UNIVERYIDAD AUTÓNOM METROPOLITANA

IZTAPALAPA

CIENCUS BÁSICAS E INGENIE^

PROYECTO TEMINAL

Octubre de 1994

ÍNDKE:

Introducción 1

l . Principios bkicos l . 1 Antecedentes de la RM 1.2 Conceptos fundamentales 1.3 Señal de decaimiento inducido libre (FID) 1.4 Efectos de la RF

2. Relajación y contraste de imagen 2.1 La relajación

2. l. 1 La relajación longitudmal T 1 2.1.2 La relajación- transversa T2 2.1.3 Secuencia de pulsos espÍn-eco

2.2.1 Contraste debido a T 1 2.2.2 Contraste debido a T2 2.2.3 Contraste con la secuencia de pulsos esph-eco: ponderadas en

TI, ponderadas en T2 y ponderadas en densidad de protones 2.2.4 Contraste máximo debido a T1 o suma de contrastes T 1 y T2 2.2.5 Sustancias paramagdtica

2.2 Contraste

3. Componentes de un sistema de RM 3.1 La sala de exploración 3.2 La sala de computadoras 3.3 La sala de control

6 6 7 11 12

14 14 14 16 19 21 21 25

26 30 34

36 37 43 44

4. Métodos de obtencih de imhgenes 45 4.1 Información espacial 45 4.2 Transformada de Fourier 46 4.3 Aumento de eficacia: multirebanada, mdtieco y 3D FT 48 4.4 Otras secuencias 50

4.4.1 Esph-eco rápido 50

4.4.2 Gradiente de eco 4.4.3 Imágenes híbridas

5. Instalación 5.1 Efectos biológicos

5. l . 1 Contraindicaciones 5.2 Interferencias magnéticas y de RF 5.3 Influencia del magneto en el medio ambiente 5.4 Requerimientos de espacio y detalles técnicos

5.5 Instalación en el Hospital General de México 5.4.1 Costos de operación

Conclusiones

Apéndice 1

51 56

60 60 61 62 65 67 73 75

79

82

Bibliografia 83

La aplicación de los imanes o campos magnéticos a la medicina de diagnóstico es un hecho reciente que puede cambiar la manera en que se tratan y se diagnostican las enfermedades humanas. (3)

De acuerdo a la mecánica clásica la resonancia es un fenómeno oscilatorio que puede representarse por una sinusoide con una amplitud y una frecuencia propia y magnitud fmita. Cuando un objeto se encuentra en presencia de una onda cuya frecuencia corresponda a la suya propia, entra en movimiento, su amplitud aumenta y entra en resonancia

Las ondas en Resonancia Magnética (RM) son de una frecuencia de entre 1 y 100 son conocidas como ondas de radio frecuencia (RF)

$1

! El surgimiento de la Rh4 en el campo de la medicina de diagnóstico ha sido

catalogado por muchos como el logro potencial más importante desde el descubrimiento de los rayos X; a pesar de haber sido introducida a la medicina clínica apenas en 1983. Hasta ahora, los métodos de obtener imágenes del interior del cuerpo humano necesitaban el uso de la radiación ionizante, isótopos radioactivos u ondas de ultrasonido. RM usa campos magnéticos, ondas de radio y computadoras para crear imágenes anatómicas de magnífico detalle.

Los sistemas de Rh4 de hoy pueden proporcionar imágenes en cortes individuales o volumétricamente y la tecnología permite la creación directa de imágenes de anatomía en los planos transversal, sagital o coronal, sin necesidad de que la computadora dé un nuevo formato a la información adquirida en un grupo de planos paraJelos para producir una imagen en un plano ortogonal. El tiempo de adquisición para una imagen ha sido reducido de aproximadamente una hora a unos pocos minutos o menos y la mayor resolución espacial es menor a 1 m. Se usan pixeles de 0.4 a 0.8 mm. y rebanadas de 1 a 2 mm. de p e s o además de que cualquier artefacto individual que redundaría en una mala imagen es reemplazado por interpolación.

La tomografia computarizada ( TC ) y la RM tienen algunas similitudes: ambas producen imágenes de rebanadas de una parte seleccionada del cuerpo y algunas veces, esas dos imágenes, el equipo y sus controles parecen similares, sin embargo, los dos métodos trabajan con diferentes principios.

