Introducción

La resonancia magnética permite la resonancia magnética (MRI), pero su función se extiende más allá de la simple relajación. En T2*-peso por imágenes , la desintegración de la magnetización transversal es exquisitamente sensible a las inhomogeneidades del campo magnético local causadas por variaciones en la susceptibilidad del tejido.

Básicos de la magnetización en la RMN

La columna nuclear y la magnetización neta

El campo de la radiación (número de la longitud) [número de la densidad del hidrógeno] [número de la fuerza del hidrógeno] [número de la longitud del vector] [número de la fuerza del hidrógeno] [número de la longitud del cuerpo] [número de la resistencia del hidrógeno] [número de la densidad del hidrógeno] [número de la longitud del cuerpo] [n]

Excitación y Relajación

Aplicando una radiofrecuencia resonante (RF) puntas de pulso M lejos del eje longitudinal en el plano transversal. Después del pulso, se producen dos procesos de relajación independientes:

  • T1 relax] (spin–lattice): recuperación de magnetización longitudinal mediante transferencia de energía a la celosía circundante; rige lo rápido que la señal puede repetirse.
  • T2 relax] (spin–spin): decaimiento de magnetización transversal debido a interacciones aleatorias entre giros vecinos, causando un desfase irreversible.

En la práctica, se produce una desfase adicional de inhomogeneidades de campo magnético estático, tanto macroscópicas (impulsores imperfectos, límites de la isla) como microscópicas (susceptibilidades de variamiento dentro del tejido).El efecto combinado se describe por una constante de tiempo más corto, T2* ].

Gradient Echo vs. Spin Echo

Por lo tanto, las secuencias de ecos de giro (SE) despliegan un pulso de reacondicionamiento de 180° que revierte la acumulación de fase causada por inhomogeneidades de campo estático, produciendo un sobre de señal que se descompone con T2, no T2*. Secuencias de ecos gradientes (GRE) por otro lado, omiten el pulso de 180°.

Imágenes y Susceptibilidad de pesos de T2*

¿Qué es la Susceptibilidad Magnética?

La susceptibilidad magnética (]χ) es una propiedad sin dimensiones que describe cómo un material se magnetiza cuando se coloca en un campo magnético.

  • Diágentico] (χ < 0): débilmente opuesto al campo (por ejemplo, agua, calcio, hueso).
  • Paramagnetic] (χ > 0): potenciar débilmente el campo (por ejemplo, gadolinio, deoxyhemoglobina, hierro en ferritina).
  • Ferromagnetic] (χ ⁇ 0): potenciar y seguir immanizando (rare in vivo).
  • Superparamagnetic] (χ intermediate): partículas que se magnetizan en un campo pero no conservan la magnetización después de la eliminación (por ejemplo, nanopartículas de óxido de hierro utilizadas como agentes de contraste).

Las diferencias en la χ entre los tejidos adyacentes crean gradientes de campo magnético local. En secuencias GRE ponderadas con T2*, las columnas en estas regiones preceden a diferentes frecuencias, causando una rápida desfase y pérdida de señal – el sello distintivo de efectos de la admisibilidad.

Mecanismos de contraste T2*

La intensidad de la señal en una imagen con peso T2* refleja la tasa de relajación transversa local. Sustancias paramagnéticas fuertes (como la hemosiderina de hemorragia crónica) producen perturbaciones de campo grandes, lo que resulta en una pérdida de señal profunda. Esto se explota en imágenes clínicas para identificar microsangrados, sobrecarga de hierro y estructuras venosas (donde la sangre desoxigenada es paramagnética).

Secuencia de contrastes de la T2* pura se logra seleccionando un tiempo largo echo (TE) en una secuencia GRE, normalmente de 15 a 40 ms a 1,5T y 10 a 30 ms a 3T, dependiendo del tejido objetivo. En los puntos fuertes superiores del campo, los efectos de susceptibilidad se magnifican proporcionalmente a B0[FLT]

Imágenes de visión de la sensibilidad (SWI)

Una extensión especializada de GRE de peso T2* es imagen ponderada por la suceptibilidad (SWI), que combina la magnitud y la información de fase para mejorar el contraste de sustancias con diferentes susceptibilidades. SWI es altamente sensible para las estructuras venosas, microbledos y contenido de hierro, y se ha convertido en una secuencia estándar en protocolos de formación negativa de la RM cerebral.

