Imagen por resonancia magntica

IntroduccinLa Resonancia Magntica es un fenmeno que se descubri hace unos 60 aos. En el ao 1946 e independientemente, dos cientficos estadounidenses (E. Purcell y F. Bloch) describieron un fenmeno fsico-qumico basado en las propiedades magnticas de ciertos ncleos de latabla peridica. Encontraron que cuando disponan los ncleos en uncampo magntico, absorban energa en la regin de radiofrecuencia y la reemitan durante la transicin a suestadooriginal. Debido a que lafuerzadel campo magntico utilizada y la radiofrecuencia deban estar relacionadas entre s, el fenmeno se denomin Resonancia Magntica Nuclear (RMN). En 1972 Lauterbur obtuvo la primera imagen 2D de los protones de la molcula deaguay en 1974 produjo las primeras imgenes de un animal vivo. A partir de aqu numerososgruposempezaron a contribuir hasta mejorar la tcnica tal y como la conocemos en la actualidad.La resonancia magntica nuclear (RMN) es una tcnica transversal, cuyos fundamentos y/o aplicaciones abarcan todo el mbito de lascienciasexperimentales clsicas, las tecnolgicas y las ciencias de lasalud, en especial la medicina. En lo que respecta a la ultima se conoce que aunque el contraste inherente de lostejidospuede ser manipulado en MRI de manera mucho ms flexible que en otras tcnicas de imagen, en muchos casos llevar a cabo un diagnostico en base a las imgenes requiere el uso de agentes de contrastes. En general, la manipulacin del contraste en resonancia magntica aplicando agentes de contraste es usada cuando no se puede cambiar el contraste inherente del tejido. Los agentes de contraste comerciales empleados eninvestigacinclnica se basan en los cambios de los tiempos de relajacin longitudinales (T1) y transversales (T2) de los protones del agua y/o en la susceptibilidad magntica del agua de los tejidos en donde se acumulan. Los agentes de contraste se caracterizan por poseer propiedades paramagnticas o superparamagnticas.Como una breveintroduccinde lo que respecta a resonancia propiamente dicha a continuacin enumeraremos los conceptos de spin nuclear I y el momento angular P asociado, su cuantizacin (en magnitud y en orientacin respecto al campo magntico B0), su relacin con el momento magntico (de la forma = ?P), que introduce la constante magnetogrica ? como caracterstica de cada istopo, y la frecuencia de Larmor, ?0, a la que precesionan los spins, y que lleva a la siguiente expresin:

Como es bien sabido, lairradiacinde lamuestra, por medio deradiacin electromagnticapolarizada circularmente en el plano perpendicular a B0 y cuya frecuencia sea precisamente la de Larmor, lleva a la resonancia del sistema, producindose transiciones entre los niveles energticos.

DesarrolloDebido a que la resonancia magntica es considerada por muchos como la modalidad dediagnsticopor imagen ms verstil, poderosa y sensible disponible en la actualidad, su importancia se puede resumir brevemente como la capacidad de generar finas secciones de modo no invasivo, imgenes funcionales de cualquier parte de la muestra desde cualquier ngulo ydireccinen un periodo relativamente corto.

Las principales ventajas de estemtodosobre otrosmtodosdeimagenson: a) su capacidad multiplanar, con la posibilidad de obtener cortes o planos primarios en cualquierdireccindel espacio; b) su elevada resolucin de contraste, que es cientos de veces mayor que en cualquier otro mtodo de imagen, c) la ausencia de efectos nocivos conocidos al no utilizar radiaciones ionizantes, y d) la amplia versatilidad para el manejo del contraste.La IRM permite alinear los campos magnticos de diferentes tomos en la direccin de uncampo magnticoexterno. La respuesta a este campo externo depende del tipo de ncleos atmicos por lo que esta tcnica puede utilizarse para obtenerinformacinsobre unamuestra.La resonancia magntica nuclear hace uso de las propiedades de resonancia aplicando radiofrecuencias a los tomos o dipolos entre los campos alineados de la muestra y permite estudiar la informacin estructural oqumicade una muestra. La IRM se utiliza tambin en el campo dela investigacinde ordenadores cunticos. Sus aplicaciones ms frecuentes se encuentran ligadas al campo de lamedicina.Centrndonos en el campo mas usado, los equipos de IRM sonmquinascon muchos componentes que se integran con gran precisin para obtener informacin sobre ladistribucinde los tomos en elcuerpo humanoutilizando el fenmeno de RM. El elemento principal del equipo es un imn capaz de generar un campo magntico constante de gran intensidad. Actualmente se utilizan imanes con intensidades de campo de entre 0.15 y 7 teslas. El campo magntico constante se encarga de alinear los momentos magnticos de los ncleos atmicos bsicamente en dos direcciones, paralela (losvectoresapuntan en la misma direccin) y anti-paralela (apuntan en direcciones opuestas). Los imanes para producir ese campo magntico pueden ser permanentes, resistivos, superconductivos o mixtos. Los imanes que producen campos magnticos altos, a partir de 0,5 T, son superconductivos.Como nicamente se puede medir magnetizacin en el plano transversal, la muestra es expuesta a pulsos de radiofrecuencia, junto a gradientes de campo magnticovariables, que inclinan el vector de magnetizacin delvolumenseleccionado hacia el plano transversal. La radiofrecuencia es devuelta en forma de seal elctrica oscilante (Fig. 1), generalmente en forma de eco. Estasseales, codificadas en fase y frecuencia mediante gradientes, se utilizan para formar la imagen.