TC usa rayos X para producir imágenes. La TC es derivada de mediciones de atenuación de los rayos X pasando a través de una rebanada de tejido. El contraste en la imagen se deriva por diferencias de atenuación de esos rayos y depende de dos parámetros: la densidad de electrones y el número atómico efectivo de los tejidos.

En cambio, las imágenes de RM se derivan de la emisión de ondas RF a través de una antena (dentro del medio se conocen como bobinas y así se les llamará a lo largo de éste texto), donde se aplican las oscilaciones a partir de circuitos electrónicos adecuados y los núcleos atómicos al restablecerse el equilibrio emiten también ondas de RF que son captadas por medio de una bobina que puede ser la misma que la emisora, el contraste es ocasionado por diferencias en la intensidad de la señal determinada por cuatro diferentes parámetros: la densidad (concentración) de protones, el medio ambiente de los protones es determinado, a su vez, por dos diferentes constantes de tiempo de relajación ( T1 y T2 ), los cuales cubren un amplio rango de valores tanto en tejido sano como enfermo, y finalmente, por el flujo de masa de los protones.

Esta diferencia en la forma de obtener el contraste de imagen entre la CT y la RM es de crucial importancia. La atenuación a los rayos X es una propiedad fisica de los tejidos que no es afectada por procesos químicos propios de los mismos, por lo tanto no es determinada por los movimientos de los elementos presentes o sus interacciones quimicas. Las señales de RM vienen de los núcleos de hidrógeno, sin embargo son fuertemente afectadas por interacciones químicas, movimientos moleculares y fluidos en movimiento que ocurran en el tejido, a todo lo cual la CT es totalmente ajena.

La RM entre otras cuenta con las siguientes ventajas:

1. No utiliza radiación ionizante.

2. Es inocua e indolora.

3. Puede localizar enfermedades no visibles usando otras modalidades de diagnóstico

4. Puede eliminar la necesidad de procedimientos de diagnóstico adicionales.

5 . Tiene una re&lución y contraste en tejido blando.

2

6. Permite difmciar entre tejido sano, benigno y maligno, así como una clara visualización de arterias y venas gracias a sus constantes de relajación y las secuencias de pulsos a utilizar.

7. Es UII método no invasivo. Equipos de rastreo esthdar de RM no requieren medios de contraste a base de yodo, por lo que puede utilizarse en personas alérgicas a esta sustancia.

8. Permite estudios del cuerpo humano en cualquier plano.

También tiene algunas desventajas:

1. El paciente necesita permanecer acostado intervalos de 5 a 20 minutos para estudios amplios que en rayos X se logan en cuestión de algunos segundos. Esto puede redtar un problema cuando el paciente es un niño pequeño o una persona con claustrofia.

2. Son estudios muy costosos.

Actualmente la resonancia magnética se utiliza para evaluar las enfermedades neurológicas desde la esclerosis múltiple hasta los tumores cerebrales. Dicha técnica, es una promesa alentadura en el estudio de los desordenes espinales, enfermedades pélvicas y masas de tumores en las regiones del mediastino y del hilio, simplificando la detección de trastornos como el edema isquémico.

Uno de los puntos más fuertes de la RM es su habilidad de mostrar los vasos sanguíneos, y determinar la velocidad y dirección del flujo sanguíneo, sin necesidad de inyecciones de contraste. Esto significa que jugará un importante papel en la detección de enfermedades vmculares, particularmente de las arterias caótidas y los vasos en las extremidades y, potencialmente, en las arterias coronarias y cerebrales.

En los inicios de la resonancia magnética, los movimientos involuntarios y voluntarios del paciente heron los principales problemas con que se enfrentaba esta técnica, sin embasgo, en la actdidad, después de haber desarrollado métodos de compensación y sincronía con estos movimientos, las posibilidades diagnósticas se han ampliado.

3

En México, a principios de 1994, existían solamente 40 equipos de resonancia magnética, pero la necesidad de utilizar ésta valiosa herramienta de diagnóstico ha empezado a aflorar y para empezar el siguiente año se espera contar con 20 aparatos más instalados para beneficio de una gran parte de la población debido a que se encuentran ubicados tanto en hospitales privados como instituciones de gobierno.

