derecho; VI: ventrículo izquierdo; VM: válvula mitral.
FIGURA 14.17
Localizador cuatro cámaras (derecha) que se obtiene a partir del dos cámaras (izquierda). AD: aurícula derecha; AI: aurícula izquierda;
VD: ventrículo derecho; VI: ventrículo izquierdo.
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corte por encima de la válvula auriculoven-
tricular y distalmente los músculos papilares.
Estos cortes servirán posteriormente para pla-
nificar las secuencias cine funcionales.
5. Utilizando el localizador dos cámaras y el
localizador eje corto, se traza un plano que
pase a través del tracto de salida de la aorta
y del ápex del ventrículo izquierdo para así
obtener el localizador tres cámaras o tam-
bién llamado tracto de salida del ventrículo
izquierdo (fig. 14.19).
Estudio anatómico
Se emplean secuencias en sangre negra HASTE ya
que se realizan en un tiempo corto y sin pausas
de apnea. Los planos empleados son los planos
ortogonales estrictos y al menos deben hacerse
dos planos ortogonales (axial/coronal o axial/
sagital). Permiten estudiar la anatomía cardíaca,
reconociendo las cuatro cámaras y la salida de
los grandes vasos, y la anatomía torácica por si
hubiese repercusión parenquimatosa pulmonar
del problema cardíaco.
Estudio funcional
Se emplean las secuencias cine, que son imágenes
secuenciales obtenidas a lo largo del ciclo cardía-
co. Se prefieren las secuencias SSFP (steady-state
free precession) por su gran resolución temporal
y espacial, y su poder de contraste. Se deben
obtener en los ejes intrínsecos del corazón que
ya se han desarrollado: cuatro cámaras, dos
cámaras, tres cámaras (tracto de salida del ven-
trículo izquierdo), eje corto y tracto de salida
FIGURA 14.18
Localizador eje corto (derecha) que se obtiene a partir del cuatro cámaras (izquierda). VI: ventrículo izquierdo.
FIGURA 14.19
Localizador tres cámaras o tracto de salida del ventrículo izquierdo (derecha) que se obtiene a partir del localizador dos cámaras
(izquierda) y eje corto a la altura de la salida del ventrículo izquierdo (medio). A: aorta; AD: aurícula derecha; AI: aurícula izquierda;
P: arteria pulmonar; Vao: válvula aórtica; VM: válvula mitral.
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PARTE 3
236
del ventrículo derecho. Opcionalmente se puede
realizar un plano llamado tracto de salida del
ventrículo izquierdo modificado, trazando un
eje perpendicular al plano de tres cámaras que
pase por el centro de la válvula aórtica y la aorta
ascendente. La tabla 14.8 resume las estructuras
que se estudian en cada plano.
Este estudio (anatómico y funcional) descrito
es básico, y se puede realizar en unos 20 minutos.
Adicionalmente se pueden añadir otras secuen-
cias dependiendo de la sospecha clínica, como
por ejemplo secuencias cine en planos valvulares,
secuencias anatómicas para mostrar la anatomía
concreta en caso de cardiopatías, secuencias PC
para cuantificar el flujo o secuencias con pulso
de inversión recuperación para estudiar el realce
tardío del miocardio en busca de áreas de necrosis
o fibrosis miocárdica.
La técnica de realce tardío ha supuesto la apor-
tación más importante de la RM cardíaca, ya que
permite detectar la extensión de tejido necrótico
e isquémico en caso de infarto miocárdico.
Abdomen y miembros inferiores
Es un examen que se pide por lo general en
pacientes con sospecha de enfermedad arterial
oclusiva periférica, que es la manifestación más
común de ateroesclerosis sistémica aparte de la
enfermedad coronaria y cerebrovascular.
La angiografía con sustracción digital (DSA)
continúa siendo la técnica de referencia a pesar
de sus conocidas desventajas (invasiva, radiación,
contraste potencialmente nefrotóxico). Pueden
emplearse otros métodos de imagen, tales como
la angiografía por TC y la ecografía Doppler, aun-
que cada una con sus desventajas. La angiografía
por RM es una técnica no invasiva y no operador
dependiente, que visualiza estructuras inaccesi-
bles con ecografía y el contraste empleado no
afecta la función renal siempre que se aplique
en pacientes con tasas de filtración glomerular
superior a 30 ml/min/1,73 m2
.
Si bien la principal desventaja que se le atri-
buía a la angiografía por RM era la escasa resolu-
ción espacial, el reciente desarrollo de algoritmos
de reconstrucción y los nuevos agentes de con-
traste han mejorado sustancialmente la calidad
de la imagen.
El principio básico de esta técnica es conseguir
un realce intenso del lumen arterial durante el
primer paso de contraste. El mayor reto está en
conseguir un balance entre la resolución espa-
cial, un campo de visión amplio y un tiempo de
adquisición no demasiado largo.
El principal problema técnico es que se requie-
re una gran cobertura anatómica para estudiar las
arterias tanto del abdomen como de las extre-
midades y el contraste permanece poco tiempo
en el espacio intravascular, por lo que se han
desarrollado técnicas que permitan disminuir la
contaminación venosa (fig. 14.20).
Una de estas técnicas es la angiografía por RM
híbrida, en la que primero se estudian las arterias
más distales y luego se estudian las arterias de
los muslos y del abdomen tras la administración
de un segundo bolo de contraste. Para medir
el tiempo que demora en llegar el contraste se
usan como puntos de referencia la arteria poplí-
tea (para las arterias distales) y la aorta (para el
abdomen y los muslos). Con este protocolo es
posible estudiar toda la vasculatura desde el dia-
fragma hasta los pies sin contaminación venosa.
No hay que olvidar las secuencias sin contraste
i.v., como los TOF con bandas de saturación, que
aún se siguen empleando en algunos casos en los
que se debe decidir revascularizar o amputar, por
su alta resolución espacial.
Entre las nuevas técnicas que se emplean están
las secuencias FSE 3D Fourier parcial con sincro-
nización ECG y las secuencias SSFP. La primera se
basa en las diferencias de imagen según el patrón
de flujo; así, la circulación venosa lenta aparece
hiperintensa y la circulación arterial aparece como
vacío de señal en la sístole. Los datos se adquieren
TABLA 14.8 Estructuras que se estudian en cada eje intrínseco del corazón
Cuatro cámaras Ventrículo izquierdo (cara septal y lateral), ventrículo derecho (pared
libre), ápex cardíaco, válvula mitral y tricúspide
Dos cámaras Cavidades izquierdas del corazón, apertura de la válvula mitral, función
de las caras anterior e inferior del ventrículo izquierdo, válvula pulmonar
Tres cámaras Porción anterior del tabique interventricular, pared posterolateral
del ventrículo izquierdo, ápex cardíaco, tracto de salida del ventrículo
izquierdo
Tracto de salida del ventrículo
izquierdo modificado
Raíz aórtica, unión senotubular, aorta ascendente
Tracto de salida del ventrículo
derecho
Cara anterior e inferior del ventrículo derecho, válvula pulmonar
Eje corto Valorar contractilidad regional, cuantificar la función cardíaca (fracción
de eyección, masa miocárdica, etc.)
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CAPÍTULO 14
Angiografía por RM
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en fase arterial y venosa, y luego se hace una sus-
tracción para así obtener una fase arterial pura. La
segunda técnica (SSFP) produce la imagen según
ratio T2/T1 sin basarse en el patrón de flujo; se
usa fundamentalmente en el estudio de carótidas,
coronarias, arterias abdominales y renales.
Sistema venoso
La principal afectación que puede sufrir el sis-
tema venoso es la trombosis, siendo ésta de alta
relevancia clínica cuando se trata del sistema
venoso profundo por el riesgo de embolismo
hacia las arterias pulmonares. Si bien la flebo-
grafía con contraste i.v. sigue siendo la técnica
de referencia para el diagnóstico de trombosis
venosa, actualmente ha sido reemplazada por el
estudio con ecografía Doppler, dado que es una
prueba no invasiva y sin radiación, y es menos
costosa. La desventaja de la ecografía es cuando la
sospecha de afectación venosa es en un territorio
inaccesible con el transductor y es donde deben
plantearse otras técnicas de estudio.
La TC con contraste i.v. no suele emplearse
en el estudio del sistema venoso profundo de los
miembros superiores, ya que frecuentemente se
ven defectos de repleción en las venas centrales,
que son únicamente artefactos de flujo y turbu-
lencia. No obstante, hay estudios realizados con
administración de contraste i.v. por ambos brazos
con imágenes de calidad similar a la venografía
convencional.
Hasta ahora la venografía por RM no había
demostrado gran sensibilidad ni especificidad res-
pecto a la ecografía Doppler en el estudio del sis-
tema venoso profundo; sin embargo, con la admi-
nistración de nuevos medios de contraste blood pool
FIGURA 14.20
Angiografía por RM de los miembros inferiores. Columnas: A. Máscara. B. Tras administración de contraste intravenoso. C. Sustracción.
D. Reconstrucción MIP. Filas: 1. Abdomen. 2. Muslos. 3. Piernas.
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PARTE 3
238
como el gadofosveset, se han logrado imágenes
tan buenas o mejores incluso que con la ecografía.
Para la venografía por RM se pueden emplear
secuencias sin contraste, como los TOF, aunque
la administración de contraste i.v. es clave para el
mejor estudio de las estructuras venosas. Puede
hacerse una venografía por RM directa inyectando
el contraste diluido por una vena periférica del pie
o una venografía indirecta en la que se inyecta el
contraste en un bolo único como cualquier estudio
con contraste i.v. y se espera un tiempo prudencial
hasta que el contraste llegue a las venas (fig. 14.21).
Debido a que el medio de contraste que hasta
ahora se ha venido estudiando en angiografía
por RM es un contraste extracelular inespecífico,
puede presentar desventajas en el estudio del sis-
tema venoso al extravasarse rápidamente fuera
de la vasculatura. Por ello se han desarrollado
agentes de contraste con distribución intravas-
cular que aumenten la ventana temporal para
adquisición de imágenes en fase venosa. Uno de
ellos es el trisodio gadofosveset trisódico.
El gadofosveset es un agente de contraste
que se une a la albúmina, por lo que permanece
más tiempo en el espacio intravascular (unos
30 minutos), lo que permite una mejor visuali-
zación del sistema venoso.
En la tabla 14.9 se describe el protocolo:
1. Se administra gadofosveset en vena periférica
antecubital a 0,03 mmol/kg y a 4 ml/s.
2. La adquisición de imágenes debe empezar
2-3 minutos después de la administración de
contraste i.v.
3. Se realizan dos secuencias EG 3D: FLASH 3D
(3D fast low angle shot) y VIBE (volumetric inter-
polated breath-hold) con supresión grasa. Es
recomendable emplear ambas secuencias de
forma complementaria, ya que las secuencias
FLASH 3D evalúan bien las venas centrales
pero no las periféricas. Por el contrario, la
secuencia VIBE evalúa peor las venas cen-
trales por los artefactos de movimiento res-
piratorio dado su largo tiempo de exploración
(figs. 14.22 y 14.23).
FIGURA 14.22
A. Secuencia VIBE coronal; se observan los artefactos por movimiento respiratorio que disminuyen la correcta valoración. B. Secuencia
FLASH 3D coronal. C. Reconstrucción MIP de FLASH 3D. A: aorta; VC: vena cava; VI: vena ilíaca común; VS: vena suprahepática.
TABLA 14.9 Parámetros empleados
en las secuencias eco de gradiente 3D
para venografía RM con contraste i.v.
3D FLASH VIBE
TR 2,7 ms 4,1 ms
TE 1,4 ms 1,4 ms
Ángulo de variación 25° 18°
Campo de visión 480 mm 500 mm
Grosor de corte 2,5 mm 0,8 mm
Tiempo de adquisición 30 s 3 min 54 s
FIGURA 14.21
Fase de equilibrio en la que se ven contrastadas tanto la aorta
como la vena cava.
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CAPÍTULO 14
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AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Cuál de las siguientes secuencias es una se-
cuencia de sangre blanca sin contraste i.v.?
a. Eco de espín turbo.
b. Eco de gradiente.
c. Eco de espín.
d. Inversión-recuperación.
e. VIBE.
2. Una de las siguientes no es rama de la arteria
aorta torácica.
a. Arteria subclavia.
b. Arteria carótida común.
c. Arterias coronarias.
d. Arteria basilar.
e. Tronco braquiocefálico.
3. ¿Cuál de las siguientes no es una característica
de la secuencia TOF 3D?
a. Tiene alta resolución espacial.
b. Es adecuada para el estudio del flujo lento
(flujo venoso).
c. Es sensible a los artefactos de movi
miento.
d. La mejor información se obtiene del flujo
sanguíneo que tiene una orientación per-
pendicular al plano de estudio.
e. Es una secuencia EG T1.
4. Respecto a los estudios de angiografía por RM
con contraste i.v., marque la falsa:
a. Se emplean secuencias rápidas EG 3D en
T1 spoiled.
b. No se debe emplear contraste intravenoso
en los pacientes con tasas de aclaración
de creatinina inferiores a 30 ml/min/
1,73 m2
.
c. El centro del espacio K debe llenarse al
mismo tiempo que el bolo de contraste
llega a los vasos de interés para lograr el
mayor realce.
d. Son muy recomendables en el caso de
estudios de angiorresonancia cerebral pos-
quirúrgica.
e. No es aconsejable complementarlos con
otras secuencias sin contraste como las
secuencias TOF o PC.
5. Respecto a RM cardíaca, señale la verdadera:
a. La administración de contraste intrave-
noso se emplea para la valoración de la
viabilidad del miocárdico (cuando se sos-
pecha infarto cardíaco).
b. Se emplean secuencias en sangre blanca y
tras administración de contraste intrave-
noso, las secuencias en sangre negra no
aportan información.
c. Los planos de orientación del corazón
son los mismos planos ortogonales del
cuerpo.
d. No es conveniente usar sincronización
con el ciclo cardíaco (electrocardiograma)
porque alarga mucho el tiempo de explo-
ración.
e. Las secuencias PC no son adecuadas para
el estudio del flujo a través de las válvulas
cardíacas.
Bibliografía
Boxt L. Cardiac MR imaging: a guide for the beginner. Radio-
graphics 1999;19(4):1009-25.
Ersoy H, Rybicki F. MR Angiography of the lower extremities.
AJR Am J Roentgenol 2008;190(6):1675-84.
FIGURA 14.23
A. Máscara, sin contraste i.v. B. FLASH 3D coronal. C. VIBE coronal. D. Sustracción donde no se aprecian los tejidos de fondo.
Se aprecia la vena axilar hiperintensa que se continúa con la vena basílica.
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PARTE 3
240
Santa Marta C, Sánchez J, Lafuente J. Técnicas angiográficas. En:
Oleaga L, Lafuente J, editors. Aprendiendo los fundamen-
tos de la resonancia magnética. Madrid: Editorial Médica
Panamericana; 2006. p. 63-8.
Vymazal J. Non-contrast magnetic resonance angiography.
En: Vymazal J, editor. Cardiovascular MRI: Angiography and
perfusionstudieswith1molargadolinium-basedcontrastagent.
1.ª ed. Praga: MEDCOR Europe Publisher; 2004. p. 39-45.
Westbrook C, Kaut C, Talbot J. Vascular and cardiac imaging.
En: Westbrook C, Kaut C, Talbot J, editors. MRI in practi-
ce. 4.ª ed. Oxford: Wiley-Blackwell Publishing Ltd; 2011.
p. 261-304.
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241
CAPÍTULO 15
Mama
Manuel Delgado Márquez y Luis Alberto Mullor Delgado
INTRODUCCIÓN
La resonancia magnética (RM) de mama es hoy
en día una técnica muy consolidada en la valora-
ción de la patología mamaria y cada vez tiene más
aplicaciones clínicas como método diagnóstico
complementario a la mamografía y la ecografía.
Es la técnica con mayor sensibilidad para detectar
cáncer de mama (90-100%), aunque presenta una
baja/moderada especificidad (60-80%), por lo que
es muy importante correlacionar los hallazgos con
antecedentes personales, exploración física, mamo-
grafía y ecografía para evitar realizar biopsias inne-
cesarias, ansiedad en la paciente y gasto innecesario.
Hay estudios que afirman que cuando se diag-
nostica un cáncer de mama, existe un 3-5% de
probabilidad de que la RM detecte un cáncer ma-
mográficamente oculto en la mama contralateral.
Es la técnica con mayor sensibilidad para la
detección de carcinoma de mama; es decir, si
la paciente tiene un cáncer, muy probablemente
con esta técnica se pueda detectar. Por el
contrario, debido a su especificidad no tan alta,
hay lesiones que pueden tener un comportamiento
similar al carcinoma, sin serlo. Por ello es muy
importante la selección adecuada de la paciente
que va a someterse a esta exploración.
ANATOMÍA MAMARIA
La glándula mamaria se compone de tres estruc-
turas principales: piel, tejido celular subcutáneo
y tejido mamario (parénquima y estroma). Existe
una fascia superficial o premamaria, localizada
justamente debajo de la piel, y otra fascia pro-
funda o retromamaria, localizada entre el tejido
mamario y el músculo pectoral mayor.
El parénquima propiamente dicho se divide
en 15-20 lóbulos con una disposición radial y
que convergen en el pezón. Entre estos lóbulos
existe tejido estromal o conectivo, así como grasa.
Cada uno de ellos termina en un conductillo, los
cuales van convergiendo hasta llegar a la región re-
troperiareolar, donde existen 6-10 conductos prin-
cipales, que tienen comunicación con el exterior.
La unidad funcional de la mama es la unidad
ductal lobulillar terminal, que se compone de
un conductillo y un acino. Cada lobulillo de los
descritos previamente contiene un número
variable de acinos, entre 10 y 100.
El tejido glandular y los conductos están rodea-
dos por grasa y se mantienen por los ligamentos
de Cooper, elementos de tejido conectivo que se
originan en el estroma y se insertan en la fascia
prepectoral y en la dermis.