Fig. 1. Seal de resonancia magntica. El vector de magnetizacin se inclina 90, desde el eje z, paralelo al CM, hasta el plano transversal "x,y". Su presesin produce unacorriente elctricaalterna o seal de RM sobre una bobina receptora.La intensidad del campo y el momento magntico del ncleo determinan la frecuencia de resonancia de los ncleos, as como la proporcin de ncleos que se encuentran en cada uno de los dos estados.Esta proporcin est gobernada por lasleyesde laestadsticade Maxwell-Boltzman que, para untomodehidrgenoy un campo magntico de 1.5 teslas atemperaturaambiente, se tiene que apenas un ncleo por cada milln se orientar paralelamente, mientras que el resto se repartirn equitativamente entre ambos estados, ya que la energa trmica de cada ncleo es mucho mayor que la diferencia de energa entre ambos estados. La enorme cantidad de ncleos presente en un pequeo volumen hace que esta pequea diferencia estadstica sea suficiente como para ser detectada.A continuacin se emite laradiacin electromagnticaa una determinada frecuencia de resonancia. Debido alestadode los ncleos, algunos de los que se encuentran enel estadoparalelo o de baja energa cambiarn al estado perpendicular o de alta energa y, al cabo de un corto periodo detiempo, re-emitirn la energa, que podr ser detectada usando el instrumental adecuado. Como el rango de frecuencias es el de las radiofrecuencias para los imanes citados, el instrumental suele consistir en una bobina que hace las veces de antena, receptora y transmisora, un amplificador y un sintetizador de RF.Debido a que el imn principal genera un campo constante, todos los ncleos que posean el mismo momento magntico (por ejemplo, todos los ncleos de hidrgeno) tendrn la misma frecuencia de resonancia. Esto significa que una seal que ocasione una RM en estas condiciones podr ser detectada, pero con el mismovalordesde todas las partes del cuerpo, de manera que no existe informacin espacial o informacin de dnde se produce la resonancia.Para resolver este problema se aaden bobinas, llamadas bobinas de gradiente. Cada una de las bobinas genera un campo magntico de una cierta intensidad con una frecuencia controlada. Estos campos magnticos alteran el campo magntico ya presente y, por tanto, la frecuencia de resonancia de los ncleos. Utilizando tres bobinas ortogonales es posible asignarle a cada regin del espacio una frecuencia de resonancia diferente, de manera que cuando se produzca una resonancia a una frecuencia determinada ser posible determinar la regin del espacio de la que proviene.En vez de aplicar tres gradientes diferentes que establezcan una relacin nica entre frecuencia de resonancia y punto del espacio, es posible utilizar diferentes frecuencias para las bobinas de gradiente, de manera que la informacin queda codificada en espacio de fases. Esta informacin puede ser transformada en posiciones espaciales utilizando la transformada deFourierdiscreta.Formacin de imgenesPara crear una imagen es necesaria la aplicacin de pulsos de excitacin de RF durante elprocesode relajacin. Inmediatamente despus, se mide la seal obtenida, generalmente en forma de eco.Para la obtencin de estas seales de eco puede ser necesaria la aplicacin de uno o ms pulsos de refase de RF, o bien de gradientes. El conjunto de cada pulso de excitacin de RF y los pulsos o gradientes de refase posteriores necesarios para producir una seal medible se denomina ciclo de pulsos. Junto a los pulsos de RF es necesaria la aplicacin de gradientes de campo magntico para la localizacin ycodificacinespacial de la seal. En IRM, es necesario repetir estos ciclos 64, 128, 256, 512 1024 veces para rellenar el espacio K omatrizdedatoscrudos y la posterior reconstruccin de la imagen. Se denomina secuencia a esta repeticin o serie de ciclos de pulso o pulsos y gradientes asociados.La secuencia ms elemental, ms conocida y, probablemente todava hoy, la ms utilizada en IRM, es la secuencia espn-eco, eco de espn o SE. El esquema bsico de la misma consiste en un pulso de excitacin inicial de 90 para inclinar el vector de magnetizacin longitudinal al plano transversal, seguido de uno o dos pulsos de refase de 180 para obtener uno o dos ecos respectivamente (Fig. 2).Cuando el ciclo de pulsos contiene ms de una seal de eco, generalmente dos, se denomina secuencia multieco. En este caso, con cada eco se forma una imagen. Esta secuencia produce un contraste estndar entretejidos, de fcil reconocimiento, que depende preferentemente de ladensidadprotonica (DP), T1 y T2. Los pulsos de refase de 180 corrigen las heterogeneidades del campo magntico, no aleatorias, y, en menor medida, las heterogeneidades en los campos magnticos locales producidas por diferencias de susceptibilidad magntica de los tejidos. Los ecos obtenidos decaen exclusivamente por la relajacin T2 de los tejidos, debido a lainteraccinprotn-protn.El contraste de la imagen, seleccionando una potenciacin en DP, T1 o T2, se regula manejando los parmetros: a) tiempo de repeticin (TR), que controla la cantidad de relajacin longitudinal, y b) tiempo de eco (TE), que controla la cantidad de desfase del componente transversal de la magnetizacin. La potenciacin en T1 se obtiene combinando un TR corto y un TE largo; la potenciacin en DP con un TR largo y un TE corto, y la potenciacin en T2 con un TR largo y un TE largo. Los dos ecos para formar lasimgenesde DP y T2 se obtienen en el mismo TR tras un nico pulso de excitacin. Tpicamente, en la secuencia SE el tiempo de adquisicin de imgenes potenciadas en T1 y T2 puede variar de 1 a 10 minutos, dependiendo de la longitud del TR, del nmero de pixeles de la matriz en la direccin de la codificacin de fase y del nmero de adquisiciones o NEX.