Efectos de la magnetización y la sostenibilidad

Distorsiones locales y desfase

Cuando una región de tejido contiene una sustancia con susceptibilidad diferente de su entorno, el campo magnético se perturbe tanto dentro como fuera de la región. Esta perturbación, descrita por las ecuaciones de Maxwell, crea gradientes de campo que varían espacialmente. Las columnas difusores experimentan una desfase aleatoria adicional – llamada ] desfase dinámico

La magnitud del offset sobre el terreno en un punto r se da (a primera orden) por:

ΔB(r) = (χ(r) – χref]) · B0] · f(geometría)

donde la χref] es la susceptibilidad del medio de referencia (a menudo agua o parenquima cerebral), y f(geometría) representa la forma de la fuente de susceptibilidad (esférica, cilindro, etc.) Para los depósitos de hierro esférico, la perturbación del campo se desploma como 1/r3 del centro, creando un patrón de dipolo característico.

Fuentes clave de la variación de la Susceptibilidad en Vivo

  • Irón: Almacenado como ferritina y hemosiderina en el hígado, bazo y núcleos cerebrales profundos (globus pallidus, substantia nigra, núcleo rojo, núcleo dentado). La acumulación excesiva de hierro se ve en enfermedades neurodegenerativas (Parkinson produce, hipotética de Alzheimer, helenomia múltiple*)
  • ]Sangre desoxigenada: La deoxyhemoglobina es paramagnética debido a los cuatro electrones no deseados en su hierro heme. En sangre venosa, el paramagnetismo crea diferencias de fase entre el lumen del vaso y el parenquima, que es la base para la imagen de BOLD (nivel de oxígeno sanguíneo–dependiente) y para visualizar las venas cerebrales.
  • Calcium: El calcio es diamagnetico. En una secuencia GRE causa una pequeña pérdida de señal, pero el cambio de fase es opuesto al de las sustancias paramagneticas (es decir, cambio de fase positivo en relación con el fondo). Esta diferencia de polaridad se explota en las imágenes de fase SWI para diferenciar las lesiones calcificadas y hemorrágicas.
  • Interfaz de la isla : La gran diferencia de susceptibilidad entre el aire (χ ♥ ♥ 0,36×106, esencialmente cero) y el tejido (χ ♥ ♥ –9×10−6) crea gradientes de campo severos en los senos, la base del cráneo y las interfaces de pared más cortas de pulmón. Esto conduce a la desintegración de señales y la distorsión geométrica, particularmente en el eco-planar imagen.
  • ] Agentes contrastes: Los agentes con base en gadolinio son paramagnéticos y acortan T1 (utilizados para el realce con peso T1) pero también afectan T2* provocando inhomogeneidades de campo local en altas concentraciones o en formas plegable con calcio (por ejemplo, agentes macrocíclicos vs lineales).

Artefactos de Susceptibilidad en Imágenes Clínicas

Aunque los efectos de susceptibilidad son valiosos para la caracterización de tejidos, también causan artefactos de imagen que degradan la calidad del diagnóstico.

  • Desección de señales: Pérdida completa de señal en regiones de desfase rápido, por ejemplo, adyacente a clips quirúrgicos, hardware dental o el hueso pétreo.
  • Ferción geométrica: Desregistración de las espinas debido a los cambios de frecuencia, prominente en las secuencias de EPI (imagen ponderada por la diffusión).
  • Alumbramiento y anillo: Ocurre cuando la función de punta se amplía por las inhomogeneidades de campo, especialmente con los trenes de eco largo.

Las estrategias para mitigar estos artefactos incluyen un mejor brillo, un menor tamaño de vóxel, una imagen paralela y el uso de los elementos de visión o de zumo. Para una revisión completa de las técnicas de reducción de artefactos, vea el artículo sobre artefactos de la sensibilidad en la RM por Hargreaves et al. (Radiografías).

Mapping de la Susceptibilidad Cuantitativa (QSM)

Un desarrollo más reciente es ]Masterificación de susceptibilidad (QSM), que reconstruye la distribución espacial subyacente de susceptibilidad magnética de los datos de fase de una adquisición GRE. QSM elimina el efecto dipolo no local y proporciona una medida directa de contenido de hierro tisular, contenido de calcio y otras especies paramagnéticas/diamagneticas.

Implicaciones por Imágenes y Diagnóstico

Detección de hemorragia (Microlidos de Cerebro)

GRE y SWI son las secuencias de elección para detectar microsangrados cerebrales (CMBs). Estas hemorragias pequeñas y crónicas presentan como hipointenso foci debido a la deposición de la hemosiderina. Las MMB se asocian con hipertensión, angiopatía cerebral animosa, lesión cerebral traumática y anagticoaguía.

Trastornos de sobrecarga de hierro

Los pacientes con hemocromatosis hereditaria, talasemia o transfusiones de sangre repetidas acumulan hierro en el hígado, corazón y órganos endocrinos. El tiempo de relajación T2* en el hígado correlaciona inversamente con concentración de hierro. Identificado T2* mapeo de T2* con una secuencia GRE multiecho permite una cuantificación no invasiva de contenido de hierro torácico.