En las siguientes gráficas, se puede observar qué tanto ha aumentado el mercado en sistemas de RM en los últimos 10 años en el mundo (gráfica 1) y con cuántos equipos cuentan algunos países por millón de habitantes (gráfica 2); por supuesto, nuestro país ni siquiera aparece en gráfíca 2, pero existe la posibilidad de que dentro de 5 años exista, por lo menos, un aparato de RM por millón de habitantes.

1983 1984 1985 1906 1987 1988 1989 1990 1991 1992 1993

Gráfica 1 (Por cortesía de Siemens).

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Densidad de RM millón de habitantes

Gráfica 2 (Por cortesía de Siemens).

La creación de imágenes en RM requiere varios pasos, es un proceso complejo. Entender la fisica y la tecnología detrás de la misma puede resultar algo confuso, el presente trabajo es m a recopilación de textos en donde se trata de la fonna mhs completa posible, dentro de mis posibilidades, exponer el principio de funcionamiento, la forma de obtener la imágenes, partes que forman el equipo, instalación y seguridad de un sistema de Resonancia Magnética. En la última parte del texto se tiene un panorama de todo lo que implica en el campo práctico la instalación de un aparato de resonancia magnética.

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I. PHNCIPIOS B ~ I C O S

1.1 ANTECEDENTES DE LA RM

Los efectos magnéticos se conocen desde la antigiiedad.

Los griegos encontraron los primeros imanes de los que haya memoria en el mundo occidental, cerca de una región llamada Magnesia, en Asia Menor en el siglo VI a.c. Existia alli la magnetita, un tipo de material férreo magnético (Fe304) cuyas propiedades heron explotadas, siglos después, por los chinos al inventar la brújula, que es un imán que responde al campo magnético terrestre, el cual es de 0.05 gauss ( 5 PT )-

Un hecho importante en la historia del imán ocurrió en 1267, cuando Petrus Peregrinus de Maricourt descubrió que la fuerza de un imán es mayor en ambos extremos del mismo y los llamó "polo norte" y "polo sur".

Andre Marie Ampere estableció la teoría de que las fuerzas magnéticas son causadas por corrientes eléctricas que circulan dentro de las moléculas. El fisico James C. Maxwell formalizó la relación entre los campos magnéticos y los eléctricos, de sus estudios surgió la teoría electromagnética de la luz.

Hoy sabemos que las corrientes, ya sean atómicas o eléctricas en cables, son las principales causas de los campos magnéticos. Una corriente eléctrica que produce un campo es el principio utilizado para construir los electroimanes como aquellos utilizados en RM, los camps utilizados tienen una intensidad que varía entre 200 y 20,000 gauss ( 0.02 y 2 T ).

Los primeros experimentos de resonancia magnética en líquidos fueron realizados por Felix Bloch; en sus primeras etapas, durante los aiíos cuarenta se utilkh principalmente la RM en la espectroscopia, una ciencia que trata sobre la energía absorbida y emitida diferencialmente por la masa. El concepto de extenderla a estudios in vivo en los humanos se atribuye Jasper Jackson en los años sesenta, quien produjo la primera sefíal de MR de un animal vivo. Para los setentas, Paul

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Lauterbur logró producir imágenes bidimensionales de protones en una muestra de agua, llamó a esta técnica de reconstrucción "zeugmatografia"; continuando los experimentos de Lauterbur se produjeron imágenes de pequeños objetos como limones y pimientos, para, gradualmente llegar a la obtención de imágenes de animales y humanos. (3)

A lo largo de los últimos &os, la imagenología con resonancia magnética se ha desarrollado como una herramienta importante y versátil en el diagnóstico médico. Como consecuencia, han proliferado las investigaciones y los equipos capaces de llevar a cabo &os estudios.