Fig. 2. Esquema de la secuencia SE monoeco. Tras un pulso inicial de 90 aparece la FID, quemarcala curva de decaimiento T2*.La aplicacin de un pulso 180 en un tiempo TE/2.A.Reconstruccin de la imagenPara la formacin de la imagen como una matriz de pixeles, la seal obtenida se codifica en fase y frecuencia, para independizar las filas y columnas (ejes x,y) (Fig. 3).

Fig. 3. Obtencin de la imagen en RM. Separacin de las filas y columnas de la matriz mediante la aplicacin de gradientes en los ejes "x" e "y" respectivamente.B.Codificacin de frecuenciaLa codificacin de frecuencia permite separar una de las coordenadas de la matriz como, por ejemplo, las columnas. Esta se efecta aplicando un gradiente de campo magntico durantela lecturadel eco, de tal manera que los protones de las distintas columnas precesan con una frecuencia diferente segn el campo magntico percibido.

Fig. 4. Esquema del gradiente delectura. Durante la lectura del eco se aplica un gradiente negativo-positivo, que produce diferentes frecuencias en sentido horizontal.En una secuencia SE convencional se codifican todas las columnas tras un nico pulso de excitacin de radiofrecuencia de 90. El gradiente para la codificacin de frecuencia se aplica durante la obtencin del eco mediante un gradiente de desfase al comienzo, que se invierte a lo largo del eco, de tal manera que en el centro del eco el desfase es 0 (Fig. 4). En cada punto o momento demuestreodel eco, los protones de la muestra tienen una frecuencia diferente en sentido horizontal. Durante el eco, los protones del corte tienen diferentes frecuencias en sentido horizontal.La seal de eco tiene una amplitud creciente primero y decreciente despus por dos motivos: a) el refase mediante el pulso de RF de 180 y el posterior desfase, y b) por la aplicacin del gradiente durante la lectura del eco. El gradiente produce un desfase mximo al inicio del eco, pasa por un desfase igual a 0 en el punto medio y alcanza un desfase mximo en sentido inverso al final (Fig. 5). El eco es una seal analgica que debe ser muestreada para su conversin analgico-digital. El muestreo se efecta con una determinada frecuencia, denominada frecuencia de muestreo. Posteriormente, se descompone en sus mltiples frecuencias y sus correspondientes intensidades mediante la transformacin de Fourier (FT).Por lo tanto, a cada columna le corresponde una frecuencia, de tal manera que en RM frecuencia equivale a localizacin espacial.Durante la lectura del eco se adquiere informacin de todas las columnas de la matriz; en la secuencia SE convencional se obtiene tras un nico pulso de excitacin. En todos los TR sucesivos se repite el proceso sin variaciones.