Introducción 241
Anatomía mamaria 241
Requisitos técnicos 242
Estado hormonal de la paciente 243
Posición de la paciente 243
Elección del plano de corte 244
Protocolos de RM de mama 244
Protocolo para valoración de
prótesis 244
Protocolo para el resto de situaciones
clínicas 245
Resolución temporal y espacial 247
Administración de contraste 248
Interpretación de las imágenes 248
Criterios diagnósticos 249
Indicaciones de la RM mamaria 250
Estadificación del cáncer de mama 250
Evaluación de respuesta al
tratamiento 250
Cribado en pacientes de alto riesgo 250
Detección de recurrencias 251
Estudio de un carcinoma de mama
oculto 251
Evaluación de pacientes con prótesis
de mama 251
Intervencionismo con RM 251
Hallazgos no concluyentes en mamografía
y ecografía 251
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PARTE 3
242
Para garantizar que el tejido mamario se
visualiza por completo, es importante incluir
en el estudio de RM el músculo pectoral mayor
(figs. 15.1 y 15.2).
La glándula mamaria recibe su aporte sanguí-
neo fundamentalmente de dos arterias: aproxi-
madamente el 60% lo aporta la arteria mamaria
interna y sus ramas perforantes, mientras que
el 30% proviene de la arteria torácica lateral,
rama de la axilar, que nutre fundamentalmente
el cuadrante superoexterno de la mama; el res-
to (un 10%) proviene de ramas laterales de las
arterias intercostales.
El drenaje linfático de la mama se realiza fun-
damentalmente a través de la axila (97%), mien-
tras que el 3% restante es a través de los ganglios
de la cadena mamaria interna.
REQUISITOS TÉCNICOS
Es importante disponer de datos clínicos y ante-
cedentes de la paciente, así como de pruebas de
imagen previas.
Es imprescindible disponer de una RM de alto
campo (al menos 1.0-1.2 T) y una antena de su-
perficie mamaria específica (figs. 15.3 y 15.4),
ya que proporcionan una adecuada relación
señal-ruido sin comprometer tiempo de estudio y
permiten una adecuada supresión grasa de mane-
ra homogénea, con adecuada diferenciación entre
captación del tejido fibroglandular y captación
tumoral en secuencias postcontraste.
Si se va a realizar estudio con contraste, es
importante que la paciente tenga canalizada una
vía intravenosa.
FIGURA 15.2
Secuencia T1 eco de gradiente sin saturación de la grasa. Plano axial (paciente con implantes mamarios en la imagen de la derecha).
1. Tejido fibroglandular. 2. Músculo pectoral mayor. 3. Esternón. 4. Grasa (hiperintensa en T1). 5. Prótesis mamaria en localización
retropectoral. 6. Pezón. 7. Corazón. 8. Hígado.
FIGURA 15.3
Antena de superfície de mama: visión frontal. Los mandos
situados a la izquierda ajustan el tamaño de la mama a los
orificios.
FIGURA 15.1
Secuencia FSE IR con saturación de la silicona. Plano sagital.
1. Pezón. 2. Tejido fibroglandular. 3. Implante mamario en
localización retroglandular. 4. Músculo pectoral mayor. 5. Grasa
mamaria (hipointensa en esta secuencia) 6. Tórax. 7. Piel.
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CAPÍTULO 15
Mama
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El tubo al que está conectada la vía debe ser
lo suficientemente largo para poder acceder
a él desde el exterior cuando la paciente se
encuentre en el túnel del imán.
Dos requisitos técnicos importantes para la
RM mamaria son la utilización de una bobi-
na específica de mama y la administración de
un agente de contraste cuando se está buscando
un cáncer de mama. Este contraste no es necesa-
rio para valorar prótesis mamaria o determinar
su rotura.
El grosor de corte, que marca el límite de la
lesión más pequeña que puede identificarse sin
el efecto del volumen parcial, debe ser al menos
de 3 mm en las secuencias realizadas. La resolu-
ción temporal para la evaluación cinética de las
lesiones debe ser de 1-2 minutos.
Estado hormonal de la paciente
Es importante realizar el estudio los días de
menor vascularización y menor estímulo hor-
monal de la glándula, entre los días 6-16 del
ciclo menstrual, ya que la captación de contraste
del tejido fibroglandular es mayor durante la
primera y la última semanas del ciclo menstrual.
En estos días los estrógenos están elevados y se
produce hiperemia, vasodilatación y aumento
de la permeabilidad capilar de la mama. Debi-
do a esto, en las pacientes premenopáusicas es
mejor realizar la prueba en la segunda o tercera
semanas del ciclo para minimizar la captación
propia del tejido.
Por lo general, es una captación bilateral,
simétrica y progresiva en el tiempo, diferente de
la que muestra el cáncer de mama; no obstan-
te, es mejor evitarlo para que la interpretación
sea más fácil, reducir los falsos positivos y
diferenciar mejor lesiones reales de captación
fisiológica.
Si la paciente está tomando tratamiento hor-
monal sustitutivo, también puede existir un pa-
trón de captación de contraste que dé lugar a fal-
sos positivos; en estas pacientes se puede plantear
realizar el estudio 1 mes después de suspender
dicho tratamiento.
Estos requisitos temporales se tendrán en
cuenta fundamentalmente cuando la indica-
ción del estudio sea screening. Si se trata de una
paciente diagnosticada de cáncer de mama, es
preferible realizar la prueba cuanto antes debido
a que necesita un tratamiento directo, bien sea
quirúrgico o de quimioterapia, y no hay tiempo
que perder.
En las pacientes premenopáusicas, los
estudios con contraste se intentan realizar
en la segunda o tercera semanas del ciclo
menstrual para evitar el realce del tejido por
estímulo hormonal.
Posición de la paciente
Las bobinas de mama muestran una proporción
alta de señal-ruido sobre la región anterior torá-
cica, que se extiende hacia la axila. También hay
que tener en cuenta la comodidad de la paciente
y el que se permita el acceso para realizar biopsias
o localizaciones prequirúrgicas guiadas con esta
técnica de imagen.
La paciente se coloca en decúbito prono con los
brazos extendidos a lo largo del cuerpo y las dos
mamas colgando libremente en las aberturas
bilaterales del soporte de la bobina.
Ambas mamas deben estar centradas de manera
simétrica en el interior de la antena, colocadas tan
profundamente como se pueda, con los pezones
dirigidos hacia abajo. La paciente debe colocar
los brazos a lo largo del cuerpo y no sobre la ca-
beza, asegurando así la mayor cobertura mamaria
posible (fig. 15.5).
La posición prono ayuda a minimizar los
efectos del movimiento de la respiración, aun-
que la forma de la mama en esta posición difiere
de la forma que adopta cuando la paciente se
encuentra en posición vertical durante la mamo-
grafía con el pecho comprimido, o en decúbito
supino en el estudio ecográfico o en la mesa de
quirófano.
Hay que estabilizar las mamas en la antena y
procurar el máximo confort de la paciente
y asegurar que están incluidas ambas mamas,
desde la axila y la región supraclavicular hasta
el pliegue inframamario.
FIGURA 15.4
Antena de superfície de mama: visión craneal. Las mamas se
introducen en los orificios que presenta la antena y en su interior
se colocan gasas para evitar artefacto de proximidad.
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PARTE 3
244
En el caso en el que la paciente sea sintomática
(palpación de nódulo, área empastada, cambios
en la coloración de la piel, etc.), es importante
que el técnico coloque un marcador cutáneo
sobre dicha región para que el radiólogo preste
especial atención a la hora de interpretar la RM.
El marcador es una cápsula de vitamina E que no
interfiere en la señal del estudio.
Elección del plano de corte
Los protocolos dinámicos más aceptados actual-
mente son en el plano axial o coronal, aunque
en la mayoría de los centros se utiliza el plano
axial. Salvo casos muy concretos, siempre hay que
realizar estudio bilateral.
El plano sagital es el menos utilizado. Aunque
requiere un campo de visión relativamente pe-
queño (mejor resolución espacial), se necesitan
demasiados cortes para cubrir ambas mamas y
además la comparación y la evaluación de las
regiones/captaciones asimétricas son más com-
plicadas. Se podría usar este plano en el caso de
que sólo se quiera estudiar una mama o para
valoración de implantes mamarios.
Es muy importante la elección de la dirección
de la codificación de fase, de tal manera que se
oriente para minimizar los artefactos por movi-
miento, incluidos el movimiento respiratorio y el
producido por el latido cardíaco. En el plano sa
gital la dirección es cabeza-pies y en el plano
axial, de izquierda a derecha. Para adquisiciones
en el plano coronal, puede hacerse cabeza-pies
o izquierda-derecha, aunque normalmente se
utiliza el primero.
Habitualmente se utilizan campos de visión
de 280 a 320 mm con una matriz de 512 × 256
o 512 × 512, dependiendo del plano de corte.
PROTOCOLOS DE RM DE MAMA
En todos los estudios lo primero es realizar las
imágenes de localización para asegurar una
adecuada posición de la paciente, con cober-
tura de ambas mamas y axilas. Se deben dife-
renciar dos tipos de situaciones clínicas: para
valorar prótesis y para el resto de situaciones
clínicas.
Protocolo para valoración de prótesis
Este protocolo se aplica a aquellos pacientes a
los que únicamente se les quiere evaluar el es-
tado de los implantes mamarios. Es un protocolo
sin contraste intravenoso, no apto para evaluar
lesiones mamarias. Con las diferentes secuencias
utilizadas se juega con las intensidades de señal
de agua, grasa y silicona, para poder identificar
FIGURA 15.5
La paciente debe colocarse en decúbito prono, con los brazos a lo largo del cuerpo.
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complicaciones protésicas (fundamentalmen-
te valoración de roturas). La frecuencia de la
resonancia de la silicona es menor que la del agua
y la grasa; de esta manera, se puede suprimir un
componente u otro modificando el tiempo de
inversión (fig. 15.6).
Este protocolo incluye las siguientes secuen-
cias (tabla 15.1):
• Eco de espín T1.
• Eco de espín rápido T2.
• Eco de espín rápido inversión-recuperación
con saturación de la grasa.
con saturación de la silicona (figs. 15.7 y 15.8).
con saturación del agua. En esta secuencia se
produce la mayor diferencia entre silicona,
agua y grasa. Las señales de la grasa y del agua
se suprimen, haciendo que la silicona presen-
te una intensidad de señal relativa más alta
(fig. 15.9).
Protocolo para el resto de situaciones
clínicas
En estas pacientes se utiliza siempre el mismo
protocolo, con secuencias precontraste y estudio
postcontraste como se detalla posteriormente
(tabla 15.2).
SECUENCIA T1 3D ECO DE GRADIENTE
SIN SATURACIÓN GRASA EN PLANO AXIAL
(fig. 15.10)
Es útil para valorar lesiones con grasa (hiperinten-
sas), tales como los ganglios benignos, hamarto-
mas, cicatrices y necrosis grasa, lo cual traduciría
benignidad de la lesión. También es una secuen-
cia útil para valoración de la axila, así como de
los marcadores metálicos postquirúrgicos que
muestran un vacío de señal muy evidente (mejor
que en las secuencias con saturación grasa).
SECUENCIAS POTENCIADAS EN T2
PRECONTRASTE: T2 FSE (fig. 15.11)
Se utiliza el plano axial, aunque en determina
dos casos se puede usar el plano coronal. Es útil
para valorar quistes, fibroadenomas, edema, san-
gre, abscesos, septos en el interior de la lesión, etc.
FIGURA 15.6
Diferencias entre las frecuencias de resonancia de agua, grasa
y silicona en RM de 1,5 T. La frecuencia de resonancia de la
silicona es 320 Hz menor que la del agua y 100 Hz menor que la
de la grasa.
TABLA 15.1 Secuencias y parámetros para valorar implantes mamarios. Intensidades
de señal relativas de agua, silicona y grasa
Secuencia de RM Silicona Grasa Agua TR (ms) TE (ms) TI (ms) Orientación
SE T1 Intermedia Alta Baja 500 15 Axial
FSE T2 Alta Media Muy alta 5.000 200 Axial
FSE IR saturación
grasa
Alta Baja Muy alta 5.700 93 140 Axial
FSE IR saturación
con silicona
Baja Alta Muy alta 7.300 85 400 Axial/sagital
FSE IR saturación
con agua
Alta Baja Baja 5.700 93 50 Axial
SE: spin eco; FSE: fast spin eco; FSE IR: fast spin eco inversión recuperación; TR: tiempo de repetición;
TE: tiempo de eco; TI: tiempo de inversión.
FIGURA 15.7
Secuencia FSE IR con saturación de la silicona: plano axial. Existe
supresión de la intensidad de señal de la silicona, por lo que el
implante se muestra hipointenso.
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PARTE 3
246
Permite identificar las lesiones quísticas
(hiperintensas) y valorar la intensidad de señal
de las lesiones sólidas. La mayoría de los cán-
ceres de mama, a diferencia de otros tumores
en el resto del organismo, son hipointen-
sos en secuencias potenciadas en T2, salvo los
carcinomas mucinosos y los tumores con necrosis
central. Los fibroadenomas suelen mostrar una
intensidad de señal alta en estas secuencias, al
igual que los ganglios, las lesiones benignas y
otras entidades postratamiento (necrosis grasa,
edema, hematoma, seroma, etc.).
Las secuencias TIRM (fig. 15.12) son una alter-
nativa a las T2 FSE cuando es útil suprimir la señal
de la grasa, con menos requerimientos técnicos
que T2 FAT SAT.
SECUENCIAS DINÁMICAS POTENCIADAS
EN T1 FL 3D ECO DE GRADIENTE
(CON CONTRASTE)
Las secuencias 3D presentan mayor relación se-
ñal-ruido que las 2D porque la señal se adquiere
a partir de un volumen y no de un solo plano
(proporcionan más información).
Debido a que se ha realizado previamente
una secuencia T1 sin saturación de la grasa, es
recomendable que estas secuencias se realicen
FIGURA 15.9
Secuencia FSE IR con saturación del agua: plano axial.
En esta secuencia la silicona se muestra hipeirntensa.
TABLA 15.2 Protocolo de secuencias en RM mamaria para valorar pacientes
con sospecha de patología tumoral o para realizar estadificación de la enfermedad
ya conocida
Secuencia
de RM
Cortes
por
bloque Orientación
Dirección
de fase
Campo
de visión
lectura
(mm)
Campo
de visión
fase (%)
Grosor
de corte
(mm)
TR
(ms)
TE
(ms)
T1 3D non
FAT SAT
144 Transversal Derecha-
izquierda
320 100 1 8,6 4,7
TIRM 34 Transversal Derecha-
izquierda
340 100 4 5.600 56
T2 TSE 34 Transversal Derecha-
izquierda
340 100 4 4.000 67
Difusión 24 Transversal Anterior-
posterior
340 50 4 6.500 107
T1 FL3D
dinámico
(1 + 5)
120 Transversal Derecha-
izquierda
340 100 1.7 4,43 1,5
TR: tiempo de repetición; TE: tiempo de eco; FAT SAT: saturación grasa; FL3D: flash 3D; TIRM: true inversión recovery
magnitude; TSE: turbo spin eco.
FIGURA 15.8
Secuencia FSE IR con saturación de la silicona: plano sagital.
Se demuestra la presencia de imágenes lineales en el interior
de la prótesis, que corresponden a pliegues radiales (dentro de
la normalidad).
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aplicando dicho filtro. Así se obtienen secuencias
originales en las que se podrán visualizar clara-
mente las lesiones que captan contraste. En caso
de que se hagan sin saturación grasa, siempre se
dispone de secuencias de sustracción, en las que
la grasa se va a suprimir por sí sola, mostrándose
únicamente las lesiones que captan contraste.
Uno de los protocolos más usados es en pla-
no axial, secuencia T1 3D eco de gradiente con
saturación grasa basal, sin contraste i.v., y poste-
riormente 5 secuencias tras administrar contraste
i.v., cada una de ellas con una sustracción respecto
a la basal. Se administran 0,1-0,2 mmol/kg en un
bolo de 10 segundos (1-2 ml/s) a través de una
vía intravenosa periférica seguida de 20-30 cc de
suero fisiológico.
Se adquieren 5 secuencias tras administrar
contraste, con una resolución temporal de menos
de 2 minutos, con los mismos parámetros de ima-
gen. Con estos datos posteriormente se realizan
curvas dinámicas que representan la cinética de
la lesión a estudiar.
Después de la última secuencia postcontraste,
se puede realizar una tardía en plano coronal o
axial T1 para valorar el realce difuso del parén-
quima, vasos, músculos, etcétera.
El software realiza automáticamente una
secuencia de sustracción para detectar mejor
las lesiones que realzan. Así, se pueden iden-
tificar más fácilmente las lesiones captantes de
aquellas que son hiperintensas en T1, como
la sangre o el material proteináceo. En estas
secuencias hay que prestar especial atención a
los movimientos e inhomogeneidades, y siem-
pre tener en cuenta las secuencias originales
sobre las que se ha realizado la sustracción
(figs. 15.13, 15.14 y 15.15).
SECUENCIAS DE DIFUSIÓN, PERFUSIÓN
Y ESPECTROSCOPIA
Las secuencias de difusión se utilizan funda-
mentalmente para valorar la respuesta del tumor
al tratamiento neoadyuvante. Hay que usar al
menos dos valores del parámetro b y secuencia
ADC. Ni la perfusión ni la espectroscopia han
sido validadas todavía a gran escala, por lo que
deben considerarse un complemento, no un sus-
tituto de las secuencias básicas.
RESOLUCIÓN TEMPORAL Y ESPACIAL
Las lesiones malignas típicamente muestran un
realce precoz e intenso, y posteriormente un la-
vado rápido del contraste. Se suele demostrar la
cinética de una lesión mediante curvas (porcenta-
je de captación en el eje y de la gráfica, y tiempo
en el eje x) (fig. 15.16).
Existen dos fases en la cinética de la lesión:
una primera fase precoz, que se considera hasta
el minuto 2 después de introducir contraste, y
una segunda fase tardía, desde el minuto 2 hasta
el minuto 5-6. El pico de captación de las lesiones
FIGURA 15.10
Secuencia T1 eco de gradiente sin saturación de la grasa. Plano
axial.
FIGURA 15.11
Secuencia T2 FSE en plano axial.
FIGURA 15.12
Secuencia TIRM en plano axial. Es útil fundamentalmente para
valorar quistes. El carcinoma de mama suele ser hipointenso en
estas secuencias.
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PARTE 3
248
malignas suele producirse entre los minutos 1 y
3 tras la inyección de contraste, por lo que la re
solución temporal necesaria debe ser de menos
de 120 segundos.