1.2 CONCEPTOS FUNDAMENTALES

Durante el desarrollo del concepto de la estructura atómica cuántica, se observó que la mayoria de los núcleos atómicos poseen la propiedad momento angular o espín, que es la base del magnetismo nuclear. En la figura 1.1 se observa un núcleo girando a lo largo de un eje. Ya que los átomos están cargados eléctricamente, el giro del átomo causa un momento magnético, que es colineal a la dirección del eje del espín. El momento magnético actúa de manera similar a un imán de barra, teniendo polos magnéticos, norte y sur, y su fuerza depende del tipo de núcleo particular de que se trate y determina la facilidad para ser detectado por resonancia magnética. El núcleo del hidrógeno al ser el que posee el momento de mayor fuerza y ser tan abundante, el cuerpo humano contiene 70% de agua, y cada molécula de agua contiene dos núcleos de hidrógeno es el indicado para producir imágenes por resonancia magnética.

En un elemento, cuando la suma de los protones y los neutrones es par, los espines se anulan. Los elementos que se pueden utilizar en resonancia magnética deben tener un momento magnético angular global distinto de cero. Cuando el espín se encuentra dentro del campo magnético se puede alinear en una de dos posiciones: paralela al campo, misma dirección y sentido, de baja energía y ligeramente más abundantes o antiparalela, misma dirección y sentido opuesto, de alta energía. Cabe mencionar que ésta situación de orientación sólo es válida en átomos con número cuántico para espines igual a 1/2; esto incluye, entre otros, al hidrógeno, carbono, flúor y fósforo; otros núcleos como el deuterio y el sodio pueden tener más de dos orientaciones.

Los núcleos en un estado de alta energía tienen momentos magnéticos opuestos o antiparalelos al campo magnético externo; los núcleos en un estado de baja energía tienen momentos magnéticos alineados o paralelos al campo magnético. La

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distribución de núcleos en estos dos estados no es igual; existen más átomos de hidrógeno en el estado de baja energía;. Este pequeño desequilibrio le da a los tejidos una magnetización neta, lo que crea el efecto magnético que resulta en la señal utilizada para crear una imagen de R M : la diferencia de energía es muy pequeña entre los dos estados por lo que la energía térmica por si sola, provoca que los dos estados cuenten prácticamente con la misma población de núcleos, o lo que es lo mismo, la magnetización neta paralela al campo, la cual es detectable y manipulada. (5)

Figura l . 1 Spin de un protón

En estado de equilibrio, se puede asignar un valor al vector resultante de la suma de los espines de los protones en que se encuentran en exceso en posición paralela al campo. Este vector recibe el nombre de vector de magnetización M, que tiene dos componentes: una sobre el eje Z y otra sobre el eje XY (figura 1.2).

Figura 1.2 Vector de magnetización

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La componente sobre el eje Z se denomina vector de magnetización longitudinal, también llamado Mz, que tiene un valor máximo en el estado de equilibrio. La componente sobre el plano XY se denomina vector de magnetización transversal, Mxy, que es en estado de equilibrio prácticamente nulo, ya que los protones, que están defasados producen un resultado que tiende a anularse. (1)

Cuando existe una onda de RF que excita a los espines, justamente, a la frecuencia de resonancia, los protones tendrán que precesar en fase, por consiguiente, su suma total será no nula y aparecerá un vector de magnetización transversal en el plano XY.

ruta de precesión

@ Núcleo

Baja energía

Figura 1.3 Movimiento de precesión

f

La precesión es un movimiento tambaleante análogo al movimiento de un trompo (figura 1.3), que rota sobre su eje hasta que la gravedad lo fuerza a tambalearse en la dirección del campo gravitacional de la Tierra. Similarmente, el níicleo rotativo se tambalea en respuesta a la atracción o al momento del campo magnético. La frecuencia de precesión depende de la magnitud del campo magnético, la relación

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que lo describe puede expresarse usando la siguiente ecuación conocida como la ecuación de Larmor:

F = gamma (B) En donde F = frecuencia de precesión B = fuerza del campo magnético gamma = fuerza del momento magnético del núcleo considerado.

Esta relación es un punto importante para localizar los orígenes de la señal RM. Por ejemplo, el hidrógeno resuena a 21.2 MHz dentro de un campo de 0.5 T, a 42.5 MHz en un campo de 1.0 T y a 63.8 MHz en un campo de 1.5 T.

Por ahora, estos momentos magnéticos están tambaleándose a la vez, pero aleatoriamente, están "fuera de fase". Por lo tanto las puntas de los vectores de los momentos magnéticos tienen lugar diferente en la trayectoria de precesión como se observa en la figura 1.4.