Fig. 5. Codificacin de frecuencia. Antes de la seal de eco se aplica un gradiente que desfasa los protones en sentido horizontal.Durante la lectura y muestreo del eco, los protones se refasan progresivamente. Este gradiente vara las frecuencias en sentido transversal. En el centro del eco, el gradiente tiene un valor igual a 0 y la frecuencia es 0. En este instante la fase y frecuencia de los protones es igual en todo el corte. En los extremos del gradiente el desfase es mximoC.Codificacin de faseLa otra dimensin de la imagen, las filas, se obtiene codificando en fase secuencialmente el espacio K. La informacin necesaria para independizar las filas se adquiere codificando en fase los protones de la muestra. Es necesario adquirir tantas codificaciones de fase como filas tenga la matriz. Cada codificacin de fase se denomina tambin vista o perfil. La diferencia entre cada una consiste en la distinta fase de los protones del corte tomogrfico en sentido vertical, que determina una frecuencia espacial diferente.Cada vista contiene informacin de todo el corte, pero con una fase diferente. En la codificacin de fase 0, en la que no se ha aplicado gradiente en sentido vertical, todos los protones del corte tienen la misma fase y frecuencia. En la primera codificacin de fase los protones se desfasan 360 desde el extremo inferior hasta el superior de la imagen. En la segunda codificacin de fase, el desfase es de 720. En cada codificacin de fase sucesiva los protones se desfasan otros 360.La codificacin 127 supone que los protones se han desfasado 128 veces 360 en sentido vertical.Las codificaciones con poco desfase determinan la resolucin de contraste de la imagen, mientras que las codificaciones extremas determinan el detalle fino. Por efecto de cancelacin de la seal de unos protones con otros de fase opuesta, los ecos con codificaciones de fase extremas son muy dbiles y apenas contribuyen a la seal global de la imagen. Los ecos de baja codificacin de fase son ms intensos, debido a una escasa cancelacin de la seal de los protones (Fig. 6). Estos ecos centrales contribuyen no slo al contraste de la imagen sino a la mayor parte de la seal. Este hecho se produce porque los tejidos son heterogneos y no se cancela la seal de todos los protones que tienen una direccin opuesta. En las codificaciones de fase bajas (bajas frecuencias espaciales) el vector neto es mayor que en las codificaciones de fase altas (altas frecuencias espaciales). En un objeto perfectamente homogneo se producira una cancelacin total, no existiendo seal de RM para codificaciones de fase distintas de 0.

Fig. 6. Seales de los ecos y su ordenacin en el espacio K. Los ecos con codificaciones de fase bajas (a) tienen una intensidad mayor que los ecos con una codificacin de fase extrema (b). Por convencin, el eco con una codificacin de fase 0 se sita en el centro del espacio K, y los ecos con una codificacin de fase mxima en los extremos.Cada eco, con una codificacin de fase, incluye informacin de todo el corte. Mediante una segunda TF se obtiene la imagen final.Los ecos de cada TR difieren entre s porque tienen una codificacin de fase distinta, de tal manera que para la obtencin de una imagen con una matriz de 256 x 256 hay que efectuar 256 codificaciones de fase, desde -128 a +127.El tiempo de adquisicin de una imagen en RM se calcula mediante la frmula:

D.Espacio KEl espacio K o espacio de Fourier tambin recibe la denominacin de matriz de datos crudos odominiode la frecuencia.Consiste en una matriz o conjunto de nmeros cuya Transformada de Fourier es la imagen final. Cada fila representa un eco, que est compuesto de diferentes frecuencias y sus correspondientes intensidades (Fig. 7). El eco obtenido es una seal oscilante compleja, compuesta de las diferentes muestras correspondientes a las diferentes frecuencias e intensidades distintas, por lo que cada punto de cada fila representa un punto diferente de muestreo de la seal compleja de cada eco (Fig. 7). Por lo tanto, en cada lnea del espacio K est contenida informacin de todo el corte o seccin tomogrfica.La diferencia entre cada fila es que cada una se adquiere con una codificacin de fase distinta, de acuerdo al numero de frecuencias contenidas. Convencionalmente, se ha establecido que en la lnea central del espacio K se coloca la codificacin de fase 0. Las sucesivas lneas en sentido ascendente representan las codificaciones de fase numeradas desde +1 hasta +127 hacia un extremo, y en sentido descendente desde -1 hasta -128.

Fig. 7. Representacin de la imagen y el espacio K. Cada lnea del espacio K corresponde a una seal de eco, y se representa mediante puntos. Cada punto representa una muestra del eco con una codificacin diferente en sentido horizontal. El eje Kx representa las frecuencias espaciales horizontales y el eje Ky las verticales. La TF del espacio K es la imagen final y viceversa.Cada lnea del espacio K corresponde al eco obtenido tras la aplicacin de un gradiente de codificacin de fase. Cada punto de cada lnea de la figura corresponde a una frecuencia espacial determinada (Fig. 7). Como se ha mencionado anteriormente, la amplitud de los ecos es mxima en las lneas centrales del espacio K, y mucho menor en los extremos, donde el gradiente aplicado es mayor y por lo tanto se produce ms desfase (Fig. 6). El centro del espacio K genera el contraste y la mayor parte de la seal en la imagen. Los extremos aportan el detalle (Fig. 8).Los ecos obtenidos con una codificacin igual pero de signo inverso, por ejemplo la codificacin de fase +35 y la codificacin -35, son simtricos pero invertidos. Ello hace que el espacio K sea simtrico desde su lnea central o codificacin de fase 0 hacia los extremos. Esto se denomina simetra hermitiana o conjugada. Tambin los ecos son simtricos en su mitad ascendente y descendente. Por lo tanto el espacio K es simtrico respecto al centro de coordenadas (Fig. 9).Aunque no existe una correspondencia entre la localizacin los puntos de cada lnea del espacio K y la localizacin de los pixeles en la imagen final, las diferentes partes del espacio K tienen una correspondencia con las frecuencias espaciales en la imagen. Los datos cercanos a las lneas centrales corresponden a las bajas frecuencias espaciales y proporcionan informacin sobre el contraste, contornos y objetos grosos, mientras que las lneas extremas lo hacen sobre el detalle fino y la resolucin espacial.De acuerdo con lo expuesto hasta el momento, se puede comprender por qu los tiempos de exploracin en RM suelen ser largos, especialmente para la obtencin de imgenes potenciadas en DP y T2 que necesitan un TR largo.Los tiempos de exploracin largos presentan mltiples inconvenientes, como son la imposibilidad de efectuar estudios 3D volumtricos con adquisicin isotrpica en un tiempo razonable, ni estudios dinmicos con contraste intravenoso.