La adquisición continua de secuencias cada
60-90 segundos a lo largo de un tiempo total de
adquisición de 6 minutos es suficiente para de-
terminar la morfología de la curva de contraste
y valorar si la captación es continua, en meseta o
lava precozmente (v. “Criterios diagnósticos”en
este capítulo).
La resolución espacial constituye uno de los
parámetros más importantes para la interpreta
ción de una RM mamaria debido a que los crite
rios más importantes para el diagnóstico dife
rencial se basan en la morfología de las lesiones
(v. “Criterios diagnósticos” en este capítulo).
En la RM, un aumento en la resolución es-
pacial se asocia a un aumento en el tiempo de
adquisición, por lo que se recomienda ajustar el
tiempo de adquisición en 60-120 segundos por
cada secuencia e invertir el resto en resolución
espacial. Por ello debe utilizarse la matriz de
imagen más grande que se pueda obtener en ese
plano de adquisición: una matriz de 512 × 512
en las secuencias bilaterales axiales o coronales.
ADMINISTRACIÓN DE CONTRASTE
La dosis aceptada oscila entre 0,1 y 0,2 mmol/kg.
El contraste se introduce a través de una vía in-
travenosa antes de colocar a la paciente en el
imán. La velocidad debe ser de 3 ml/s y debe ir
seguido de un bolo de suero salino de 20 ml.
Habitualmente se inicia la primera secuencia
postcontraste tras haber inyectado el contraste,
durante la inyección del bolo de suero salino.
Hay que tener en cuenta ciertos factores, tales
como la edad, la frecuencia cardíaca o la fracción
de eyección, que pueden alterar la velocidad de
captación de las lesiones.
INTERPRETACIÓN DE LAS IMÁGENES
Es importante tener un método organizado y
sistemático a la hora de enfrentarse a una RM
mamaria.
Mediante el posprocesado de las imágenes, se
obtienen datos adicionales y medidas cinéticas
FIGURA 15.14
Secuencia T1 con contraste i.v.
FIGURA 15.16
Tipos de curva tiempo/intensidad de señal en el estudio dinámico
de la RM de mama.
FIGURA 15.13
Secuencia T1 basal con saturación grasa.
FIGURA 15.15
Sustracción. Estas secuencias son el resultado de sustraer los
datos de la secuencia postcontraste a la secuencia basal; así son
más evidentes las lesiones que han captado contraste.
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que ayudan a interpretar la exploración de mane-
ra adecuada. El posprocesado incluye:
• Sustracción de imágenes. Consiste en sustraer
las secuencias originales con contraste de la
secuencia basal sin contraste; en muchas oca-
siones estas secuencias sustraídas las realiza
automáticamente la máquina. Por lo tanto, se
obtienen 5-6 secuencias en las que únicamente
se representan las lesiones que captan contraste.
• Proyecciones de intensidad de señal máxima
(MIP).
• Reconstrucción en los distintos planos del
espacio, bien sea siguiendo el eje mayor de
la lesión o el plano del lobulillo anatómico
mamario.
• Curvas de captación en el tiempo de las
lesiones sospechosas (análisis cinético)
(v. fig. 15.16).
También existen softwares específicos (depen-
diendo de la resonancia) que crean mapas de
captación de contraste con codificación de color
según los parámetros asignados (velocidad má-
xima, lavado, captación superior al 100%, etc.).
CRITERIOS DIAGNÓSTICOS
La caracterización de una lesión siempre se
inicia con su análisis morfológico. El análisis
dinámico se lleva a cabo posteriormente, tras
identificar las lesiones a incluir y su probabilidad
de malignidad.
En los estudios de RM es muy frecuente encontrar
focos de captación de contraste, habitualmente de
tamaño inferior a 5 mm. Suelen ser inespecíficos,
y más evidentes en pacientes premenopáusicas.
Su significado muchas veces es indeterminado,
pero cuando son múltiples, bilaterales y con
una distribución difusa, suelen corresponder a
cambios de mastopatía focal o a captación fisio-
lógica del tejido fibroglandular. En las pacientes
premenopáusicas hay que intentar realizar la RM
entre los días 6 y 16 del ciclo, porque en estos días
el estímulo hormonal es menor y el número de
estos focos será menor.
Al analizar morfológicamente la lesión, es im-
portante distinguir entre un nódulo o un realce
no nodular. En función de esta clasificación, se
aplican criterios distintos (tabla 15.3).
Al visualizar un nódulo, se deben analizar
varios aspectos: morfología, bordes y arquitec-
tura interna tras la captación de contraste. Las
lesiones malignas suelen presentar morfología
irregular y estrellada, contornos mal definidos o
espiculados y captación de contraste heterogénea
o en anillo.
En el caso de los realces no masa, hay que
plantear el diagnóstico diferencial entre tejido
fibroglandular normal, cambios fibroquísticos o
carcinoma ductal in situ. En estos casos, la bila-
teralidad ayuda a diferenciar una entidad de otra.
Si el patrón es bilateral, difuso o heterogéneo,
TABLA 15.3 Criterios diagnósticos BIRADS en RM
Lesiones hipercaptantes Criterios a valorar Características
Foco (tamaño igual o menor a 5 mm)
Nódulo Morfología Redondeada
Ovalada
Lobulada
Irregular
Borde o contorno Bien definido
Irregular
Espiculado
Captación de contraste Homogénea
Heterogénea
Central
Con septos
En anillo
Realce no nodular Distribución Lineal
Ductal
Focal
Segmentaria
Regional
Múltiples regiones
Difusa
Captación interna Homogénea
Heterogénea
Puntiforme
Nodular
Dendrítica
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PARTE 3
250
no suele representar malignidad. Las lesiones
malignas con realce no masa suelen mostrarse
asimétricas, con una distribución regional o seg-
mentaria y un patrón de realce multinodular o
en empedrado.
El análisis cinético se realiza después del
análisis morfológico y se centra fundamental-
mente en lesiones cuya captación muestra un
aumento en la intensidad de señal significativo
en la primera o segunda series postcontraste. Las
lesiones que realzan se clasifican en tres cate-
gorías: captación progresiva (tipo I), captación
precoz e intensa y posterior meseta (tipo II) y
captación precoz e intensa y posterior lavado
(tipo III) (v. fig. 15.16).
Las lesiones malignas suelen mostrar una cap-
tación intensa y precoz (hasta el minuto 2), con
una posterior meseta (en el 30% de los casos) o
lavado de contraste (60%).
En las lesiones nodulares es muy importante
analizar su comportamiento en las secuencias T2.
Las lesiones malignas, a diferencia de en otras
partes del cuerpo, suelen mostrarse hipointensas
o isointensas comparadas con el parénquima,
salvo los carcinomas mucinosos o medulares,
o cuando existe necrosis central tumoral. Los
fibroadenomas y los ganglios intramamarios
suelen ser hiperintensos en T2. En general, que
el nódulo sea hiperintenso en T2 apoya bastante
el posible diagnóstico de benignidad.
Además de las lesiones descritas previamente,
es importante prestar atención a los hallazgos
asociados (cuadro 15.1), que pueden ser de ayu-
da para diferenciar una lesión benigna de una
maligna y también ayudar a realizar el estadiaje
de un tumor ya conocido.
INDICACIONES DE LA RM MAMARIA
La RM mamaria está indicada para la estadifi-
cación del cáncer de mama, la evaluación de la
respuesta al tratamiento, el cribado en pacientes
de alto riesgo, la detección de recurrencias, el es-
tudio de carcinomas ocultos y la evaluación en
pacientes con prótesis mamaria.
Estadificación del cáncer de mama
La estadificación del cáncer de mama
es la principal indicación de la RM mamaria.
Una vez diagnosticado el cáncer de mama,
el siguiente paso es evaluar su extensión.
La resonancia magnética evalúa la extensión del
carcinoma y determina el tamaño del tumor y
su extensión. También determina la posibilidad
de tumor multifocal (que presente varios focos
dentro de un mismo cuadrante mamario, el 14%
de los carcinomas de mama al diagnóstico), de
carcinomas multicéntricos (más de un cua-
drante afectado) y de lesiones sospechosas en la
mama contralateral (8%). Finalmente, también
proporciona información sobre otros aspectos
que pueden asociarse al carcinoma, que pueden
tener importante repercusión sobre la actitud
terapéutica.
Según el tamaño del tumor, su patrón de cre-
cimiento, su localización y su distribución, la pa-
ciente se tratará con quimioterapia neoadyuvante,
cirugía conservadora o mastectomía.
La RM detecta nuevas lesiones tumorales hasta
en el 33% de los casos, lo que obliga a cambiar
la actitud terapéutica en el 24-31% de los casos.
Esta indicación es la fundamental, debido a que
tiene un impacto importante sobre el tratamien-
to, con gran implicación en el cambio de actitud
terapéutica (5-30% de los casos), tasas de recidiva
y contralateralidad a largo plazo.
Evaluación de respuesta al tratamiento
Algunos pacientes con un tamaño tumoral deter-
minado (en general, más de 3 cm) se benefician
de un tratamiento con quimioterapia primaria o
neoadyuvante para reducir el tamaño del tumor
hasta el punto de permitir una cirugía conserva-
dora con bordes libres. Antes de recibir el trata-
miento neoadyuvante, es importante colocar un
marcador metálico en el centro de la lesión, para,
en caso de respuesta completa a la quimioterapia,
tener un referente para la cirugía conservadora.
Cribado en pacientes de alto riesgo
Uno de los factores de riesgo más importantes en
el cáncer de mama son los antecedentes familia-
res. Se calcula que aproximadamente los factores
heredofamiliares causan un 10% de los casos de
carcinoma de mama (por lo general, pacientes
con mutaciones genéticas autosómicas domi-
nantes en los genes supresores BRCA1 y BRCA2).
CUADRO 15.1 HALLAZGOS ASOCIADOS AL CARCINOMA DE MAMA EN RM
• Captación simétrica o asimétrica
• Retracción del complejo areola-pezón
• Infiltración del complejo areola-pezón
• Hiperintensidad ductal precontraste
• Engrosamiento cutáneo focal o difuso
• Infiltración cutánea
• Edema (hiperintensidad en T2)
• Adenopatías
• Infiltración del pectoral
• Infiltración de la pared torácica
• Hematoma/sangrado antiguo
• Lesiones quísticas asociadas
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CAPÍTULO 15
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Los cánceres de mama en las portadoras de
la mutación genética BRCA1 y BRCA2 presentan
unas características clínicas y radiológicas y unas
patológicas especiales. Suelen ser tumores con
bordes bien definidos, que aparecen en pacientes
jóvenes, con un crecimiento más rápido de lo
habitual y unas características histológicas más
agresivas.
La mamografía no suele aportar mucha in-
formación, debido a que al ser jóvenes muestran
mamas muy densas, de difícil valoración.
También se considera que los pacientes con
determinados síndromes –síndrome de Li-Frau-
meni, enfermedad de Cowden, ataxia-telangiecta-
sia o síndrome de Peutz-Jeghers– y los pacientes
con antecedentes de haber recibido radioterapia
torácica presentan un alto riesgo de carcinoma
de mama, por lo que se benefician del cribado
con RM.
Detección de recurrencias
En mujeres que previamente han sido operadas
por carcinoma de mama, a veces la mamografía
y la ecografía no son suficientes para determi-
nar si los hallazgos corresponden únicamente a
cambios postquirúrgicos o si existe una recidiva
a dicho nivel. En estos casos la RM aporta infor-
mación adicional debido a que es más sensible
que el resto de pruebas. El problema es que la
cicatriz postquirúrgica y los cambios postradio-
terapia pueden tener un comportamiento similar
al cáncer hasta en los primeros 12-18 meses, por
lo que a veces es imprescindible la realización
de biopsia y el análisis histológico de la lesión.
Estudio de un carcinoma de mama oculto
El cáncer de mama oculto es menos del 1% de
todos los cánceres de mama. En pacientes a las
cuales se ha diagnosticado un carcinoma axilar o
una enfermedad diseminada, sin primario cono-
cido y con resultados clínicos, mamográficos y
ecográficos negativos, la RM es la técnica de elec-
ción porque es la que tiene mayor sensibilidad
para localizar el cáncer de mama.
Si aun así no se identifica el tumor, las opcio-
nes son variables: se puede realizar mastectomía
(hasta en un tercio no se encontrará tumor en la
pieza) o bien radioterapia de la mama o quimio-
terapia sistémica.
Evaluación de pacientes con prótesis
de mama
No es necesario introducir contraste i.v., sino
secuencias específicas para valorar la silicona (v.
“Protocolo para valoración de prótesis” en este
capítulo). Fundamentalmente se lleva a cabo para
valorar las complicaciones protésicas. La RM tiene
una sensibilidad del 78% y una especificidad del
90% para detectar roturas tanto intracapsulares
como extracapsulares.
Intervencionismo con RM
En lesiones de alta sospecha únicamente detec-
tadas por RM y no con otros métodos se debe
realizar biopsia guiada con resonancia.
Hallazgos no concluyentes
en mamografía y ecografía
Es una indicación poco frecuente que se suele
llevar a cabo cuando hay un hallazgo inespecí-
fico, como por ejemplo una zona de distorsión
únicamente visible en una proyección mamo-
gráfica, sin representación en la otra proyección
ni en ecografía. En estas situaciones, se puede
realizar una biopsia, aunque tampoco es mala
opción realizar una RM mamaria para obtener
mayor información sobre dicha lesión, que in-
cluso podría ser superposición de tejido fibro-
glandular.
AUTOEVALUACIÓN
1. Respecto a las características de la RM ma-
maria para detectar un carcinoma de mama,
señale la correcta.
a. Alta sensibilidad y alta especificidad.
b. Baja sensibilidad y moderada especifi
cidad.
c. Alta sensibilidad y moderada especifici-
dad.
d. Moderada sensibilidad y alta especifici-
dad.
e. Baja sensibilidad y alta especificidad.
2. Entre los siguientes enunciados, señale el
falso.
a. La unidad funcional de la mama es la
unidad ductolobulillar terminal.
b. La mayoría del aporte sanguíneo mamario
proviene de la arteria torácica lateral.
c. El menor estímulo hormonal sobre la
glándula mamaria ocurre entre los días 6 y
16 del ciclo.
d. La RM mamaria se realiza con la paciente
en decúbito prono.
e. El plano de elección en RM mamaria suele
ser axial.
3. ¿Cuál de las siguientes no es una indicación
para realizar RM mamaria?
a. Estadificación de cáncer de mama.
b. Sospecha de rotura de implante mamario.
c. Búsqueda de tumor primario en paciente
conmetástasissugerentedeorigenmamario.
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PARTE 3
252
d. Screening en pacientes de alto riesgo.
e. Todas son indicaciones válidas.
4. ¿Cuál de las siguientes no es una secuencia de
rutina en el protocolo RM mamario?
a. Eco de espín rápido inversión-recupera-
ción con saturación de la silicona.
b. Secuencias potenciadas en T2 precon
traste.
c. Secuencias dinámicas potenciadas en T1
FL 3D eco de gradiente (con contraste).
d. Secuencias de difusión.
e. Secuencia T1 3D eco de gradiente sin
saturación grasa en plano axial.
5. Entre los siguientes enunciados, señale el
falso.
a. Las secuencias de sustracción son funda-
mentales para la adecuada valoración del
estudio.
b. Es importante la reconstrucción en los
tres planos del espacio de las lesiones sos-
pechosas.
c. Los realces no masa con distribución
segmentaria pueden representar un car-
cinoma intraductal.
d. Los criterios morfológicos de una lesión
son menos importantes que los criterios
dinámicos tras introducir contraste.
e. Tras la introducción de contraste i.v., al
menos se realizan cinco secuencias para
el posterior análisis dinámico.
6. Respecto a la realización de una RM mamaria.
a. Es importante realizar el estudio en la
última semana del ciclo menstrual.
b. Hay que realizar estudio con contraste i.v.
para la valoración de la prótesis mamaria.
c. La principal indicación es la estadificación
de un cáncer de mama.
d. La unidad funcional de la mama es el
conductillo retroareolar.
e. Las pacientes con mutación en el gen
BRCA1 tienen la misma probabilidad de
tener carcinoma que la población general.
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Médica Panamericana; 2007.
Sardanelli F, Boetes C, Borich B, Decker T, Federico M, Gilbert
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2010;46(8):1296-316.
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253
CAPÍTULO 16
Técnicas avanzadas
César Canales Pimentel y Marly Pierina Rubio Sierra
INTRODUCCIÓN
La resonancia magnética (RM) es una técnica en
constante desarrollo. Los avances tanto a nivel de
los equipos de resonancia como en los diferentes
programas de posprocesado no sólo permiten
obtener una mejor resolución espacial de las
diferentes estructuras del organismo, sino que
también permiten valorar su comportamiento
desde un punto de vista funcional.
Las técnicas funcionales de RM permiten
estudiar otras propiedades en los diferentes
órganos y tejidos, al margen de lo puramente
anatómico: permiten valorar determinados
aspectos de su comportamiento biológico.
Las aplicaciones actuales de la RM permiten
obtener datos dinámicos, tales como la forma
en que capta contraste una determinada lesión.
Se originan curvas de captación para valorar el
comportamiento dinámico del contraste en un
determinado tejido a lo largo de un periodo de
tiempo (fig. 16.1).
Otra capacidad de la que se dispone gracias a
las nuevas técnicas es la de cuantificar determi-
nadas moléculas naturales (metabolitos) en los
tejidos. Estas moléculas se conocen como marca-
dores biológicos, ya que su aumento o disminu-
ción es un indicador de un proceso biológico,
que puede ser normal o patológico. Por ejemplo,
los biomarcadores pueden aportar información
sobre la viabilidad celular tras un episodio is-
quémico cerebral o de cómo responde un tumor
al tratamiento quimioterápico.
Mediante RM también se puede estudiar la
facilidad con la que las moléculas de agua pueden
desplazarse libremente en el espacio extracelular,
como se verá más adelante en las secuencias po-
tenciadas en difusión (cuadro 16.1).
La información obtenida mediante la apli-
cación de estas técnicas, y tras complicados
procesos de computación, se puede convertir
en datos. Estos datos se pueden reproducir en
forma de mapas, conocidos como mapas pa-
ramétricos (fig. 16.2), que representan la mag-
nitud de la variable analizada sobre la imagen
anatómica.