Enfermedades neurodegenerativas

La deposición de hierro anormal en núcleos de materia gris profunda es un sello distintivo de varias condiciones neurodegenerativas. En la enfermedad de Parkinson, el hierro aumentado en la substantia nigra pars compacta correlaciona con la severidad del síntoma motor. En la esclerosis múltiple, lesiones de rima de hierro (lesiones de bordes paramagnéticos en SWI) indican placas crónicas activas con la inflamación continua.

Calcificación vs. Diferenciación de Hemorragia

Tanto la calcificación como la hemorragia crónica parecen hipotensas en la magnitud T2*-pesadas imágenes. Sin embargo, las imágenes de fase de SWI o QSM revelan cambios de fase opuestos: las calcificaciones son diamagneticas (desplazamiento positivo de fase, es decir, mayor frecuencia) mientras que la hemorragia es paramagnetica (desplazamiento negativo de fase).

Imágenes vasculares y BOLD

La imagen de T2* es la base de RM funcional (fMRI)] utilizando el efecto BOLD. La deoxyhemoglobina en las camas capilares actúa como un agente de contraste endógeno. Durante la activación neuronal, el flujo sanguíneo aumenta, la deoxihemoglobina predominante, que reduce la función de desfase estructural paramagnética y aumenta TOLD2

Más allá del cerebro, las secuencias ponderadas en T2* se emplean en el corazón para detectar el hierro miocárdico, en el hígado para la evaluación de la enfermedad hepática grasa (a través de la corrección T2* para la separación del agua con grasa IDEAL), y en la imagen musculoesquelética para detectar la hemosiderina en la artropatía hemofílica o la sinovitis villonodular pigmentada (PVNS).

Consideraciones prácticas para los técnicos y radiólogos

Optimización de secuencias

Para obtener imágenes con peso T2* diagnóstico, los siguientes parámetros deben ajustarse a la pregunta clínica y la fuerza del campo:

  • Echo time (TE): Para SWI, utilice TE larga para maximizar el contraste de susceptibilidad pero evitar la pérdida excesiva de señal (TE típico a 1.5T: 40 ms; a 3T: 20–25 ms; a 7T: 10–15 ms).
  • Resolución: Usar voxels isotropic (por ejemplo, 0,5-1 mm3) para que SWI resuelva los vasos y microsangrados pequeños; los voxels más grandes aumentan los efectos parciales del volumen y reducen el contraste.
  • ]Anillo Flip: Un pequeño ángulo de giro (15–25°) reduce el peso T1 y maximiza el contraste T2*; un ángulo de voltereta más grande (≥30°) añade el peso T1, que puede ser deseable para aplicaciones específicas.
  • Remuneración de flujo: Aplicar el momento gradiente nulizando en la rebanada y las direcciones de lectura para suprimir los artefactos de flujo púlstil de las arterias y las venas.
  • Imágenes paralelas: Use factores de aceleración de 2-3 para acortar el tiempo de escaneo y reducir el desdibujo relacionado con la susceptibilidad; una aceleración mayor puede causar ruido de factor g.
  • ]Shimming: El shimming activo (en particular, segundo orden) es crítico en 3T y superior para minimizar las interfaces macroscópicas B0, especialmente cerca de las interfaces de la tejido aéreo. En regiones como la órbita o los lóbulos temporales, se pueden requerir estipullidos locales.

Mitigación de artefactos en la práctica clínica

Cuando los artefactos de susceptibilidad degradan la calidad de imagen, considere los siguientes ajustes:

  • Reducir el tiempo de desfase de TE para disminuir (a costa de contraste T2*).
  • Aumentar el ancho de banda del receptor y/o acortar la longitud del tren del eco para secuencias basadas en EPI (por ejemplo, el DWI).
  • Utilice un GRE de un solo disparo o multi-shot con lecturas de k-space segmentadas para reducir la distorsión.
  • Aplicar la corrección de distorsión basada en mapas de campo en post-procesamiento (disponible en la mayoría de los escáneres modernos).
  • Para pacientes con implantes metálicos, usen técnicas de inclinación de ángulo de visión o SEMAC (Cintura de piojos para corrección de artefactos metálicos); estas están disponibles como secuencias patentadas (por ejemplo, MAVRIC, WARP).

En resumen, una comprensión completa de la interacción entre la magnetización y los efectos de susceptibilidad permite al equipo de RMN adquirir imágenes de alta calidad con peso T2* que maximicen el rendimiento de diagnóstico al minimizar los obstáculos relacionados con el artefacto.

Conclusión

El rol de la magnetización en la imagen equilibrada T2* es fundamental y de largo alcance. Desde la alineación inicial de los giros de hidrógeno en el campo magnético hasta el rápido desfase causado por el hierro paramagnético y la sangre desoxigenada, cada paso de la evolución de la señal se rige por las propiedades magnéticas del tejido.