Fig. 8. Contraste y detalle en el espacio K. La parte central del espacio K aporta la mayor parte de la seal y contraste a la imagen final. Los extremos aportan el detalle pero contribuyen escasamente a la seal.

Fig. 9. Simetra conjugada o hermitiana del espacio K. C a d a eco tiene su simtrico con la misma codificacin de fase de signo contrario. Tambin cada punto de muestreo del eco tiene su simtrico respecto al origen en el lado opuesto del espacio K.Aplicaciones mdicasEl principio de la resonancia magntica es aplicable al cuerpo humano porque est lleno de pequeos imanes biolgicos, de los cuales el ms abundante y que mejor responde es el ncleo del tomo de hidrgeno, el protn. Por tanto la resonancia magntica es la tcnica dediagnsticode eleccin esencial para todos losprocesosdelcerebroy delsistema nervioso centraly se est empleando mucho en la prctica mdica habitual. El proceso que sigue esta tcnica comprende tres pasos bsicos. En el primero, esta tcnica genera una condicin de estado regular dentro del cuerpo al colocar al mismo en un campo magntico potente yseguro(30.000 veces ms fuerte que el campo magntico dela Tierra). En segundo lugar, cambia el estado de orientacin constante de los protones al estimular el organismo con la energa de radiofrecuencia. En tercer lugar, la estimulacin de la radiofrecuencia finaliza y "oye" al cuerpo transmitir la informacin sobre s mismo en esta frecuencia "resonante" especial mediante una antena diseada para tal efecto. La seal transmitida se detecta y sirve de base en laconstruccinde imgenes internas del cuerpo empleandoprincipiossimilares a los que fueron desarrollados por losrayos X, la TAC (tomografa axial computerizada) y los escneres TC.Las imgenes de esta tcnica ofrecen una resolucin anatmica equivalente y una resolucin de contraste superior a los rayos X y escneres TC. Producen informacin funcional similar a la TEP (tomografa de emisin de positrones) pero con mayor detalle anatmico. Elescnerde resonancia magntica tambin aporta informacin complementaria a las imgenes de rayos X por la capacidad de esta tcnica de distinguir mltiples intensidades de tejido blando en condiciones normales y patolgicas. Los distintos tejidos aparecen en la pantalla con diferentes niveles de brillo. Los tejidos ricos enaguason muy brillantes, mientras que los tejidos que contienen poco lquido son oscuros. Por lo tanto, loshuesosson apenas visibles, mientras que losmsculos, ligamentos, tendones y rganos pueden ser reconocidos fcilmente en tonos de grises precisamente graduados.La resonancia magntica est libre deriesgo, exceptuando unas pocas contraindicaciones, como en pacientes portadores de marcapasos, pacientes que deban tener instrumentos dehierrocerca de los ojos (por ejemplo, un trabajador con casco metlico), trasplantes deodointerno y algunos clipes de aneurismas en el cerebro. A pesar de que las imgenes de resonancia magntica son relativamente caras, es uno ms de los ejemplos disponibles de la informacin diagnstica avanzada, sin riesgo y en ocasiones menos costosa por su creciente capacidad de facilitar diagnsticos en pacientes no hospitalizados.A.Aplicaciones para elSistema NerviosoCentralLa MRI proporciona una alta sensibilidad en la deteccin de metstasis en cerebro, meninges o el canal espinal debido a que posee una mayor sensibilidad que la Tomografa Computerizada (CT). Adems la MRI no est sujeta a tantos artefactos como la CT, que puede limitar la deteccin de carcinomatosis leptomenngea o pequeas metstasis parenquimales en la fosa posterior.El mapeo preoperatorio tiene su herramienta mas precisa en la MRI. Desde laintroduccinde la imagen por resonancia funcional dependiente de nivel deoxigenosanguneo, la relacin entre la localizacin del tumor y otrasestructurascrticas como los centrosmotoreso dellenguaje, pueden ser precisamente localizados La espectroscopa de resonancia magntica (fig. 10), ha jugado un papel importante en el diagnostico de tumores cerebrales. La neurociruga guiada por imagen y la MRI intraoperativa estn ayudando a lacomunidadmdica a planificar la ciruga y, en algunos casos, a la extirpacin total del tumor cerebral.