Un mapa paramétrico en RM es una
representación espacial de información de
carácter funcional. Por lo general son mapas
de color, que se superponen a una imagen
anatómica.
Todas estas nuevas capacidades de la RM son
posibles gracias a la obtención de secuencias ul-
trarrápidas.
A continuación se exponen las aplicaciones
más significativas en el campo de la RM como
técnica funcional (cuadro 16.2).
DIFUSIÓN
La secuencia potenciada en difusión se basa en el
movimiento browniano, la propiedad que tienen
las moléculas para moverse al azar en función
de su energía térmica. Más concretamente, se
basa en la capacidad que tienen las moléculas
de agua para moverse libremente por el espacio
extracelular en los diferentes tejidos.
Esta capacidad se puede ver limitada por múl-
tiples factores. Por ejemplo, será menor en tejidos
con mucha celularidad al estar disminuido el
Introducción 253
Difusión 253
Espectroscopia 257
Perfusión 258
Susceptibilidad magnética 259
RM funcional 260
Equipos quirúrgicos dotados de RM 261
RM fetal 262
Últimos avances 262
Ultraalto campo magnético 262
RM de cuerpo entero 262
Resolución microscópica en RM 263
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PARTE 3
254
espacio extracelular; también será menor cuando
en un tejido dañado por la isquemia, las bombas
de intercambio Na+
/K+
de las membranas celula-
res se vean alteradas, afectando al intercambio de
iones y por tanto a la circulación del agua libre
en el espacio extracelular (fig. 16.3).
Se conoce como coeficiente de difusión apa-
rente a la capacidad neta de las moléculas de agua
para moverse libremente por el espacio extracelu-
lar. Cuando en un tejido patológico la movilidad
de las moléculas de agua está limitada, se dice
que el coeficiente de difusión aparente está dis-
minuido y se refleja en la imagen como un área
de aumento de intensidad de señal (fig. 16.4).
La difusión libre del agua por el espacio
extracelular se ve disminuida por múltiples
procesos patológicos. Se conoce como
restricción de la difusión y se manifiesta
como una disminución del coeficiente de
difusión aparente. Las zonas con restricción
de la difusión aparecen hiperintensas en las
secuencias potenciadas en difusión.
Para potenciar una secuencia en difusión, se
aplican dos gradientes en ambos extremos de un
pulso radiofrecuencia de 180°. La fuerza, la dura-
ción y el intervalo de los gradientes aplicados se
conocen como factor b. Si el factor b aplicado es
elevado, se consigue que, en la imagen obtenida,
las diferencias de señal entre los distintos tejidos
vengan determinadas por el coeficiente de difu-
sión aparente. Cuanto más elevado sea el factor b
aplicado, mayor es la intensidad de señal del teji-
do con restricción de la difusión y menor la del no
afectado.
Con el aumento del factor b disminuye la
elevada señal condicionada por el efecto T2 en
aquellos lugares donde las moléculas de agua
circulan con mayor libertad, como por ejemplo
en el líquido cefalorraquídeo. Con factor b
CUADRO 16.1 NUEVAS POSIBILIDADES
EN RM PARA OBTENER INFORMACIÓN
DE CARÁCTER FUNCIONAL
• Estudios dinámicos con curvas de captación
de contraste
• Cuantificación de distintos metabolitos
en los tejidos
• Valoración de la facilidad del agua para des-
plazarse por el espacio extracelular
FIGURA 16.1
Secuencia dinámica T1 de RM cardíaca en la que mediante la colocación de dos ROI (región de interés en una imagen, definido
por el operador) se valora el comportamiento del contraste en un intervalo de tiempo. Se establecen dos curvas de captación que reflejan
cómo varía la señal del miocardio (color verde) y de la sangre (color morado). (Imagen cedida por G. E.)
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elevado el LCR aparece hipointenso. Los valores del
factor b oscilan entre 500-1.500 s/mm2
(fig. 16.5).
No todo lo que aparece hiperintenso en una
secuencia potenciada en difusión presenta
realmente restricción a la difusión; puede ser
hiperintensidad debida a un T2 largo en esa zona
determinada. Para disminuir las limitaciones que
supone el efecto T2, se puede elevar el factor b
y se dispone de herramientas como el mapa del
coeficiente de difusión aparente (mapa ADC).
Se conoce como mapa ADC a una herramienta
de posprocesado en la que obtiene una imagen
invertida a la de las secuencias potenciadas en
FIGURA 16.2
Mapa espectral de perfusión cerebral. Refleja el volumen
sanguíneo que llega al parénquima cerebral en un intervalo
de tiempo; en este caso se aprecia menor vascularización
cerebral en el hemisferio izquierdo. (Imagen cedida por G. E.)
CUADRO 16.2 PRINCIPALES
APLICACIONES DE CARÁCTER
FUNCIONAL EN RM
• Difusión
• Espectroscopia
• Perfusión
• Resonancia funcional
• Susceptibilidad magnética
• Aplicaciones en sala de quirófano
• Aplicaciones en RM fetal
FIGURA 16.3
Representación esquemática de cómo las moléculas de agua (flechas negras) tienen menor espacio libre extracelular para desplazarse
cuando aumenta el número de células (círculos naranjas). A. Las células no son excesivamente abundantes, por lo que el agua dispone
de un espacio extracelular amplio (fondo azul) para su desplazamiento. B. El excesivo número de células, así como la presencia de
células patológicas, disminuye el espacio extracelular y la difusión del agua estará restringida.
FIGURA 16.4
Secuencia potenciada en difusión. En la zona periférica posterior
izquierda de la próstata se observa un aumento en la intensidad
de señal; a este nivel existe restricción de la difusión o, lo
que es lo mismo, disminución del coeficiente de difusión
aparente. Refleja la presencia de un tumor prostático de elevada
celularidad. (Imagen cedida por G. E.)
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PARTE 3
256
difusión. Las zonas con verdadera restricción a
la difusión aparecen hipointensas en un mapa
ADC. Aquellas regiones que aparecen hiperinten
sas en una secuencia potenciada en difusión por
suefectoT2mantienenelevadalaseñalenunmapa
ADC (fig. 16.6).
La imagen con tensores de difusión es una apli-
cación que aprovecha la posibilidad de orientar los
gradientes de difusión en los diferentes ejes del
espacio. Se pueden obtener reconstrucciones tridi-
mensionales de estructuras con propiedades espe-
cíficas. Este es el caso de la tractografía para los trac-
tos neurales en la sustancia blanca, donde las
moléculas del agua tienen una tendencia a difundir
siguiendo la dirección del tracto neural. Esta pro-
piedad que poseen las vías nerviosas en el cerebro,
conocida como anisotropía, también es aplicable
a los nervios periféricos (fig. 16.7). La tractografía
se puede emplear en la valoración de la integridad
de los tractos neurales en un paciente con daño
neurológico tras un traumatismo craneoencefálico.
Hay otras aplicaciones basadas en la técnica
de difusión:
• Localización de punto de biopsia prostática.
• Respuesta al tratamiento quimioterápico de
tumores.
• Caracterización de tumores a múltiples niveles.
• Naturaleza traumática o tumoral de fracturas.
• Superposición de estudio de difusión sobre
imágenes en T1.
FIGURA 16.6
Secuencia potenciada en difusión con factor b 1.000 y mapa ADC a la derecha de la imagen. Se observan cuatro nódulos hiperintensos
en la secuencia potenciada con factor b 1.000 que también aparecen hipointensos en el mapa ADC. Queda demostrado que realmente
presentan restricción de la difusión. (Imagen cedida por G. E.)
FIGURA 16.5
Estudio cerebral: secuencia potenciada en difusión. El líquido
cefalorraquídeo, en el interior de los ventrículos, aparece
hipointenso. Adyacente al ventrículo izquierdo se observa
un área de restricción de la difusión. (Imagen cedida por G. E.)
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ESPECTROSCOPIA
La espectroscopia es otra aplicación funcional de la
RM. Permite evaluar diferentes metabolitos que se
encuentran en los diferentes tejidos, sanos y pato-
lógicos (tabla 16.1). Se basa en el desplazamiento
químico, es decir, en las diferencias de frecuencia
de resonancia que experimenta un mismo tipo de
núcleo en función de cómo esté configurada la
nube de electrones a su alrededor. Por lo general
se utiliza el hidrógeno: los núcleos muestran una
frecuencia distinta en función del ambiente elec-
trónico que experimentan, y éste es diferente para
cada tipo de molécula. De este modo se puede
generar un espectro con medidas cuantitativas de
diferentes tipos de molécula (fig. 16.8).
Los átomos de hidrógeno presentan
una frecuencia de resonancia diferente
dependiendo de la molécula de la que
forman parte. Se pueden diferenciar los
átomos de hidrógeno que forman parte
de un determinado tipo de molécula, y así
cuantificar distintos tipos de moléculas
biológicas o metabolitos, que se utilizarán como
biomarcadores.
Mediante la valoración de los diferentes metabo-
litos, se puede obtener información funcional:
• un descenso en el N-acetil aspartato indica
invasión tumoral,
• en el infarto subagudo y crónico se observa un
aumento de lípidos,
FIGURA 16.7
Tractografía cerebral que muestra
una representación espacial de los tractos
neurales.
TABLA 16.1 Lista de los principales metabolitos cuantificados en la espectroscopia
del hidrógeno
Nombre del metabolito Abreviatura Información Desplazamiento químico (ppm)
N-acetil aspartato NAA Disminuye en casos de daño
neuronal
2,0
Lactato LA Refleja disminución del
oxígeno
1,32, 4,1
Creatina Cr Disminuye con el hipermeta-
bolismo celular
3,03
Colina Cho Indica proliferación celular 3,2
Glutamato Glx Puede reflejar alteraciones
metabólicas
2,4
Mioinositol mI Refleja gliosis 3,56
Lípidos LipX Puede reflejar daño celular 0,8, 1,2, 1,5 y 6,0
Alanina Ala Es habitual en meningiomas 1,3
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PARTE 3
258
• se detecta un aumento de lípidos en las zonas
de necrosis tumoral,
• una elevación de la colina indica crecimiento
tumoral.
Para obtener un espectro adecuado, es
necesario suprimir la señal del agua. El volumen
de adquisición es como mínimo de 1 cm para
asegurar un adecuado nivel señal/ruido.
Las técnicas de espectroscopia pueden ser de dos
tipos:
1. Univóxel. Se utilizan dos tipos de secuencia,
STEAM y PRESS. En estas secuencias se em-
plean tres pulsos diferentes dispuestos en
planos ortogonales. Estos planos convergen
en un punto, donde se obtendrá el espectro
de los metabolitos del hidrógeno (fig. 16.9).
2. Multivóxel. Codifican múltiples vóxeles en
el espacio K, al modo de la RM tradicional,
y consiguen representar en un mapa paramé-
trico la distribución espacial del espectro.
El número de metabolitos discriminados es
menor (fig. 16.10).
Los datos moleculares obtenidos con la espectros-
copia permiten:
• mejorar la caracterización de lesiones,
• llevar a cabo un pronóstico,
• monitorizar la respuesta al tratamiento,
• localizar puntos de biopsia.
PERFUSIÓN
La perfusión en RM permite valorar el aporte
sanguíneo que reciben los diferentes tejidos.
Por lo general se realizan estudios con contraste
paramagnético y se valora la forma en que un
tejido capta contraste. Un tumor agresivo captará
contraste de forma intensa y veloz, mientras que
una zona de infarto en el cerebro tendrá escasa
captación.
Las técnicas de perfusión tienen como objetivo
valorar el flujo sanguíneo a diferentes niveles.
FIGURA 16.9
Espectroscopia RM univóxel. (Imagen cedida por G. E.)
FIGURA 16.8
Espectro de moléculas derivado a partir del hidrógeno. Refleja
la concentración de diferentes metabolitos, medida en partes por
millón (ppm), en función de la frecuencia particular de las moléculas
de hidrógeno en cada uno de ellos. (Imagen cedida por G. E.)
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La perfusión en RM añade información anatómica
detallada y no emplea radiación ionizante.
La angiorresonancia magnética permite evaluar
la permeabilidad de los vasos de tamaño ma-
croscópico. En el estudio de perfusión por RM se
valora la vascularización tisular a nivel micros-
cópico (fig. 16.11).
Se pueden utilizar tres técnicas diferentes para
un estudio de perfusión por RM: susceptibilidad
magnética ponderada en T2* –la más utilizada–,
perfusión dinámica ponderada en T1 y técnicas
Arterial Spin Labeling, que no requieren gado-
linio intravenoso al utilizar el agua de la sangre
como contraste, la cual produce cambios de señal
a su paso por la microvascularización cerebral.
En pacientes en los que por contraindicación
clínica no se deba utilizar gadolinio como
contraste intravenoso, es posible realizar
un estudio de perfusión con RM utilizando
la secuencia de Arterial Spin Labeling. En esta
aplicación la sangre arterial es magnetizada
con un pulso de inversión momentos antes
de alcanzar la zona de interés. Así, es el agua de
la sangre la que actúa como contraste.
En la imagen de susceptibilidad magnética pon-
derada en T2* se realiza un estudio dinámico
con obtención de imágenes antes, durante y des-
pués de la administración de gadolinio i.v. Se
sirve del efecto paramagnético del gadolinio, que
provoca una caída de señal a su paso por la vas-
cularización de los tejidos.
Las imágenes del estudio dinámico se deben
obtener en tan sólo un segundo, por lo que se uti-
lizan secuencias de eco-planar. Tras la inyección
intravenosa de gadolinio, la intensidad con que
éste se concentra en los vasos microscópicos de un
tejido determinado depende del volumen de
sangre que llega a ese lugar y de la velocidad a la
que lo hace, es decir, de cómo está perfundido
ese tejido. La adquisición ultrarrápida de imáge-
nes, permite obtener una curva de intensidad a
partir de la cual se calculan parámetros tales co-
mo volumen sanguíneo cerebral, flujo sanguíneo
cerebral y tiempo de tránsito medio. Mediante
la aplicación de un algoritmo se pueden crear
mapas de parámetros y utilizarlos para obtener
curvas dinámicas sobre las zonas de interés
(fig. 16.12).
En la práctica clínica los estudios de perfu-
sión con RM se utilizan para obtener informa-
ción sobre la agresividad tumoral o para valorar
la viabilidad del tejido neural en un infarto
cerebral.
SUSCEPTIBILIDAD MAGNÉTICA
La secuencia de susceptibilidad magnética es una
secuencia T2 gradiente 3D con tiempos de repeti-
ción y de eco cortos, que requiere posprocesado.
Se caracteriza por un gran poder de discrimina-
ción entre sustancias paramagnéticas y diamag-
néticas. Tiene gran sensibilidad a la caída de señal
que producen las sustancias paramagnéticas tales
como el hierro. Dado que el hierro ligado a la
hemoglobina permite detectar pequeños focos
de sangrado en el cerebro (fig. 16.13), este tipo de
secuencia es muy útil en el campo de la neuro-
rradiología y también se utiliza para la valoración
de malformaciones vasculares.
FIGURA 16.10
Espectroscopia RM multivóxel. (Imagen cedida por G. E.)
FIGURA 16.11
La angiografía por RM permite comprobar el estado los vasos
macroscópicos, en este caso de las arterias cerebrales.
(Imagen cedida por G. E.)
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PARTE 3
260
La secuencia de susceptibilidad magnética es
significativamente más eficaz que la secuencia
más convencional de hemoglobina T2* a la hora de
detectar microsangrados cerebrales, ya que es una
secuencia muy sensible al efecto paramagnético
del hierro presente en la hemoglobina depositada
en los focos de sangrado.
RM FUNCIONAL
La resonancia magnética funcional ofrece la posi-
bilidad de detectar cambios en el córtex cerebral
cuando éste se activa para realizar una determi-
nada actividad.
Las aplicaciones que la RM funcional tiene
en el campo de la neurología son de gran interés
para el conocimiento del cerebro, ya que permite
estudiar qué región de la corteza cerebral se
activa con diferentes tipos de actividad. Estos
estímulos pueden ser de tipo motor, de tipo
auditivo o de tipo más complejo, como resolver
un problema.
Se obtienen imágenes a muy alta velocidad, en re-
poso y bajo un determinado estímulo, como por
ejemplo mover un pie. A continuación se realiza
una sustracción entre ambas series, demostrando
el área de la corteza que se ha activado con el movi-
miento del pie. Se habrá activado la corteza motora.
FIGURA 16.13
En esta secuencia de susceptibilidad magnética se aprecian múltiples microsangrados cerebrales que aparecen como vacíos de señal.
FIGURA 16.12
Mapa de perfusión cerebral en el que se aprecia hipoperfusión
frontal izquierda. Sobre un mapa como éste, se pueden calcular
parámetros tales como volumen sanguíneo cerebral, flujo
sanguíneo cerebral y tiempo de tránsito medio.
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El efecto que posibilita detectar la actividad
de la corteza cerebral se conoce como BOLD y
es dependiente del nivel de oxigenación de la
sangre. Cuando un área de la corteza cerebral
se activa para realizar una función específica, se
produce una vasodilatación en los vasos mi-
croscópicos a ese nivel que hace que aumente
la oxigenación de la sangre. La sangre más
oxigenada presenta una mayor proporción de
oxihemoglobina (hemoglobina con oxígeno) y
menor de desoxihemoglobina. La desoxihemo-
globina tiene propiedad paramagnética por el
hierro, mientras que en la oxihemoglobina
el oxígeno ligado a la molécula anula esta pro
piedad.
La hemoglobina es una estructura proteica
que tiene como función transportar el oxígeno
en la sangre y cederlo a las células en los
tejidos. Cuando la hemoglobina es portadora
de oxígeno, se conoce como oxihemoglobina
o hemoglobina oxigenada, mientras que
cuando carece de oxígeno se denomina
desoxihemoglobina o hemoglobina reducida.
La desoxihemoglobina es una molécula
con efecto paramagnético en secuencias
susceptibles; no es así en el caso de la
hemoglobina oxigenada.
En las secuencias sensibles al efecto paramagné-
tico del hierro, como T2*, una zona concreta del
córtex cerebral activado, con menos desoxihemo-
globina por la vasodilatación, mostrará aumento
en su intensidad de señal. El mayor efecto para-
magnético de la hemoglobina sin oxígeno en los
vasos del córtex cerebral en reposo produce caída
de señal. Tras la sustracción puede representarse
en un mapa de color (fig. 16.14).