De la relación anterior se observa que la energía es proporcional a la frecuencia, para lograr que exista un intercambio de población de núcleos entre los niveles de energía paralelo y antipaalelo, se requiere que los átomos sean excitados con una frecuencia igual a la fiecuencia de Larmor específica para cada uno de ellos, para esto se inyecta una serie de pulsos de radio frecuencia que proporciona la energía para lograrlo. (3)

Figura 1.4 Precesión desfasada de los momentos magnéticos.

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1.3 SEÑAL DE DECAIMIENTO INDUCCIÓN LIBRE (FID)

Al tener un tejido dentro del campo externo, que es el imb de la RM, los núcleos están alineados en el plano longitudinal y fuera de fase, se procede a introducir un pulso RF, mediante una bobina RF, en un ángulo recto al campo magnético del sistema plano transversal ( XY ).

El pulso RF debe de ser de la misma frecuencia que el de la especie nuclear que queremos observar, al aplicar el pulso se afectarán los núcleos de hidrógeno de dos maneras:

a) Haciendo que se tambaleen juntos o en fase y b) Que se muevan a un estado de alta energía.

Esencialmente el pdso de RF cambia la dirección del momento magnético neto en 90" o 180" en un movimiento rotativo, según la duración del pulso aplicado.

Cuando la bobina RF no se emplea para enviar señales, se puede utilizar como la bobina receptora: detecta la corriente inducida por el campo magnético en el plano transversal, al mismo tiempo, los niicleos de alta energía, que se tambalean en fase, comienzan a relajarse. El momento magnético en el plano transversal comienza a debilitarse. La señal generada por la corriente comienza a decaer, por lo que se llama la seaal del Decaimiento de Inducción Libre FID (figura 1 S ) .

La señal F'ID en realidad contiene varias fi-ecuencias, las cuales deben identificarse, analizar e interpretar individualmente en términos de blanco y negro para mostrarlas en la pantalla. (2)

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I

Figura 1.5 Señal FID

1.4 EFECTOS DE LA RF

Consideremos a los pulsos de radio frecuencia como otro campo magnético, denominado B 1, perpendicular a B, a lo largo de un eje cualquiera en el plano transversal.

Al ser encendida la radio fiecuencia, el vector de magnetización M girará a lo largo del eje del vector €3 1 (figura 1 .6), el grado de giro del vector M es proporcional a la duración y amplitud del pulso de RF, los hgulos de giro de 90" y 180", son de particular importancia para las imágenes.

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Y

Figura 1.6 Giro de 90" del vector M

Figura 1.6. Giro de 90" del vector M, provocado por el campo magnético B l. Si la duración del campo B1 es suficiente para hacer girar M un ángulo de go", la magnetización neta será totalmente transversal.

Una vez situado sobre el plano transversal, el vector M gira alrededor del eje B, con una fiecuencia igual a la frecuencia de Larmor. Después del pulso, los espines vuelven a su estado de equilibrio donando al medio ambiente el exceso de energía adquirida. Una parte de esta energía se encuentra bajo la forma de una señal de RF con una fiecuencia específica y una amplitud máxima al inicio que se atenúa con el tiempo, para recuperar esta señal, es necesario poner una bobina receptora sobre el plano XY.

Con el cese de la impulsión RF el vector de magnetización Mxy disminuye rápidamente sobre el plano XY proporcionando una señal FID, el decaimiento de la señal se debe a un proceso llamado relajación. Cada una de las componentes de la magnetización se caracteriza por una constante de tiempo: T1 para la magnetización longitudinal y T2 para la magnetización transversal. (8)

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2 RELAJACI~N Y CONTRASTE DE I ~ G E N

2.1 LA RELAJACIóN

Si se aplica un pulso de RF de 90°, la magnetización M precesa de una forma perpendicular al campo B, por consiguiente, el sistema no está en equilibrio. Los protones regresan lentamente a la dirección del campo magnktico B. Los protones que permanecen precesando en el plano perpendicular se desfasan debido a que existen variaciones en el campo. Por esto, la magnetización transversa Mxy disminuye y la señal inducida decae a cero. Para líquidos sencillos y el agua, el decaimiento es exponencial y tiene una constante de tiempo T2.