Figura 10. Resultados de la espectroscopia de un glioma pontino (derecha) frente a un cerebro normal (izquierda). Una seal baja en NAA (N-Acetil-Aspartato) as como elevadas proporciones de creatina (Cre), colina (Cho) y mioinositol (ml) demostrada bajo espectroscopa de RM (MRS), ayuda a la caracterizacin de zonas tumorales y laadopcindel tratamiento a seguir.

B.Aplicaciones en Cabeza y CuelloLa capacidad multiplanar de la MRI permiteanlisiscomplejos tanto deanatomacomo de patologas de la base del crneo y el cuello. La excelente resolucin y contraste de tejidos blandos, ha permitido diferenciar entre tumores y ndulos linfticos inflamados, retenciones de lquidos, msculo esqueletal y vasos sanguneos.Los tumores de cuello y cabeza tienen intensidades de seal medianas, igual o ligeramente superiores a las de los msculos esqueletales en imgenes ponderadas en T1, y altas intensidades de seal en imgenes ponderadas en T2. La ponderacin en T2 ayuda a la deteccin de tumores entre msculos y a la caracterizacin de quistes, as como a la diferenciacin entre fibrosis post-operatoria de tumores recurrentes. Imgenes ponderadas en T1 con agentes de contraste de gadolinio son de gran ayuda en laevaluacinde extensiones intracraneales y envolturas menngeas tumorales.La MRI sobresale en la evaluacin de la base del crneo, especialmente en lesiones con componentes intracraneales y tejidos blandos del cuello (fig. 11 y 12). Gracias a los avances en esta tcnica ha sido posible la diagnosis certera de la propagacin de tumores malignos perineurales. Con la aplicacin de la tcnica de supresin de grasa y el aumento de contraste con agentes de gadolinio se puede efectuar un seguimiento de tumores incluso entre los nervios craneales.

Figura 11.Observacinde un meningioma creciendo en la base anterior del crneo. La imagen ponderada en T1, demuestra una masa de tejido blando con contraste potenciado. El tumor se ha extendido debajo del plato cribiforme hacia los senos paranasales.

Figura 12. Hemangioma de la glandula partida. Una zona hiper-intensa es identificada mediante una imagen ponderada en T2.El uso de estos agentes en cncer de cuello y cabeza est siendo muy til en diagnsticos difciles, como los canceres hipofarngeos o los angiosarcomas.

C.Aplicaciones en Cncer de PulmnLa visualizacin de invasin vascular con MRI no es muy usada en este campo debido principalmente a tresproblemasintrnsecos:Prdida de la seal e interferencias debidas a las pulsaciones cardiacas y a larespiracinArtefactos de susceptibilidad debidos a las mltiples interfacesaire-tejidoBaja densidad protnica del tejido.A pesar de esto, la resonancia multiplanar es muy til evaluando la cantidad de neoplasma en relacin a otros rganos. Las reas anatmicas con orientacin vertical (pices de los pulmones, ventana aortopulmonar y reas peridiafragmticas) se pueden distinguir mejor con MRI (fig. 13) que con otrastcnicas. As, se ha utilizado en la diagnosis de los tumores de Pancoast, determinando conexiones del plexo branquial, invasiones de la pared del pecho e invasiones del canal espinal.

Figura 13. Resonancia de Imagen de un carcinoma de pulmn ponderada en T1 y potenciada por un agente de contraste.

Figura 14. Imgenes axiales ponderadas en T1 antes (a) y despus (b) dela administracinde un agente de contraste de Gd. La flecha marca la zona tumoral.La resonancia tambin es til en la determinacin de conexiones del pericardio, cmaras cardiacas y grandes vasos sanguneos. Tambin se ha utilizado MRI de desplazamiento qumico en la diagnosis de masas adrenales, con el fin de evitar biopsias innecesarias.Aunque la MRI de pulmn se utiliza normalmente como diagnosis complementaria debido a las dificultades inherentes del tejido a observar, la visualizacin de metstasis cerebrales en este tipo de cncer se ha convertido en una de las aplicaciones ms tiles de la resonancia.

D.Cncer de MamaLa sensibilidad de la MRI para la deteccin de tumores mamarios es alta, aunque se ayuda de agentes de contraste para mejorarla (fig. 14).Las desventajas de los estudios de MRI en cncer de mama incluyen la imposibilidad de detectar microcalcificaciones en etapas tempranas de cncer, baja especificacion y alto coste (en comparacin con la mamografa clsica), factores que estn retrasando su imposicin.