EQUIPOS QUIRÚRGICOS DOTADOS
DE RM
La posibilidad de realizar determinadas inter-
venciones quirúrgicas con el apoyo de un equipo
de RM en la propia sala de quirófano es una
realidad en nuestros tiempos, aunque eviden-
temente supone un elevado coste económico
(fig. 16.15).
FIGURA 16.14
Ejemplo de RM funcional: el área de color naranja representa
la parte de la corteza del cerebelo que se activa al chasquear
los dedos. (Imagen cedida por G. E.)
FIGURA 16.15
Instalaciones de quirófano avanzadas, con
una sala de RM de tipo cerrado en la sala
contigua. (Imagen cedida por G. E.)
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PARTE 3
262
Las máquinas de RM en los quirófanos son
de tipo abierto y de 0,5 T. Todo el habitáculo, el
instrumental y el equipo de anestesia deben de
estar adaptados al uso con RM.
La ventaja de poder valorar los bordes de re-
sección de un tumor con RM durante una inter-
vención de neurocirugía y en el mismo quirófano,
es indudable. Se facilita extirpar la mayor parte
posible de tumor, o incluso su totalidad, sin da-
ñar estructuras fundamentales para una adecuada
calidad de vida.
RM FETAL
La aparición de secuencias ultrarrápidas en RM
permite estudiar el feto en el interior de la mujer
gestante a pesar de los movimientos que éste
pueda realizar.
La RM es una técnica que se puede utilizar
para el estudio del feto, de la cavidad uterina
y de la mujer gestante, ya que no emplea
radiación ionizante.
En RM fetal se deben emplear las secuencias
con la mayor velocidad posible dentro
de los límites de resolución deseables; así
se contrarresta la dificultad que supone
el movimiento fetal y de la madre.
Mediante RM es posible evaluar el grado de
maduración del cerebro fetal y detectar malfor-
maciones potencialmente reversibles. Es útil a la
hora de planificar una cirugía intraútero y aporta
información sobre el tamaño y la colocación de
la placenta.
Las técnicas funcionales de resonancia tam-
bién pueden ser aplicables en el feto, con lo que
las posibilidades de diagnóstico y de investiga-
ción se multiplican.
El gadolinio intravenoso atraviesa la barrera
placentaria y pasa a la circulación fetal, y des-
pués permanece en el líquido amniótico de forma
indefinida. Los efectos del gadolinio sobre el feto
no son conocidos de una manera adecuada, y,
aunque en principio no se ha demostrado un
daño evidente para el feto, es potencialmente
peligroso.
Se desaconseja el uso del gadolinio en
embarazadas si no es estrictamente necesario.
ÚLTIMOS AVANCES
Estos últimos años se están produciendo grandes
avances en el campo de la RM, cambios que se
describen a continuación.
Ultraalto campo magnético
Los sistemas de RM pueden emplear campos
magnéticos de diferente tensión, desde las reso-
nancias abiertas de 0,5 T a las ya habituales re-
sonancias de ultraalto campo magnético de 3 T.
Cuanto mayor es el campo magnético que ofrece
un equipo, mayores niveles de señal se obtienen,
lo que hace posibles aplicaciones tales como la
espectroscopia. Los equipos de alto campo per-
miten obtener imágenes de elevada resolución
en menor tiempo, lo que es una ventaja para el
paciente, que ha de pasar menos tiempo en el in-
terior de la máquina.
Actualmente se están desarrollando equipos
de 7 T y se espera que en un futuro haya equipos de
9,4 T. Estos campos magnéticos tan elevados
brindarán la posibilidad de detectar nuevos
marcadores biológicos, alteraciones más sutiles
en la actividad de la corteza cerebral o una mayor
resolución anatómica de las estructuras.
Las múltiples aplicaciones futuras de las
resonancias de ultraalto campo magnético son
evidentes.
RM de cuerpo entero
Con los equipos de alto campo magnético es
posible realizar resonancia de cuerpo entero
Se obtienen imágenes de alta calidad para eva-
luar al feto y para tratar de caracterizar aquellas
patologías en las que la ecografía, la prueba de
primera elección, se pueda ver beneficiada o su-
perada por la RM (fig. 16.16).
FIGURA 16.16
RM fetal: imagen sagital.
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en tiempos adecuados. Ofrecen una valora-
ción conjunta de todo el cuerpo, que puede
ser útil en determinadas situaciones clínicas
(fig. 16.17).
Entre las posibles aplicaciones que pueden
darse a esta técnica destacan:
• rastreo de posible afectación metastásica en
los diferentes órganos de los enfermos onco-
lógicos,
• búsqueda de neoplasia oculta en enfermos con
datos clínicos de enfermedad tumoral o
con metástasis de origen incierto,
• valoración osteoarticular generalizada en en-
fermedades reumatológicas,
• estudio vascular de cuerpo entero para valorar
las principales arterias del organismo,
• examen general de salud, ya que es una técnica
que no emplea radiación ionizante.
Resolución microscópica en RM
El desarrollo de las aplicaciones en RM permite
valorar las propiedades estructurales de los te-
jidos a nivel microscópico. En la valoración de
cartílago rotuliano, por ejemplo, se han desarro-
llado mapas de color que representan las sutiles
alteraciones en el tiempo de relajación T2, que
se producen como consecuencia de cambios en
la estructura microscópica del cartílago y que
se detectan antes de que se produzcan cambios
perceptibles en las secuencias tradicionales
(fig. 16.18).
FIGURA 16.17
Imagen coronal T2 de cuerpo entero. (Imagen cedida por G. E.)
FIGURA 16.18
Cortes axiales de la rótula. A. T1 FSE en la que no se aprecian alteraciones en cartílago rotuliano. B. Mapa de color en el que se aprecia
una zona de color verde en la faceta lateral del cartílago rotuliano que representa lesión en la microestructura del cartílago; este hecho
es previo a la aparición de pequeñas erosiones en su superficie. (Imágenes cedidas por G. E.)
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PARTE 3
264
AUTOEVALUACIÓN
1. Señale la afirmación correcta sobre las técni-
cas funcionales de RM:
a. Aportan información anatómica detallada.
b. No es necesario obtener secuencias rápi-
das para su realización.
c. Sólo se pueden aplicar técnicas funciona-
les en resonancias abiertas.
d. Aportan información sobre el comporta-
miento biológico de los tejidos.
e. Siempre hay que hacer al menos una se-
cuencia de carácter funcional para cual-
quier indicación.
2. ¿Qué secuencia de RM le parece más adecua-
da para detectar pequeños foco de sangrado
subagudo y crónico en el cerebro?
a. Eco de espín T1.
b. Eco de espín T2.
c. Densidad protónica.
d. Difusión.
e. Susceptibilidad magnética.
3. ¿Qué se debe hacer para que una secuencia
esté muy potenciada en difusión?
a. Las secuencias de difusión siempre tienen
el mismo grado de potenciación.
b. Introducir contraste paramagnético in-
travenoso.
c. Utilizar contraste yodado.
d. Aumentar el factor b.
e. Disminuir el factor b.
4. Señale la respuesta correcta sobre la difusión.
a. Es una técnica funcional de RM que nos
aporta información sobre la movilidad de
las moléculas de agua en el espacio libre
extracelular.
b. Se ha de realizar con el paciente sedado.
c. Es la secuencia de RM que proporciona
mayor detalle anatómico.
d. Es una técnica funcional de RM que
aporta información sobre la concentra-
ción de metabolitos en un determinado
tejido.
e. Está restringida cuando un tejido tiene
poca celularidad.
5. ¿Qué técnica emplearías para caracterizar
una patología fetal si la ecografía no es con-
cluyente para el diagnóstico o se requiere
información adicional?
a. Para el estudio del feto la ecografía es la
única técnica válida.
b. RM, que no emite radiación ionizante,
pero sólo se debe administrar contraste
i.v. si es estrictamente necesario.
c. Un estudio de RM con contraste intrave-
noso, ya que sin contraste la resonancia
es de poca utilidad.
d. La tomografía axial computarizada es mu-
cho más útil que la RM para el estudio del
feto, ya que los movimientos del feto la
invalidan.
e. Una tomografía axial computarizada, ya
que la resonancia no es de utilidad para
la valoración del sistema nervioso central
del feto.
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ERRNVPHGLFRVRUJ
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265
En algunas entradas, por motivo de uso, se presentan, entre paréntesis, las siglas del término y/o su traducción al inglés.
A
Acoplamiento J (J coupling) Aumento en el tiem-
po de la caída T2 de la grasa cuando se aplican
múltiples pulsos de radiofrecuencia, como en el
eco de espín rápido.
Active shimming Imanes de solenoide adiciona-
les para ajustar la homogeneidad del campo
magnético.
Adquisición con ancho de banda variable Adqui-
sición con diferentes anchos de banda (índices
de digitalización) para controlar el ruido y el
artefacto por desplazamiento químico.
Adquisición de imágenes en paralelo Técnica
de adquisición de imágenes que utiliza las se-
ñales provenientes de varias antenas, usando
una bobina tipo phase array, para reconstruir una
imagen en menor tiempo que una adquisición
convencional.
Adquisición de imágenes mediante eco fraccio-
nado Técnica de adquisición de imágenes que
aprovecha la simetría del espacio K para recons-
truir una imagen utilizando sólo una fracción de
los datos del espacio K.
Adquisición de imágenes mediante Nex fraccio-
nado Técnica de adquisición de imágenes que
aprovecha la simetría del espacio K para recons-
truir una imagen utilizando sólo una fracción de
los datos del espacio K.
Adquisición de imágenes oblicuas Técnica de
adquisición de imágenes que genera imágenes en
planos oblicuos a los ejes convencionales x, y y z.
Adquisición de imágenes por hiperpolarización de
gases nobles Técnica de adquisición de imáge-
nes mediante un gas noble cuya distribución de
espines se encuentra hiperpolarizada.
Adquisición secuencial Adquisición en la que
todos los datos de cada corte se adquieren antes
de continuar con el siguiente.
Adquisición volumétrica 2D Adquisición de una
pequeña cantidad de datos en cada corte antes
de repetir el tiempo de repetición.
Adquisición volumétrica 3D Adquisición en la
que se excita todo el volumen de manera que
las imágenes se pueden ver en cualquier plano.
Agente de contraste Compuesto químico o com-
binación de sustancias que, una vez introducido
en el organismo por cualquier vía, permite re-
saltar y opacificar estructuras anatómicas nor-
males (por ejemplo, órganos o vasos) y patoló-
gicas (por ejemplo, tumores). También evalúa
la perfusión y permite diferenciar las interfases
entre los distintos tejidos con fines médicos,
tanto diagnósticos como terapéuticos. El medio
de contraste ideal es aquel que logra la mayor
concentración tisular con la menor cantidad de
efectos adversos.
Agente potenciador T1 Medio de contraste que
acorta la relajación T1 en los tejidos.
Agente potenciador T2 Medio de contraste que
acorta los tiempos de relajación T2 en los tejidos.
Ajuste/activación respiratoria (Respiratory gating/
triggering) Ajuste de las secuencias a los mo-
vimientos de la pared torácica para reducir los
artefactos de movimiento respiratorio.
Aliasing Artefacto producido cuando áreas anató-
micas fuera del campo de visión se introducen
dentro de dicho campo de visión.
Alnico Aleación utilizada en la fabricación de
imanes permanentes.
Amplificador de radiofrecuencia Incrementa la
potencia de los pulsos de radiofrecuencia desde
mW hasta kW.
Amplificador del gradiente Incrementa la potencia
de los pulsos de gradiente hasta un nivel suficiente.
Ancho de banda de recepción Rango de frecuen-
cias objeto de muestreo durante la lectura.
Ancho de banda de transmisión Rango de frecuen-
cias transmitidas en un pulso de radiofrecuencia.
Ancho de banda Rango de frecuencias.
Angiografía de múltiple solapamiento (MOT-
SA) Método que combina una serie de adqui-
siciones de alta resolución en 3D para producir
una imagen que tiene una buena resolución
y una amplia zona de cobertura; permite evaluar
estructuras vasculares.
Angiografía por resonancia magnética (ARM) Téc-
nica de adquisición de imágenes obtenidas me-
diante la detección del flujo de los protones en
movimiento dentro de los vasos sanguíneos, pro-
duciendo un contraste entre ellos y los núcleos
estacionarios. Puede realizarse con o sin adminis-
tración intravenosa de un medio de contraste.
Angiografía por RM por sustracción digital An-
giografía por RM en la que el contraste se produ-
ce por el movimiento de los espines durante dos
adquisiciones. Éstos son sustraídos para eliminar
la señal de los espines estacionarios, dejando
sólo la imagen de los espines en movimiento.
Ángulo opuesto (Flip angle) Ángulo del vector
neto de magnetización.
Anisotrópico Dícese del vóxel que no tiene la mis-
ma dimensión en los tres planos.
Artefacto Característica que aparece en la imagen
pero que no está presente en el objeto original.
GLOSARIO
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Glosario
266
Artefacto de truncamiento Artefacto producido
por submuestreo, de manera que los bordes de
alta y baja señal no se asignan correctamente en
la imagen.
Artefacto por error de registro químico (o artefacto
de desfase) Artefacto causado por la diferencia
de fase entre la grasa y el agua.
Átomo Partícula más pequeña en que un elemento
puede ser dividido sin perder sus propiedades
químicas.
Axial Plano perpendicular al eje mayor del cuerpo.
B
B0
Campo magnético principal medido en T.
Baño criogénico Área alrededor de las bobinas en
la que se colocan los criógenos.
Blindaje activo (Active shielding) Blindaje median-
te bobinas superconductoras adicionales situadas
en cada extremo del imán principal, en el interior
del criostato, para proteger el sistema.
Bobina Conductor de una o varias espiras uti-
lizado para generar un campo magnético. En
RM, el término hace referencia a la bobina de
radiofrecuencia.
Bobina de extremidad Bobina configurada para
obtener imágenes de las extremidades superiores
e inferiores.
Bobina de superficie Bobina, únicamente de re-
cepción de radiofrecuencia, que por lo general se
ajusta sobre la superficie del objeto a representar.
Bobina de volumen Bobina que transmite y recibe
señal sobre un gran volumen del paciente.
Bobina Shim Bobina adicional que se utiliza para
hacer que el campo magnético sea lo más homo-
géneo posible.
Bobina transmisora de radiofrecuencia Bobina
de radiofrecuencia que transmite en la frecuencia
de resonancia del hidrógeno para excitar los nú-
cleos y trasladarlos a un estado de alta energía.
C
Caída (Decay) Pérdida de magnetización transversal.
Campo de visión (Field of view, FOV) Área anató-
mica cubierta en una imagen. El campo de visión
puede ser diferente en la dirección de frecuencia
y en la dirección de fase.
Campo de visión rectangular También conocido
como campo de visión asimétrico. Utiliza un
campo de visión en la dirección de fase que es
diferente al campo de visión en la dirección de
frecuencia.
Cine RM Secuencia de RM en la que se adquieren
múltiples imágenes de forma rápida durante un
determinado movimiento fisiológico del cuerpo
humano. Si estas imágenes se visualizan secuen-
cialmente a una velocidad superior a la máxima
capacidad discriminativa del ojo humano para
distinguir imágenes fijas (unas 20 imágenes por
segundo), permiten observar dicho movimiento
a modo de película.
Codificación (Encoding) Localización espacial de
la señal de resonancia magnética.
Codificación de corte Separación de las localiza-
ciones de cada corte individual por fase, en las
adquisiciones de volumen.
Codificación de fase Localización de una señal de
acuerdo con su fase.
Codificación de frecuencia Localización de una
señal de acuerdo con su frecuencia.
Codificación espacial Señal de codificación o
localización en las tres dimensiones espaciales
de las imágenes volumétricas.
Coeficiente de difusión aparente (Apparent diffusion
coefficient, ADC) Desplazamiento neto de molé-
culas en el espacio extracelular debido a la difusión.
Compensación respiratoria Sistema de monito-
rización del ciclo respiratorio para ordenar el
llenado del espacio K y reducir los artefactos del
movimiento respiratorio.
Componente imaginaria Componente de una
señal perpendicular a la señal real.
Componente real Componente de una señal per-
pendicular a la señal imaginaria.
Conjugado de un número complejo Dícese de
dos números que tienen sus componentes reales
iguales y sus componentes imaginarias de signo
opuesto el uno con respecto del otro.
Constante de proporcionalidad Constante utiliza-
da para convertir un conjunto de unidades a otro.
Constante giromagnética (g) Frecuencia de re-
sonancia constante a la que resuena un tipo es-
pecífico de núcleo, a una intensidad de campo
magnético dada.
Contraste Diferencia de intensidad de la señal
entre dos tejidos de una imagen.
Contraste de fase angiográfica Técnica que genera
contraste vascular mediante la diferencia de fase
entre espines estacionarios y circulantes.
Contraste por transferencia de magnetiza-
ción Método que permite aumentar el contraste
entre tejidos por métodos físicos en vez de quími-
cos. Para que esta técnica sea efectiva se requiere
que la anatomía a representar contenga al menos
dos sistemas de espines capaces de intercambiar
energía entre ellos, y que uno de los sistemas
tenga un T2 mucho más corto que el otro.
Convolución Operación matemática entre dos
funciones.
Coronal Plano frontal que divide al cuerpo en una
parte ventral o anterior y otra dorsal o posterior.
Criógeno Sustancia utilizada para enfriar las bo-
binas en un imán superconductor.
Crosstalk Energía dada a los núcleos en cortes
adyacentes debido a la relajación del entramado
de espines.
Curva de intensidad-tiempo Curva producida en
las imágenes de perfusión que muestra la cinética
de perfusión de un tejido.
D
Decaimiento por inducción libre (Free Induction
Decay, FID) Tipo de señal por RM generada
a partir del decaimiento de la magnetización
transversal.
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Densidad protónica Número de protones de hi-
drógeno por unidad de volumen de tejido.
Desenfoque (Blurring) Resultado de la pérdida de
T2* durante un tren de eco largo.
Desfase intravóxel Diferencia de fase entre el flujo
y núcleos estacionarios en un vóxel.
Desplazamiento químico (Chemical shift) Ar-
tefacto causado por la diferencia de frecuencia
entre la grasa y el agua.
Diagrama temporal Diagrama con múltiples ejes
de algunos aspectos de una secuencia de adqui-
sición, en función del tiempo.
Difusión Movimiento de las moléculas debido al
movimiento térmico aleatorio.
Doble inversión-recuperación (Double IR prep) Se-
cuencia en la que dos pulsos de 180° se usan
para saturar la sangre en las imágenes de sangre
negra.
DEFT (Driven equilibrium Fourier transform) Se-
cuencia específica que utiliza un pulso de
radiofrecuencia negativo de 90° para forzar la
relajación T1 y, por tanto, acortar los tiempos
de repetición. Utilizado frecuentemente para el
estudio y valoración del cartílago. Presenta nom-
bres diferentes según la compañías: FRFSE (GE),
RESTORE (Siemens), DRIVE (Philips) y T2 Plus
(Toshiba).
DTPA Ácido dietilentriaminopentaacético, un
quelato de gadolinio.
E
Eco Tipo de señal por RM generada por el refase
de la magnetización transversal.
Eco de espín Eco producido como resultado de un
pulso de refase de 180°.
Eco de gradiente Tipo de señal por RM generada
por el refase de la magnetización transversal me-
diante la aplicación de un gradiente específico de
campo magnético.
Ecos estimulados Ecos formados cuando se utili-
zan dos secuencias de pulso de radiofrecuencia
en secuencias de estado estacionario.
Ecos Hahn Ecos formados cuando se utilizan dos
pulsos de radiofrecuencia cualesquiera de 90°,
en secuencias de estado estacionario.
Efecto de entrada (Inflow effect) Otro término
para el fenómeno de entrada.
Efecto magnetohemodinámico Efecto que pro-
duce elevación de la onda T del ecocardiograma
del paciente cuando se coloca en un campo mag-
nético. Se debe a la conductividad de la sangre.
Ejes de codificación de flujo Ejes a través de los
cuales actúan gradientes bipolares para sensi-
bilizar el flujo a lo largo del eje de gradiente
utilizado en angiografía por RM de contraste
de fase.
Elastografía por resonancia magnética (ERM) Téc-
nica de adquisición de imágenes que puede re-
presentar el módulo elástico de los tejidos.
Electroimán solenoide Imán que utiliza corriente
que pasa a través de bobinas para generar un
campo magnético.
Electrón Partícula elemental estable cargada nega-
tivamente que gira alrededor del núcleo y cons-
tituye uno de los componentes fundamentales
del átomo.
En fase Momentos magnéticos que se encuentran
en el mismo lugar en el camino de precesión
alrededor de B0
en un momento dado.
Espacio K Matriz de datos sin procesar, obtenida
a la salida del equipo de RM antes de aplicarle la
transformada de Fourier y conseguir la imagen
final. Es un concepto abstracto ya que, aunque
se puede visualizar, sus datos no tienen relación
directa con la imagen final.
Espectroscopia Estudio de las frecuencias de radia-
ción electromagnéticas absorbidas por la materia.
Espectroscopia por RM (ERM) Técnica de RM
que permite medir la concentración relativa de
metabolitos (moléculas) en un determinado
volumen cerebral.
Espín (spin) Propiedad física de las partículas
subatómicas gracias a la cual toda partícula ele-
mental tiene un momento angular intrínseco de
valor fijo. Se trata de una propiedad intrínseca
de la partícula como lo es la masa o la carga
eléctrica.
Estado de equilibrio (estacionario) Estado en
el que el tiempo de repetición es menor que el
tiempo de relajación T1 y T2 de los tejidos.
Excitación Aplicación de un pulso de radiofre-
cuencia que hace que se produzca resonancia.
Excitación de fondo Energía dada a los núcleos
por el pulso de radiofrecuencia en los cortes
adyacentes.
F
Factor b Factor de difusión utilizado para obtener
imágenes ponderadas en Difusión e imágenes del
Tensor de Difusión. Depende de los parámetros
del gradiente (fuerza, intervalo y duración).
Factor de aceleración Término usado en las téc-
nicas de imagen paralelas para indicar el factor
por el que se reduce el tiempo de exploración.
Factor de reducción Factor por el cual el tiempo
de exploración se reduce utilizando imágenes
en paralelo. Es igual al número de bobinas
utilizadas.
Fantoma Objeto antropogénico con el que se
obtienen imágenes para evaluar el correcto fun-
cionamiento del equipo de resonancia.
Fase Posición de un momento magnético en su
trayectoria precesional en un momento dado.
Fenómeno de entrada (Entry slice phenome-
non) Diferencia de contraste de los núcleos
en movimiento en relación con los núcleos es
tacionarios.
Fenómeno de flujo Artefactos producidos por los
núcleos localizados en fluidos en movimiento
o circulantes.
Flujo contracorriente Flujo en la dirección con-
traria a la excitación de corte.
Frecuencia Velocidad de un objeto en rotación o
velocidad de cambio de fase por segundo.
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Glosario
268
Frecuencia de Larmor (precesional) Frecuencia
de resonancia de un espín en un campo magné-
tico. Velocidad de precesión de un paquete de
protones en un campo magnético. Frecuencia
que provocará una transición entre los dos nive-
les energéticos del espín en un núcleo.
Frecuencia de Nyquist Frecuencia más alta que se
puede muestrear.
Fringe field Campo magnético de dispersión fuera
de la cavidad del imán.
Fuera de fase Situación en la que los momentos
magnéticos no están en el mismo lugar que la
trayectoria de precesión.
Función lorentziana Función que se obtiene al
aplicar la transformada de Fourier a una señal
exponencial.
G
Gd-BOPTA Gadobenato de dimeglumina.
Gd-DOTA Gadoterato de meglumina.
Gd-DTPA-BMA Gadodiamida.
Gd-DTPA Gadopentetato.
Gd-HP-DO3A Gadoteridol.
Gradiente Variación de alguna magnitud con res-
pecto a otra. En el contexto de la RM, un gra-
diente de campo magnético es una variación del
campo magnético en función de la distancia.
Las bobinas alteran la intensidad del campo
magnético de forma lineal cuando una corriente
eléctrica pasa a través de ellas.
Gradient spoiling Uso de gradientes para desfasar
momentos magnéticos.
Gradiente de codificación de la frecuencia
(Gf) Gradiente de campo magnético, aplicado
en una secuencia durante la adquisición de la
señal, que codifica los espines con diferentes
frecuencias dependiendo de su posición en la
dirección de ese gradiente.
Gradiente de desfase Gradiente de campo mag-
nético usado para desfasar la magnetización
transversal.
Gradiente de lectura Gradiente de codificación
de frecuencia.
Gradiente del campo magnético Campo creado
por el paso de la corriente a través de una bobina
de gradiente.
GRASE Eco de gradiente y eco de espín.
H
Hidrógeno Átomo más abundante del cuerpo.
Homogeneidad Uniformidad del campo mag
nético.
I
Imagen BOLD (Blood Oxygen Level Depen-
dent) Imagen de RM obtenida mediante un
tipo de secuencia particular que utiliza como
medio de contraste el nivel de oxígeno sanguíneo
del cuerpo humano. Se utiliza en técnicas de RM
funcional por las diferencias en la susceptibi-
lidad magnética entre la oxihemoglobina y la
desoxihemoglobina.
Imagenconcontraste(Contrast-enhanced image) Ima-
gen de RM obtenida tras la administración intra-
venosa de un medio de contraste al paciente. Los
contrastes habitualmente utilizados son moléculas
basadas en el gadolinio, una sustancia altamente
paramagnética que posee siete electrones no apa-
reados. La molécula más usada es el gadopentato
de dimeglumina o DTPA. Tras su administración, el
medio de contraste se distribuye rápidamente por
el espacio intravascular del organismo y se elimina
por vía renal en menos de tres horas.
Imagen con contraste en fase precoz (Early-phase
enhancement image) Imagen obtenida muy
poco después de la administración de un medio
de contraste al paciente.
Imagen con contraste en fase tardía (Delayed-phase
enhancement image) Imagen de RM obtenida
en un tiempo determinado después de la admi-
nistración del contraste al paciente. Este tiempo
se calcula de modo que el medio de contras-
te se difunda por los tejidos en la fase venosa
de la circulación en el momento de obtención de
la imagen.
Imagen con ruido (Noise image) Imagen de RM
alterada por diversas perturbaciones eléctricas
que interfieren en la obtención de la señal
proveniente de los tejidos. Siempre existe un
determinado nivel de ruido, o ruido de fondo
en la imagen. Este ruido resulta a veces imper-
ceptible si la señal es intensa, pero cuando ésta
es débil puede ser difícil diferenciarla del ruido
de fondo.
Imagen con supresión grasa (Fat-suppressed
image) Supresión en la imagen de la señal ge-
nerada por la grasa de los tejidos. La supresión
de la grasa es químicamente selectiva.
Imagen con supresión de la grasa con contras-
te (Contrast-enhanced fat-suppressed image,
CEFS) Imagen en la que se suprime en la ima-
gen la señal generada por la grasa de los tejidos
y se administra una inyección intravenosa de un
medio de contraste al paciente.
Imagen de colangiopancreatografía por resonan-
cia magnética (Magnetic resonance cholangio-
pancreatography image, MRCP) Imagen de RM
obtenida con una técnica que permite visualizar
las vías biliares y los conductos pancreáticos
simulando virtualmente el uso de contraste
radiológico.
Imagen de desplazamiento químico (Chemical
shift image) Imagen de RM en la que se ha pro-
ducido un desfase relacionado con la presencia
de protones o átomos de hidrógeno asociados a
moléculas de distinto tamaño, como las del agua
y de algunos ácidos grasos. El desplazamiento
químico puede llevar a la eliminación de la
señal de líquido o grasa, siempre que ambos
tejidos se encuentren presentes en un mismo
píxel.
Imagen de eco parcial (Partial echo imaging) Tipo
de imagen que muestrea sólo una parte del eco y
extrapola el resto en el espacio K.
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Imagen de espectroscopia (Spectroscopic ima-
ge) Imagen obtenida mediante una secuencia
especial de RM en la que puede detectarse la
concentración de distintos compuestos bioquí-
micos del metabolismo, cuya concentración es
hasta diez mil veces menor que la del agua, por
lo que pasan desapercibidos en las secuencias de
RM convencional. Se utiliza fundamentalmente
en el estudio de lesiones cerebrales y, en menor
medida, del músculo y de la próstata.
Imagen de fase Combinación de imágenes sus-
traídas de los datos de flujo sensibilizado.
Imagen de magnitud Combinación de la imagen
no sustraída con los datos de flujo sensibilizado.
Imagen de perfusión (Perfusion-weighted ima-
ge) Imagen obtenida mediante la técnica eco-
planar, que es capaz de detectar y cuantificar la
vascularización de pequeño tamaño (microvas-
cularización) de los tejidos y que requiere la ad-
ministración de un medio de contraste de forma
simultánea a su obtención.
Imagen de sangre blanca (Bright blood ima-
ging) Adquisición en la que los vasos sanguí-
neos son blancos (brillantes).
Imagen de sangre negra (Black blood imaging) Ad-
quisición en la que los vasos sanguíneos son
negros.
Imagen del tensor de difusión (Diffusion tensor
imaging, DTI) Imagen que utiliza fuertes gra-
dientes multidireccionales y permite cuantificar
el grado de anisotropía de los protones de agua
en los tejidos para obtener mapas axonales
(tractografía), que ofrecen información sobre la
organización de las conexiones corticales y de sus
proyecciones en la sustancia blanca.
Imagen dinámica (Dynamic image) Imagen que
permite detectar cambios fisiológicos en el tiem-
po mediante la observación de movimientos
voluntarios o involuntarios de las estructuras o
por la administración de un medio de contraste.
Imagen eco de espín (Spin-echo image) Imagen
obtenida mediante la secuencia de imagen más
básica en RM, en la que se estimulan los protones
de una región determinada del cuerpo mediante
dos impulsos sucesivos de radiofrecuencia de 90
y 180°, respectivamente, con el fin de obtener un
eco. Con esta secuencia se pueden obtener imáge-
nes potenciadas en T1, en T2 o en densidad pro-
tónica, en función de los parámetros de imagen
(tiempo de repetición y de eco) seleccionados.
Imagen eco de espín rápido (Fast spin-echo ima-
ge) Imagen obtenida por la modificación de la
secuencia eco de espín en la que el impulso inicial
de radiofrecuencia de 180° va seguido de múltiples
impulsos (o tren de impulsos). Al igual que en la
secuencia eco de espín, se pueden obtener imágenes
potenciadas en T1, en T2 y en densidad protónica.
Imagen eco-planar (Echo-planar image) Imagen
obtenida mediante la utilización de impulsos de
gradientes ultrarrápidos. Permite obtener “ins-
tantáneas” de utilidad en órganos con movimien-
to y en estudios funcionales.
Imagen en fase (In-phase image) Imagen obtenida
con los protones colocados en fase.
Imagen en fase opuesta (Opposed-phase ima-
ge) Imagen en la que el vóxel, que contiene una
proporción similar de grasa y de agua, muestra
una reducción significativa de su intensidad res-
pecto a las imágenes en fase.
Imagen fantasma Artefacto de movimiento en el
eje de fase.
Imagen no invasiva Imagen para cuya obtención
no se usan catéteres que “invaden” el cuerpo. El
ejemplo típico es la angiografía por RM.
Imagen ponderada en densidad protónica (Proton
density-weighted, PDW image) Imagen donde el
contraste depende principalmente de la densidad
de protones.
Imagen ponderada en difusión (Diffusion weighted
imaging, DWI) Técnica que produce imágenes
cuyo contraste se debe a las diferencias en el coe-
ficiente de difusión aparente entre los tejidos. Es
capaz de detectar y cuantificar el movimiento
fisiológico de las moléculas de agua tisulares. Se
utiliza para el estudio funcional de determinados
tipos de lesiones cerebrales mediante RM.
Imagen ponderada en T1 (T1-weighted ima-
ge) Utilización de un tiempo de repetición y
un tiempo de eco cortos. Muestra las diferencias
en los tiempos T1 de los tejidos.
Imagen ponderada en T1 con gadolinio (Gadolinium-
enhanced T1-weighted image) Utilización de un
tiempo de repetición y un tiempo de eco cortos
tras la administración intravenosa de un medio de
contraste al paciente.
Imagen ponderada en T1 con supresión de la grasa
con contraste (T1-weighted contrast-enhanced
fat-suppressed image) Secuencia en la que se su-
prime la señal generada por la grasa de los tejidos
tras la administración de un medio de contraste
al paciente. Utiliza un tiempo de repetición y un
tiempo de eco cortos.
Imagen potenciada en T2 (T2-weighted ima-
ge) Imagen que muestra las diferencias en los
tiempos T2 de los tejidos utilizando un tiempo
de repetición y de eco largos.
Imagen postcontraste (Post-contrast image) Ima-
gen obtenida después de la administración de
cualquier medio de contraste al paciente.
Imagen precontraste (Pre-contrast image) Imagen
obtenida antes de la administración de cualquier
medio de contraste.
Imagen STIR (Short inversion time inversion recovery
image) Imagen generada mediante la variante
de la secuencia inversión-recuperación en la que
se suprime toda la señal con un tiempo de rela-
jación de aproximadamente el 60 % del tiempo
de inversión escogido.
Imagen TSE (Turbo spin-echo image) Imagen que
se obtiene con un tiempo de repetición y de eco
cortos, así como una modificación de la secuen-
cia eco de espín en la que el impulso inicial de
radiofrecuencia de 180° va seguido de múltiples
impulsos (o “tren de impulsos”), de los que se
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Glosario
270
obtienen en los correspondientes ecos (o “tren de
ecos”). Al igual que en la secuencia eco de espín,
se pueden obtener imágenes potenciadas en T1 y
T2 y en densidad protónica.
Imagen volumétrica Técnica de adquisición que
produce una imagen tridimensional de un objeto.
Imágenes en paralelo Técnica que utiliza múlti-
ples bobinas para llenar segmentos del espacio K.
Imán permanente Imán que mantiene su magne-
tismo después de la magnetización.
Imán resistivo Imán generado al circular una
corriente eléctrica por un solenoide o alambre
espiral (bobina). Consume una alta energía y
genera una gran cantidad de calor, lo que los
hace poco útiles para su aplicación en resonancia
magnética.
Imán superconductor Electroimán de solenoide
que utiliza bobinas superenfriadas de manera que
no hay resistencia inherente en la corriente eléc-
trica, y por lo tanto el magnetismo se genera sin
un voltaje de excitación.
IMRSER Siglas del Instituto para la Seguridad, Edu-
cación e Investigación de Resonancia Magnética.
Inferior En dirección a los pies, en un sistema de
coordenadas anatómicas.
Inhomogeneidades Zonas donde la intensidad
del campo magnético no es exactamente la mis-
ma que la fuerza principal del campo. Falta de
uniformidad del campo magnético.
Intercalado (Interleaving) Método de adquisición
de datos a partir de segmentos alternos y divi-
diendo la secuencia en dos adquisiciones. No se
requiere ningún gap en el corte.
Intervalo de muestreo Tiempo transcurrido du-
rante la lectura entre muestras.
Intervalo R-R Tiempo transcurrido entre cada ciclo
R en estudios cerrados.
Inutilización radiofrecuencia (RF spoiling) Uso
de radiofrecuencia digitalizada para transmitir y
recibir en una cierta fase.
Iones Átomos con un exceso o déficit de electrones.
ISMRM Siglas de la Sociedad Internacional de
Resonancia Magnética en Medicina.
Isocentro magnético Posición en el centro del imán
en todos los planos, coordenadas (x, y, z = 0, 0, 0),
donde la intensidad del campo magnético es B0
y
la frecuencia de resonancia es N0
.
Isótopo Variedad de átomos que tienen el mismo
número atómico y que, por lo tanto, constituyen el
mismo elemento aunque tengan un diferente nú-
mero de masa. Los átomos que son isótopos entre
sí tienen idéntica cantidad de protones y electrones
en el núcleo, pero diferente número de neutrones.
Isotrópico Dícese de los vóxeles que tienen la mis-
ma dimensión en los tres planos.