Procesos para procesar las seales en Matlab

Exploring Slices from a 3-Dimensional MRI Data SetThis example shows how to explore a volume of data by extracting slices through a three-dimensional MRI data set usingimtransformandtformarrayfunctions.Step 1: Load and View Horizontal MRIThis example uses the MRI data set that comes with MATLAB and that is used in the help examples for bothmontageandimmovie. Loadingmri.matadds two variables to the workspace:D(128-by-128-by-1-by-27, class uint8) and a grayscale colormap,map(89-by-3, class double).Dcomprises 27 128-by-128 horizontal slices from an MRI data scan of a human cranium. Values inDrange from 0 through 88, so the colormap is needed to generate a figure with a useful visual range. The dimensionality ofDmakes it compatible withmontage. The first two dimensions are spatial. The third dimension is the color dimension, with size 1 because it indexes into the color map. (size(D,3)would be 3 for an RGB image sequence.) The fourth dimension is temporal (as with any image sequence), but in this particular case it is also spatial. So there are three spatial dimensions inDand we can useimtransformortformarrayto convert the horizontal slices to sagittal slices (showing the view from the side of the head) or coronal (frontal) slices (showing the view from the front or back of the head).The spatial dimensions ofDare ordered as follows: Dimension 1: Front to back of head (rostral/anterior to caudal/posterior) Dimension 2: Left to right of head Dimension 4: Bottom to top of head (inferior to superior).An important factor is that the sampling intervals are not the same along the three dimensions: samples along the vertical dimension (4) are spaced 2.5 times more widely than along the horizontal dimensions.Load the MRI data set and view the 27 horizontal slices as a montage.load mri;montage(D,map)title('Horizontal Slices');

Step 2: Extract Sagittal Slice from Horizontal Slices Using IMTRANSFORMWe can construct a mid-sagittal slice from the MRI data by taking a subset ofDand transforming it to account for the different sampling intervals and the spatial orientation of the dimensions ofD.The following statement extracts all the data needed for a midsagittal slice.M1 = D(:,64,:,:); size(M1)ans =

128 1 1 27

However we cannot viewM1as an image because it is 128-by-1-by-1-by-27.reshape(orsqueeze) can convertM1into a 128-by-27 image that is viewable withimshow.M2 = reshape(M1,[128 27]); size(M2)figure, imshow(M2,map);title('Sagittal - Raw Data');ans =

128 27

The dimensions inM2are ordered as follows: Dimension 1: Front to back of head (rostral to caudal) Dimension 2: Bottom to top of head (inferior to superior).We can obtain a much more satisfying view by transformingM2to change its orientation and increase the sampling along the vertical (inferior-superior) dimension by a factor of 2.5 -- making the sampling interval equal in all three spatial dimensions. We could do this in steps starting with a transpose, but the following affine transformation enables a single-step transformation and more economical use of memory.T0 = maketform('affine',[0 -2.5; 1 0; 0 0]);The upper 2-by-2 block of the matrix passed to maketform,[0 -2.5;1 0], combines the rotation and scaling. After transformation we have: Dimension 1: Top to bottom of head (superior to inferior). Dimension 2: Front to back of head (rostral to caudal)The callimtransform(M2,T0,'cubic')would suffice to applyTtoM2and provide good resolution while interpolating along the top to bottom direction. However, there is no need for cubic interpolation in the front to back direction, since no resampling will occur along (output) dimension 2. Therefore we specify nearest-neighbor resampling in this dimension, with greater efficiency and identical results.R2 = makeresampler({'cubic','nearest'},'fill');M3 = imtransform(M2,T0,R2);figure, imshow(M3,map);title('Sagittal - IMTRANSFORM')

Step 3: Extract Sagittal Slice from the Horizontal Slices Using TFORMARRAYIn this step we obtain the same result as step 2, but usetformarrayto go from three spatial dimensions to two in a single operation. Step 2 does start with an array having three spatial dimensions and end with an array having two spatial dimensions, but intermediate two-dimensional images (M1andM2) pave the way for the call toimtransformthat createsM3. These intermediate images are not necessary if we usetformarrayinstead ofimtransform.imtransformis very convenient for 2-D to 2-D transformations, buttformarraysupports N-D to M-D transformations, where M need not equal N.Through itsTDIMS_Aargument,tformarrayallows us to define a permutation for the input array. Since we want to create an image with: Dimension 1: Superior to inferior (original dimension 4, reversed) Dimension 2: Caudal to rostral (original dimension 1)and extract just a single sagittal plane via the original dimension 2, we specifytdims_a= [4 1 2]. We create atformvia composition starting with a 2-D affine transformationT1that scales the (new) dimension 1 by a factor of -2.5 and adds a shift of 68.5 to keep the array coordinates positive. The second part of the composite is a custom transformationT2that extracts the 64th sagittal plane using a very simpleINVERSE_FCN.T1 = maketform('affine',[-2.5 0; 0 1; 68.5 0]);inverseFcn = @(X,t) [X repmat(t.tdata,[size(X,1) 1])];T2 = maketform('custom',3,2,[],inverseFcn,64);Tc = maketform('composite',T1,T2);Note thatT2andTctake a 3-D input to a 2-D input.We use the same approach to resampling as before, but include a third dimension.R3 = makeresampler({'cubic','nearest','nearest'},'fill');tformarraytransforms the three spatial dimensions ofDto a 2-D output in a single step. Our output image is 66-by-128, with the original 27 planes expanding to 66 in the vertical (inferior-superior) direction.M4 = tformarray(D,Tc,R3,[4 1 2],[1 2],[66 128],[],0);The result is identical to the previous output ofimtransform.figure, imshow(M4,map);title('Sagittal - TFORMARRAY');