L
Ley de Ohm Ley básica de la electricidad: Ten-
sión (V) = corriente (I) × Resistencia (R).
Líneas centrales Áreas del espacio K rellenas con
las pendientes de codificación de fase menos
pronunciadas.
Líneas exteriores Áreas del espacio K rellenas con
las pendientes de los gradientes de codificación
de fase más pronunciadas.
Llenado promediado parcial (Partial avera-
ging) Rellenar con datos sólo una proporción
del espacio K, y poner ceros en el resto.
Longitud de tren de eco (ETL, Echo train length) Nú-
mero de ecos para cada tiempo de repetición (TR).
M
Magnetic resonance image Imagen de la anatomía
o la patología del organismo obtenida mediante
una secuencia de RM.
Magnetic resonance spectroscopic Imagen de espec-
troscopia por RM.
Magnetismo Propiedad de toda materia que de-
pende de la susceptibilidad magnética del átomo.
Magnetización longitudinal Componente z de la
magnetización.
Magnetización transversal Componente xy de la
magnetización neta.
Magnetización transversal residual Restos de mag-
netización transversal, de pulsos de radiofrecuencia
previos, en condiciones de estado estacionario.
Magnitud Longitud del vector magnetización. En
RM, la raíz cuadrada de la suma de los cuadrados
de las componentes Mx y My de la magnetización
transversal.
Mapa del coeficiente de difusión aparente (ADC
map) Posproceso de la imagen ponderada en
difusión que produce imágenes en las que el
tejido anormal es más oscuro que el normal.
Matriz de rotación Matriz utilizada para describir
la rotación de un vector.
Matriz fina (Fine matrix) Matriz donde hay gran
cantidad de codificaciones de frecuencia y/o
codificaciones de fase, resultando en un gran
número de píxeles en el campo de visión.
Matriz gruesa (Coarse matrix) Matriz con un bajo
número de codificaciones de frecuencia y/o codi-
ficaciones de fase, resultando en un bajo número
de píxeles en el campo de visión.
Mezclador doble balanceado Dispositivo eléctri-
co, a menudo denominado detector de producto,
que se utiliza en RM para convertir señales de un
marco de referencia del laboratorio a un marco
de referencia rotatorio.
Modo de adquisición de eco estimulado
(STEAM) Técnica de vóxel único en espectros-
copia por resonancia magnética.
Modulación espacial de la magnetización
(SPAMM) Técnica que crea un efecto de satu-
ración que produce una trama cruzada de rayas
en la imagen, las cuales se pueden comparar con
la anatomía en movimiento para determinar su
función.
Moléculas Conjunto de al menos dos átomos con
enlace covalente que forman un sistema estable
y eléctricamente neutro.
Momento angular Espín de los núcleos activos en
RM que depende del equilibrio entre el número
de protones y neutrones del núcleo.
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271
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es
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delito.
Momento de anulación del gradiente Sistema de
gradientes que compensa el desfase intravóxel.
Momento magnético Indica la dirección del eje
norte/sur de un imán y la amplitud del campo
magnético.
Multidisparo (shot) Técnica en la que el espacio
K se divide en segmentos y se adquiere un solo
segmento por tiempo de repetición.
Multivóxel Técnica que adquiere múltiples vóxeles
mediante la codificación en el espacio K en la
señal de RM.
N
Neutrón Elemento de carga neutra en un núcleo
atómico.
Nex (número de promedios de señal o adquisi-
ciones según el fabricante) Número de ex-
citaciones, el número de veces que un eco está
codificado con la misma pendiente de gradiente
de codificación de fase.
Nivel de ventana y configuración Ajustes que con-
trolan el brillo y el contraste en las imágenes
de RM.
Nucleones Partículas del núcleo.
Núcleos activos Núcleos que poseen un número
de masa impar.
Núcleos frescos (Fresh spins) Núcleos que no
han sido golpeados por repetidos pulsos de
radiofrecuencia.
Número atómico Suma de protones en el nú-
cleo; este número da a un átomo su identidad
química.
Número complejo Número que posee una com-
ponente real y una componente imaginaria.
Número de masa Suma de neutrones y protones
en el núcleo.
O
Onda continua (continuous wave, CW) Tipo de
espectroscopia en la que se aplica una onda elec-
tromagnética de amplitud constante.
P
Paquete de espines Grupo de espines que experi-
mentan el mismo campo magnético.
Parámetros de contraste extrínsecos Parámetros que
se pueden modificar en la consola del operador.
Parámetros de contraste intrínsecos Parámetros
que no se pueden cambiar porque son inherentes
a los tejidos.
Parcialmente saturado Estado en el que el vector
de magnetización neto se invierte más de 90°
(91° a 179°).
Pendiente del gradiente (Slew rate) Pendiente que
determina la velocidad de funcionamiento de un
gradiente; cuanto más rápida es la pendiente,
más fácil es para el equipo de RM realizar una
EPI o adquirir una RM funcional, y se puede lo-
grar un valor de tiempo de eco más corto en una
secuencia eco de espín.
Pérdida de inducción libre (Free induction decay,
FID) Pérdida de señal debido a la relajación.
Pérdida de la señal de alta velocidad Aumento
del “tiempo de vuelo” debido a un incremento
en la velocidad de flujo.
Píxel (picture element) Elemento de una imagen.
Plano longitudinal Eje paralelo a B0
.
Plano transverso Eje perpendicular a B0
.
Polaridad Dirección de un gradiente, es decir, qué
extremo es mayor y cuál es menor de B0
. Depende
de la dirección de la corriente eléctrica a través de
la bobina de gradiente.
Precesar Movimiento de rotación alrededor de
un eje. Se realiza por un vector cuyo origen
se encuentra fijo en el origen del sistema de
coordenadas.
Precesión Movimiento asociado con el cambio de
dirección en el espacio, que experimenta el eje ins-
tantáneo de rotación de un cuerpo. Espín secunda-
rio de los momentos magnéticos alrededor de B0
.
Protección pasiva Blindaje logrado rodeando el
imán con placas de acero.
Protium Isótopo de hidrógeno utilizado en la RM.
El núcleo contiene un solo protón.
Protón Elemento de carga positiva del núcleo
atómico.
Proyección de máxima intensidad (MIP) Técnica
que utiliza un rayo que pasa a través de un volu-
men de imágenes para asignar la intensidad de
señal en función de su proximidad al observador.
Pseudofrecuencia Frecuencia que indirectamente
se deriva de un cambio de fase.
Pulso de radiofrecuencia Breve emisión de ener-
gía de radiofrecuencia que excita los núcleos a
un estado de alta energía.
Pulso Sinc Un pulso de radiofrecuencia cuya for-
ma es del tipo Sen(x)/x.
Punto cero (Null point) Punto en el que no hay
ninguna magnetización longitudinal en un tejido
en una secuencia de inversión-recuperación.
Punto de datos (Data point) Punto en el espacio
K que contiene información digitalizada de la
codificación.
Q
Quenching Pérdida repentina de la superconduc-
tividad de las bobinas de excitación de manera
que el imán se vuelve resistivo.
R
Radiofrecuencia (RF) Radiación electromagnética
de baja frecuencia, de baja energía. Se utiliza en
RM para excitar los núcleos de hidrógeno.
Rebobinadores (Rewinders) Gradientes que
refasan.
Recuperación T1 Aumento de la magnetización
longitudinal como consecuencia de la relajación
del espín.
Relación giromagnética Frecuencia de precesión
de un elemento en 1,0 T.
Relación señal-ruido Relación de la señal con res-
pecto al ruido.
Relajación Proceso por el cual el vector de magne-
tización neta pierde energía.
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Glosario
272
Relajación espín-espín Proceso por el que interac-
ciones entre los campos magnéticos de núcleos
adyacentes provoca desfase.
Relajatividad Efecto de una sustancia sobre la
velocidad de relajación.
Relaxometría Medición y estudio de los tiempos
de relajación.
Resolución espacial Capacidad de distinguir dos
puntos como separados.
Resonancia Fenómeno que se produce cuando un
objeto oscilante está expuesto a una frecuencia
que tiene la misma o similar frecuencia de os-
cilación del objeto.
Resonancia de espín electrónico (Electron spin re-
sonance, ESR) Técnica de resonancia magnética
basada en el espín del electrón.
Resonancia magnética funcional (fIRM) Técnica
de adquisición de imágenes, normalmente ba-
sada en la adquisición eco-planar, que permite
visualizar áreas cerebrales que se activan en rela-
ción con una tarea o estímulo específico.
Resonancia magnética nuclear (RMN) Fenómeno
físico basado en las propiedades mecanicocuán-
ticas de los núcleos atómicos. La RMN también
se refiere a la familia de métodos científicos que
explotan este fenómeno para estudiar molécu-
las (espectroscopia de RMN) o macromoléculas
(RMN biomolecular), así como tejidos y organis-
mos completos (imagen por RM).
Ruido Frecuencias que existen al azar en el tiempo
y en el espacio.
S
Sagital Representa la anatomía en el plano para-
lelo al eje mayor del cuerpo, el cual lo divide en
dos mitades simétricas. Dicho plano tiene una
situación anteroposterior y deja dos mitades,
una al lado derecho y la otra al lado izquierdo.
SAT TR Tiempo entre cada pulso de presaturación.
Saturación Fenómeno que se produce cuando el
vector de magnetización neto se invierte 180°.
Saturación de agua Técnica que anula la señal del
agua, aplicando un pulso de radiofrecuencia en la
frecuencia del agua al volumen de imagen, antes
de la excitación del corte.
Saturación grasa Técnica que anula la señal de
la grasa mediante la aplicación de un pulso de
radiofrecuencia.
Secuencia de inversión-recuperación Secuencia
de pulsos que producen señales que representan
la magnetización longitudinal presente después
de la aplicación de un pulso radiofrecuencia de
inversión de 180°.
Secuencia de pulso Serie de pulsos de radio-
frecuencia y/o gradientes de campo magnético
aplicados a un sistema de protones para producir
una señal representativa de alguna propiedad del
sistema de protones.
Secuencia de una imagen Conjunto específico
de pulsos de radiofrecuencia y gradientes de
campo magnéticos que se utilizan para adquirir
una imagen.
Secuencia eco de espín Secuencia cuya señal es
el eco resultante de reenfocar la magnetización
después de la aplicación de pulsos de radiofre-
cuencia de 90° y 180°.
Secuencia eco de espín T1 (T1-weighted spin-
echo) Secuencia en la que se estimulan los
protones de una región determinada del cuerpo
mediante dos impulsos sucesivos de radiofre-
cuencia de 90 y 180°. Se utiliza un tiempo de
repetición y de eco cortos.
Secuencia eco de espín T2 (T2-weighted spin-
echo) Secuencia que se obtiene mediante un
tiempo de repetición y un tiempo de eco largos,
así como mediante la secuencia de impulso eco
de espín.
Secuencia eco de gradiente (Gradient-echo image,
GRE) Secuencia rápida en la que se utilizan án-
gulos de inclinación menores de 90°. Se pueden
obtener imágenes potenciadas en T1 o en T2, en
función de los parámetros de imagen (tiempo
de repetición y tiempo de eco) seleccionados.
En la secuencia eco de gradiente, los ecos se ori-
ginan a partir de los gradientes, a diferencia de
las secuencias eco de espín, en las que los ecos
provienen de los espines. Presenta como ventaja
la disminución del tiempo de adquisición en
secuencias potenciadas en T2 y como desventaja
relativa que registran una mayor susceptibilidad
ferromagnética.
Secuencia eco de gradiente T1 (T1-weighted
gradient-echo, GRE T1) Secuencia rápida de
RM con ángulos de inclinación menores de 90°
y tiempo de repetición y eco cortos.
Secuencia eco de gradiente T2 (T2-weighted
gradient-echo, GRE T2) Secuencia rápida de
RM con ángulos de inclinación menores de 90° y
tiempo de repetición y de eco largos.
Secuencia FLAIR (Fluid attenuated inversion reco-
very) Tipo de secuencia de inversión-recupera-
ción que puede potenciarse en T2 para atenuar
la señal del líquido cefalorraquídeo o en T1
para incrementar el contraste T1 tisular. Es una
técnica muy sensible frecuentemente utilizada en
neurorradiología.
Secuencia rápida eco de espín (Fast Spin Eco,
FSE) Secuencia de múltiples ecos que completa
diferentes regiones del espacio K con diferentes
ecos.
Secuencias híbridas Secuencia en la que se utili-
za el eco de gradiente y el eco de espín: en una
secuencia EPI se aplican periódicamente pulsos
de radiofrecuencia de 180° para reducir los ar-
tefactos de susceptibilidad.
Selección de corte Selección de un corte utilizan-
do un gradiente.
Señal de RM Tensión inducida en la bobina
receptora.
Shimming Proceso por el cual se optimiza la uni-
formidad del campo magnético.
Shimming pasivo Proceso que utiliza en la ins-
talación discos o placas de metal para adaptarse a
grandes cambios en la homogeneidad del campo.
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Simetría conjugada Simetría de los datos en el
espacio K.
Single shot fast spin echo (SS-FSE) Secuencia de
eco de espín rápido donde se adquieren todas las
líneas del espacio K durante un único período de
tiempo de repetición.
Solenoide monocapa Bobina de transmisión y re-
cepción que generalmente tiene forma cilíndrica.
Spin-down Núcleos de hidrógeno de alta energía
que alinean sus momentos magnéticos de forma
antiparalela a B0
.
Spin-up Núcleos de hidrógeno de baja energía
que alinean sus momentos magnéticos de forma
paralela a B0
.
Spoilers Gradientes que desfasan.
Superconductor Conductor que no tiene resisten-
cia. Un superconductor perfecto puede transpor-
tar una corriente eléctrica sin ninguna pérdida.
Superior Hacia la cabeza, en un sistema de coor-
denadas anatómicas.
Susceptibilidad magnética Capacidad de una sus-
tancia para ser magnetizada.
T
T2* (T2 estrella) Tiempo de relajación espín-espín
que depende de las interacciones moleculares y
las inhomogeneidades del campo magnético.
Desfase debido a la falta de homogeneidad del
campo magnético.
T2 decay Pérdida de la magnetización transversal
como resultado de la relajación espín-espín.
T2 shine through Situación en la que las lesiones
siguen siendo brillantes en una imagen de segui-
miento ponderada en difusión.
Tabla de referencia (Look-Up Table, LUT) Cuadro
(o función) utilizado para relacionar la intensi-
dad de un píxel en el monitor con el valor de ese
píxel en la imagen.
Tasa específica de absorción (SAR) Energía de
radiofrecuencia por unidad de tiempo, expresada
en vatios por kilogramo de peso corporal en una
secuencia de adquisición de imágenes. Permite
calcular el límite a la exposición de radiofre-
cuencia según la Food and Drug Administration
(FDA).
Tau Tiempo entre el pulso de excitación y el pulso
de refase de 180°, y el tiempo entre éste y el eco.
A veces se utiliza en secuencias STIR como una
alternativa al tiempo de inversión.
Técnicas de imagen funcionales Técnicas de RM
que permiten evaluar la función y la fisiología
tisular.
Tensión de la señal Tensión inducida en la bobina
receptora.
Teorema de Nyquist Teorema según el cual una
frecuencia debe ser muestreada al menos dos
veces con el fin de reproducirla de forma fiable.
Tiempo de eco (Echo time, TE) Tiempo en mili-
segundos desde la aplicación del pulso de radio-
frecuencia hasta el pico de la señal inducida en la
bobina. Determina qué cantidad de pérdida de
magnetización transversal se permite.
Tiempo de eco actual Tiempo entre el eco y el
siguiente pulso de radiofrecuencia en SSFP.
Tiempo de eco efectivo Tiempo entre el eco y el
pulso de radiofrecuencia que lo inició en SSFP;
también el tiempo de eco utilizado en ecos de
espín rápidos.
Tiempo de inversión (TI) Tiempo entre el pul-
so de inversión y el pulso de una secuencia de
inversión-recuperación.
Tiempo de muestreo Tiempo durante el cual está
activado el gradiente de lectura.
Tiempo de relajación T1 Tiempo necesario para
que se recupere el 63% de la magnetización
longitudinal.
Tiempo de relajación T2 Tiempo necesario
para una caída del 63% de la magnetización
transversal.
Tiempo de repetición (TR) Tiempo entre cada
pulso de excitación.
Tiempo de subida Tiempo que tarda un gradiente
en activarse, obtener la pendiente de gradien-
te requerida y apagarse o (desconectarse) de
nuevo.
Tiempo de vuelo (Time of flight) Tasa de mo-
vimiento o circulación en un momento dado.
Algunos núcleos en movimiento reciben un solo
pulso de radiofrecuencia, produciendo, por tan-
to, un vacío de señal.
Tiempo de vuelo en angiografía por RM (Time of
flight MR angiography, TOF-MRA) Técnica que
genera contraste vascular utilizando el efecto de
flujo de entrada.
Trace image Imagen ponderada en difusión en la
que el tejido anormal es más brillante que el
normal.
Transceptor Bobina que envía y recibe señales de
radiofrecuencia.
Transferencia de magnetización de contraste/cohe-
rencia (MTC) Técnica utilizada para suprimir
el tejido de fondo y aumentar la CNR.
Transferencia de magnetización Transferencia
de la magnetización neta entre dos especies
porque las posiciones espectrales de ambas se
superponen.
Transformada de Fourier (TF) Técnica matemá-
tica capaz de convertir una señal que está en el
dominio del tiempo a una señal en el dominio
de la frecuencia, y viceversa.
Transformada rápida de Fourier (Fast Fourier trans-
form, FFT) Conversión matemática de frecuen-
cia / tiempo a frecuencia / amplitud.
Trayectoria de precesión Camino circular de los
momentos magnéticos a medida que precesan
alrededor de B0
.
Tren de eco (Echo train) Serie de 180° de pulsos
de refase y ecos, en una secuencia de pulsos de
eco de espín rápido.
Trigger delay Período de espera después de cada
onda R. Tiempo transcurrido entre la onda R y
el comienzo de la adquisición de datos.
Trigger window Período de espera antes de cada
onda R en estudios cerrados.
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Glosario
274
U
Unidad de control de pulsos Unidad que coordina
la conexión y la desconexión de las bobinas de
gradiente y del transmisor de radiofrecuencia en el
momento adecuado durante la secuencia de pulsos.
V
Vector de magnetización neto (Net magnetization
vector, NMV) Vector magnético que representa
la suma de la magnetización de todos los espines
de un sistema, producido como resultado de la ali-
neación de exceso de núcleos de hidrógeno con B0
.
Velocidad de muestreo o frecuencia Velocidad
a la que se toman muestras durante la lectura.
Velocidad de respuesta Intensidad del gradiente
sobre la distancia.
Volumen parcial Pérdida de resolución espacial
cuando se utilizan grandes vóxeles.
Vóxel (volumetric pixel) Unidad cúbica que com-
pone un objeto tridimensional. Constituye la
unidad mínima procesable de una matriz tridi-
mensional y es, por tanto, el equivalente del píxel
en un objeto 3D.
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275
Capítulo 1
1. b
2. c
3. b
4. e
5. a
Capítulo 2
1. e
2. a
3. c
4. a
5. c
6. a
7. b
8. c
Capítulo 3
1. b
2. b
3. c
4. d
5. c
Capítulo 4
1. d
2. c
3. d
4. b
5. b
6. b
7. c
8. e
9. d
10.b
Capítulo 5
1. c
2. d
3. e
4. a
5. e
Capítulo 6
1. a
2. b
3. c
4. b
5. a
6. a
Capítulo 7
1. e
2. c
3. e
4. c
5. e
6. c
7. a
8. d
9. d
Capítulo 8
1. c
2. c
3. b
4. e
5. a
Capítulo 9
1. a
2. d
3. d
4. a
5. b
Capítulo 10
1. d
2. b
3. a
4. c
5. d
Capítulo 11
1. c
2. b
3. b
4. e
5. c
Capítulo 12
1. c
2. b
3. e
4. a
5. b
Capítulo 13
1. d
2. e
3. b
4. a
5. d
Capítulo 14
1. b
2. d
3. b
4. e
5. a
Capítulo 15
1. c
2. b
RESPUESTAS DE LA AUTOEVALUACIÓN
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

Respuestas de la autoevaluación
276
3. e
4. a
5. d
6. c
Capítulo 16
1. d
2. e
3. d
4. a
5. b
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

277
Capítulo 9
Caso práctico 1
Imagen a
1. Riesgo o advertencia en general.
2. Riesgos debidos a los líquidos criogénicos.
Imagen b
2. Quemaduras causadas por contacto con gas a
muy baja temperatura.
Imagen c
2. Advertencia de que la integridad física de una
persona corre peligro.
Caso práctico 2
Flechas a:
Detectores de concentración de oxígeno.
Función:
• Estos detectores avisan en caso de concentración
anómala de oxígeno y se ponen en marcha en
caso de detectar algún problema.
Flecha b:
Chimenea por la cual el helio se reconduce al exte-
rior de la instalación.
Funciones:
• La extinción del campo magnético se produce
cuando el nivel de helio decrece lo suficiente como
para que el hilo conductor, que genera el campo
magnético, emerja a la superficie, perdiendo éste
la condición de superconductividad debido al
incremento de temperatura.
• El helio se reconduce al exterior de la instalación
mediante esta chimenea, produciendo silbidos o
siseos.
• El helio emerge hacia el exterior como vapor as
cendente, en forma de nubes blancas por la con-
densación del aire.
Capítulo 10
Caso práctico 1
Si se produce un quench, los pasos que deben seguir
el paciente y los profesionales son:
• Tanto los trabajadores como los pacientes deben
abandonar sin demora la sala del imán.
• El personal técnico debe conocer y diferenciar
perfectamente que se está produciendo un
quench, ya que es una situación de emergencia y
porque una bajada errónea del campo magnético
conlleva unos costes importantes.
• El personal técnico debe alertar a los servicios de
emergencia de la existencia, el origen y la compo-
sición de la nube, que crea o puede crear alarma
e inseguridad en las personas próximas.
Se debe recordar que un quench produce:
• ruido similar a un silbido, zumbido,
• nubes y humo blanco,
• congelación en los conductos,
• ausencia de campo magnético.
Caso práctico 2
Los objetos ferromagnéticos son aquellos que po-
seen una alta susceptibilidad magnética.
Los objetos ferromagnéticos que acceden a la sala
del imán suponen un riesgo y un peligro.
Hay que tener especial atención con los
sistemas u objetos no compatibles con RM de gran
volumen, tales como camillas, botellas portátiles
de oxigenoterapia, carros de parada, pies de gotero,
y con todo aquel elemento que pueda ser de
características ferromagnéticas (pinzas, bolígrafos,
estetoscopios, horquillas, etc). Hay que vigilar es-

pecialmente los dispositivos e implantes que con-
tengan material ferromagnético.
Para su comprobación, si existen dudas sobre
la presencia de algún objeto ferromagnético en el
interior del paciente, se pueden realizar radiografías
para confirmarlo.
Los dispositivos ferromagnéticos deben ser iden-
tificados como “RM inseguro” y marcados con una
etiqueta roja redonda. Los objetos con una estima-
ción condicional a ser compatibles con RM llevan
una etiqueta triangular amarilla.
La implantación de sistemas de detección fe-
rromagnéticos es de gran ayuda para su compro-
bación.
RESPUESTAS DE LOS CASOS PRÁCTICOS
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

279
ÍNDICE ALFABÉTICO
Los números de página seguidos de c remiten a cuadros, de f a figuras y de t a tablas.
A
Abdomen, 189
Absorción específica, tasa de (specific
absorption rate, SAR), 127
Accidente cerebrovascular agudo, 148
Acero, paneles de, 28
Acetábulo, 180
Acromioclavicular, articulación, 173
Adquisición en paralelo (TAP), 75
American College of Radiology, 119
Ampolla de Vater, 195
Ancho de banda, 43
Aneurismas, 226
Ángulo
de inclinación (flip angle), 15, 33, 64
de rotación (slip angle), 9
mágico, 184
Antena
de cuerpo (body coil), 26
de gradientes, 23
de superficie mamaria, 242
múltiple o en serie (phased array),
26, 75
Aparato locomotor, 171
Artefactos, 83
generados
por el campo magnético, 92
fenómeno del ángulo mágico, 93
susceptibilidad magnética, 92
por el paciente, 83
de flujo, 86
de movimiento en pacientes
pediátricos y/o desorientados,
87
por movimientos cardíacos, 85
por movimientos peristálticos,
86
relacionados
con la antena, 94
crosstalk, 94
interferencias en la
radiofrecuencia, 94
proximidad de la antena, 95
saturación de la señal, 95
con la obtención de la imagen, 88
de superposición, 88
aliasing, 88
wrap around, 88
foldover, 88
de truncación, 89
Gibbs, 89
ringing artifact, 89
desplazamiento químico, 90
volumen parcial, 91
con los gradientes del campo
magnético, 93
pérdida de linealidad, 93
corrientes inducidas (de Eddy),
93
Arteria poplítea, 183
Arterial Spin Labeling, 259
Arteriosclerosis, 226
Articulación
de Chopart, 185
de Lisfranc, 185
subastragalina, 184
tibioastragalina, 184
Artrografía, 173
Asfixia, 123
ASTM International, 135
Astrágalo, 184
B
Bandas de saturación, 218, 236
Bazo, 190
Biomarcadores, 257c
Bobinas, 23
Body coil (antena de cuerpo), 26
Bolsa subacromial, 173
Bolus track, 219
Bóveda plantar, 185
C
Cabeza femoral, 180
Calcáneo, 185
Campo, 23
de visión, 45
magnético
extinción brusca (quench), 124
homogeneidad, 21
Canal anal, 210
Cápsula de vitamina E, 184
Cardiografía por RM, 233
Cerebro, 145
Ciego, 201
Cístico, conducto, 195
Claustrofobia, pacientes con, 138
Cobre, paneles de, 28
Codificación, 41
de fase, 44c, 46
número de pasos, 34
de frecuencia, 44c, 46
espacial, 41
Coeficiente de difusión aparente, 254
Colangiopancreatografía, 195
Colédoco, 195
Colon, 201
Columna
cervical, 163
dorsal, 164
lumbar, 165
Conducto(s)
cístico, 195
de Müller, 202
Consentimiento informado, 144
Contraindicaciones en el estudio con
RM. V. Resonancia magnética.
Contraste de fase, 218
Contraste(s), 37, 101
aplicaciones clínicas, 110
intravenosos
efectos adversos, 108
farmacocinética, 107
gadobenato de dimeglumina
(Multihance®), 108
gadofosfoveset trisodio (Vasovist®),
109
gadolinio, 106
gadoxetato disódico (Primovist®),
109
mangafopidir trisódico
(Mn-DPDP), 109
superparamagnéticos, 109
USPIO (UltraSmall
Superparamagnetic Iron Oxide),
109
VSPOP (Very Small
Superparamagnetic Iron Oxide
Particles), 109
mecanismo de acción, 104
negativo, 101
orales, 109
positivo, 101
relajatividad, 102
T1, 13
T2, 14
tisular, 13
potenciación, 16
Contusiones óseas, 181
Coordenadas, 41c
Cuádriceps, 182
Cuello, 156
Cúpula astragalina, 184
Curva tiempo/intensidad de señal en el
estudio dinámico de RM de mama,
tipos, 248f
D
Datos brutos (raw data), 48
Densidad protónica (DP), 14
Desconexión eléctrica, 138
Detectores de concentración de
oxígeno, 125
Diamagnéticas(os)
sustancias, 259
materiales, 4
Difusión, 253
Directiva 2013/35/UE, 122
Disección, 227
E
Eco(s)
de espín, 55, 215
turbo, 215
de gradiente, 55, 64, 216
parcial, 51
planar (EPI), 70
tren de, 57
longitud, 57
Ecuación de Larmor, 7, 43
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

Índice alfabético
280
Efecto
BOLD, 261
misil, 122, 133
Electrolitos en movimiento, 122
Electrones, 5
Encéfalo, 145
Endometriosis, 206
Enfermedades desmielinizantes, 146
Epicondilitis, 174
Epilepsia, 147
Epitrocleítis, 174
Esclerosis múltiple, 146
Esguinces, 182
Espacio
de Fourier, 41
K, 41, 46, 219
Espectroscopia, 257
Espín nuclear, 3
Estadio estacionario, 66c
Estado
antiparalelo, 7
paralelo, 7
Estudio dinámico, 259
Excitación/excitaciones
o adquisiciones (NEX, NSA, NAD),
número de, 35
selectiva, 63
Explosión, 123
Extinción brusca del campo magnético
(quench), 124
F
Factor
b, 254
TAP (o de aceleración), 75
turbo (FT), 57
Fascia plantar, 184
Fase, 64
opuesta, 64
Ferromagnéticos, materiales, 4
Fibrocartílago triangular, 176
Fibrosis sistémica nefrogénica, 108
FLAIR, 62
Food and Drug Administration
(FDA), 135
Formulario de seguridad, 137c
Fosa posterior, 153
Fracturas por insuficiencia, 179
Frecuencia, 41c
de precesión, 25, 42
G
Gadobenato de dimeglumina
(Multihance®), 108
Gadofosfoveset trisodio
(Vasovist®), 109, 238
Gadolinio, 106
en embarazadas, 262c
Gadoxetato disódico
(Primovist®), 109
Gauss, 21
Glándulas
salivales, 157
suprarrenales, 196
Gradientes, 23
amplitud o fuerza, 24
antenas, 23
de campo, 44c, 41
de codificación de fase, 25
de lectura, 25
selección de corte, 25
tiempo de subida, 24
velocidad de subida, 24
Guidance Document on MR Safe
Practices, 119
H
Half
Fourier, 50
Scan, 50
HASTE, 59
Hidrógeno, 25c
Hierro hepático, 194
Hígado, 190
Hipófisis, 156
Homogeneidad del campo
magnético, 21
alteraciones, 122
I
Ictus, 148
Imán
permanente, 22
resistivo, 22
superconductor, 22
Imposibilidad de evacuación de
personas, 123
Incendio, 123
Inducción de corrientes eléctricas, 122
Inestabilidad glenohumeral, 172
Infarto miocárdico, 236
Infrahioideo, 159
Inhomogeneidad, 22
Interacción electrodinámica, 122
Intercomunicador, 137f
Intestino, 200
delgado, 200
Inversión-recuperación, 61
J
Jaula de Faraday, 28c
L
Labrum, 172
de prevención de riesgos
laborales, 128
Ligamento(s)
astragaloperoneal, 185
calcaneoperoneal, 185
colateral
externo, 182
medial, 182
radial, 175
cruzados, 182
anterior, 182
posterior, 182
de Treitz, 200
deltoideo, 185
en el carpo, 177
lateral cubital, 175
Líquidos criogénicos, 123
M
Magnetización
longitudinal, 7
transversal, 9
Magnetofosfenos, 122
Mama
anatomía, 241
antena de superficie, 242
cáncer
cribado en pacientes de alto
riesgo, 251
estadificación, 250
hallazgos asociados en RM, 241
criterios diagnósticos BIRADS en
RM, 242t
indicaciones de RM, 250
protocolo(s)
de RM, 244
para valoración de prótesis, 244
Mangafopidir trisódico (Mn-DPDP),
109
Manguito de los rotadores, 172
Mano, 177
Matriz, 46
Maxilofacial, 157
Maximum intensity projection
(MIP), 220
Meniscos
externo, 182
interno, 182
Mortaja tibial, 184
Movimiento browniano, 253
Multiplanar reconstruction (MPR), 220
Muñeca, 176
Musculoesquelético, 171
N
Nasofaringe, 157
Náuseas, 122
Necrosis avascular del astrágalo, 184
Neuroma de Morton, 184
Neutrones, 5
Norma(s)
ASTM F2503, 135
de seguridad, 133
Normativa comunitaria y nacional, 128
Núcleo
atómico, 5
de hidrógeno, 5
Número
de excitaciones o adquisiciones
(NEX, NSA, NAD), 35
de pasos de codificación de fase, 34
O
Ondas sinusales, 46
Órbitas, 156
Ovarios, 202
P
PACE, 78
Pacientes
claustrofóbicos, 138
pediátricos, 138
Páncreas, 190
Paneles de acero o cobre, 28
Papila mayor, 195
Paramagnéticas(os)
sustancias, 259
materiales, 4
Parámetros
extrínsecos, 15
intrínsecos, 13
Patela (rótula), 182
Pediatría, pacientes de, 138
Pelvis
femenina, 202
ósea, 180
Perfusión, 258
Phased array (antena múltiple
o en serie), 26, 75
Plano
coronal, 144
sagital, 144
transverso, 144
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

Índice alfabético
281
©
Elsevier.
Fotocopiar
sin
autorización
es
un
delito.
Plexo braquial, 159
Poleas, 178
Polígono de Willis, 227
Porción larga del tendón bicipital, 173
Posición de supermán, 174
Potenciación
de la DP, 17
del contraste tisular, 16
T1, 16
T2, 16
Potencial de flujo, 122
Precesión, 6
frecuencia, 25
Preparación del paciente, 144
Programa de garantía de calidad, 139
Próstata, 207
Protocolo de RM, 143
Protones, 5
Proyección de máxima intensidad
(maximum intensity projection, MIP), 220
Pulso
de 90º, 8
de 180º, 8
de radiofrecuencia, 8
Q
Quemaduras, 123
R
Radiofrecuencia, 25
Raw data (datos brutos), 48
Realce tardío, 236
Reconstrucciones multiplanares
(multiplanar reconstruction, MPR), 220
Recto, 209
Región selar, 156
Relación señal-ruido (S/R), 36
Relajación
longitudinal, 9
T1, 13
T2, 14
transversal, 9
Relajatividad, 102
Representación de volumen (volume
rendering, VR), 220
Resolución espacial, 38
Resonancia magnética (RM)
abdominal, indicaciones, 189
semiología básica, 190
cardíaca, 233
contraindicaciones, 134
prohibición, 134
clips
de aneurismas, 134
hemostáticos, 134
desfibrilador cardíaco, 134
marcapasos, 134
fetal, 262
Retináculos, 182
Riesgos en RM, 119
debidos al campo magnético estático,
120
Riñones, 198
Rodilla, 181
Rótula (patela), 182
Rotura tendinosa, 172
Ruido, 36
durante las exploraciones, 125
S
Sangre
blanca, 216
negra, 215
Saturación de la grasa, 63
Secretina, 196
Secuencia(s), 55
balanceadas, 68
de inversión-recuperación, 215
eco de gradiente, 64
en fase, 64
opuesta, 64
FLAIR, 62
HASTE, 59
híbridas, 71
inversión-recuperación, 61
PACE, 78
STIR, 62
TOF, 216
2D, 217
3D, 217
Seguridad, 119
desconexión eléctrica, 138
formulario, 137c
normas, 133
setas de, 138
Senos venosos, 229
Señal, 36
Setas de seguridad, 138
Shielding Active, 133
Shimming, 23
Sigma, 201
Smart Prep, 219
Specific absorption rate (SAR), 127
STIR, 62
Susceptibilidad magnética, 122, 259
T
T1, 10
T2, 10
Tasa de absorción específica
(specific absorption rate,
SAR), 127
Técnicas matriciales, 77
Tendones
bicipital, porción larga, 173
cuádriceps, 182
de Aquiles, 184
del músculo braquial, 175
peroneales, 184
rotuliano, 182
tibial posterior, 184
Tesla, 21
Test bolus, 219
Tiempo
de adquisición (TA), 31, 58
de eco (TE), 15, 32
efectivo (TE efectivo), 57
de inversión (TI), 15, 34
de preparación, 70
de repetición (TR), 15), 32
TOF, 216
2D, 217
3D, 217
Transformada de Fourier, 3, 48
Tren de ecos, 57
longitud (ETL), 57
Tróclea femoral, 182
Tromboembolismo, 226
Trompas de Falopio, 202
Tuberosidad radial, 175
Tumor intracraneal, 155
Túnel
carpiano, 177
cubital, 174
U
UltraSmall Superparamagnetic
Iron Oxide (USPIO), 109
Umbral de percepción, 125
Uréteres, 199
Útero, 202
V
Vagina, 203
Válvula ileocecal, 200
Vector de magnetización, 7
Vejiga, 199
Vértigos, 122
Vía(s)
biliar, 195
urinarias, 198
Volume rendering (VR), 220
ERRNVPHGLFRVRUJ
ERRNVPHGLFRVRUJ

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