Step 4: Create and Display Sagittal SlicesWe create a 4-D array (the third dimension is the color dimension) that can be used to generate an image sequence that goes from left to right, starts 30 planes in, skips every other plane, and has 35 frames in total. The transformed array has: Dimension 1: Top to bottom (superior to inferior) Dimension 2: Front to back (rostral to caudal) Dimension 4: Left to right.As in the previous step, we permute the input array usingTDIMS_A = [4 1 2], again flipping and rescaling/resampling the vertical dimension. Our affine transformation is the same as the T1 above, except that we add a third dimension with a (3,3) element of 0.5 and (4,3) element of -14 chosen to map 30, 32, ... 98 to 1, 2, ..., 35. This centers our 35 frames on the mid-sagittal slice.T3 = maketform('affine',[-2.5 0 0; 0 1 0; 0 0 0.5; 68.5 0 -14]);In our call totformarray,TSIZE_B = [66 128 35]now includes the 35 frames in the 4th, left-to-right dimension (which is the third transform dimension). The resampler remains the same.S = tformarray(D,T3,R3,[4 1 2],[1 2 4],[66 128 35],[],0);View the sagittal slices as a montage (padding the array slightly to separate the elements of the montage).S2 = padarray(S,[6 0 0 0],0,'both');figure, montage(S2,map)title('Sagittal Slices');

Step 5: Create and Display Coronal SlicesConstructing coronal slices is almost the same as constructing sagittal slices. We changeTDIMS_Afrom[4 1 2]to[4 2 1]. We create a series of 45 frames, starting 8 planes in and moving from back to front, skipping every other frame. The dimensions of the output array are ordered as follows: Dimension 1: Top to bottom (superior to inferior) Dimension 2: Left to right Dimension 4: Back to front (caudal to rostral).T4 = maketform('affine',[-2.5 0 0; 0 1 0; 0 0 -0.5; 68.5 0 61]);In our call totformarray,TSIZE_B= [66 128 48] specifies the vertical, side-to-side, and front-to-back dimensions, respectively. The resampler remains the same.C = tformarray(D,T4,R3,[4 2 1],[1 2 4],[66 128 45],[],0);Note that all array permutations and flips in steps 3, 4, and 5 were handled as part of thetformarrayoperation.View the coronal slices as a montage (padding the array slightly to separate the elements of the montage).C2 = padarray(C,[6 0 0 0],0,'both');figure, montage(C2,map)title('Coronal Slices');

ConclusionesLa resonancia de imagen se presenta como una de las tcnicas ms potentes y verstiles para el estudio del cncer.El gran esfuerzo por parte de la comunidad cientfica, dirigido principalmente al desarrollo de nuevos agentes de contraste selectivos y de elevada relajatividad, conseguir aumentar notablemente la sensibilidad de la tcnica.Este aumento de sensibilidad llevar inherente un aumento de la resolucin lo que beneficiar rpidamente al creciente campo de la imagen molecular.Se augura el desarrollo de lananotecnologapara despuntar el desarrollo de la IRM en el mbito desalude implcitamente en el tratamiento y prevencin de tumores.

Bibliografa[1]www.serme.org/docs/libro/capitulo1p.pdf[2]www.tudiscovery.com/guia_tecnologia/tecnologia_medica/resonancia_magnetica/index.shtml[3]es.wikipedia.org/wiki/Imagen_por_resonancia_magn%C3%A9tica[4]www.revistaesalud.com/index.php/revistaesalud/article/viewArticle/240/610[5]www.mercksource.com/pp/us/cns/cns_hl_adam.jspzQzpgzEzzSzppdocszSzuszSzcnszSzcontentzSzadamfullzSzadam_ency_espzSz5zSz003335zPzhtm[6]www.uam.es/otros/germn/images/01Historia_RMN.pdf

Universidad Nacional De San Antonio AbadDel CuscoCarrera Profesional de Ing. ElectrnicaProcesamiento de Seales

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