Si se aplica un pulso de RF de 180°, la magnetización apunta en sentido inverso al campo principal B. Los protones tienden a regresar a su orientación original. La magnetización nuclear decrece a cero y luego crece hasta reencontrar su nivel de equilibrio a lo largo del campo principal B. Este regreso al equilibrio es exponencial y tiene una constante de tiempo T l. (1)

2. l . 1 La relajación longitudinal TI

Si se registra la magnitud de la magnetización longitudinal (Mz) en varios instantes de tiempo después del pulso de 90°, se observará una curva que va de cero al valor máximo de manera exponencial, la cual es función del número de espines presentes, la temperatura y la fuerza del campo magn&co. Este proceso es llamado relajación longitudinal T1 (figura 2.1).

Con respecto a los niveles de energía, el pulso de RF de 90" iguala la población de espines en los dos niveles. La relajación longitudinal restablece el equilibrio de la diferencia inicial, haciendo regresar a algunos espines al nivel de baja energía y durante el proceso, se libera energía al medio. Una fracción muy pequeña de la energía que e s liberada de los protones antiparalelos es recolectada por una bobina y es lo que da origen a la señal de RM, la mayor parte genera calor. (3)

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M z

Mo t

O T1 t

Figura 2.1 Gráfica de T1

Una onda de radio en la frecuencia de Lamor puede causar tanto una ganancia como una pérdida de energía y cualquier fluctuación del campo en la frecuencia de Lamor puede producir el mismo efecto, y dentro de estas fluctuaciones entran los "ruidos" magnéticos siempre presentes en el cuerpo y que se originan dentro de los tejidos; los cuales crean una torca que cambia la orientación del protón con respecto a la dirección del campo magnético estático B.

La orientación de un protón con respecto al campo magn&ico esthtico no es fija, aún en equilibrio témico los protones constantemente cambian sus orientaciones. Este cambio de orientación es prerequisito para que T1 ocurra. T 1 es inversamente proporcional al "mido". Las fkcuencias que comprenden el "mido" magnético forman parte de las frecuencias del movimiento térmico nuclear (movimientos lineales, rotación y vibración). El movimiento térmico afecta tanto al protbn que lo produce como a los que estén próximos a é1, y los movimientos térmicos dependen

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del tamaño de la molécula; en un fluido, las moléculas grandes (protones) se moverán más lentamente que las pequeñas como el agua y en sólidos sus movimientos son aún más lentos todavía.

En conclusión, T1 es debida a la interacción de los momentos magnéticos de los protones con las fluctuaciones locales en el campo magnético ("ruido" magnético) creadas en el tejido. El "ruido" depende de los movimientos térmicos aleatorios y del movimiento de los protones vecinos en el tejido. Los movimientos térmicos de las moléculas son determinados por el tamdo de la molécula y la influencia por las moléculas vecinas tales como proteinas. El proceso de T1 comprende una transferencia neta de los dipolos magnéticos del protón a energía térmica en el tejido. Este proceso de transferencia es reflejado en el término alternativo relajación de arreglo de espines, donde "espines" son los protones y el "arreglo" es el medio ambiente del protón incluyendo tejido vivo. (1)

2.1.2 La relajación transversa T2

La relajación T1 es un proceso corto, pero usualmente la magnetización en el plano transverso desaparece antes de que T1 sea completada debido al desasimiento de los protones.

Todos los momentos magnéticos son precesados juntos en fase inmediatamente después de un pulso simple de N", en otras palabras, todos los momentos magnéticos apuntan en la misma dirección como precesados en el plano transverso. En ése instante los momentos son sumados juntos para dar el valor máximo posible para la magnetización transversa ( M x y ) y es de igual tamaño al valor de equilibrio de la magnetización longitudinal (Mo). Al pasar el tiempo, el momento magnético del protón se desfasa y éste desfasamiento es la razón para que Mxy sea tan rápido y decaiga con forma FID (figuras 2.2 y 2.3).

Por definición T2 resulta de una gráfica de Mxy contra tiempo, siendo inversamente proporcionales.

Que los protones precesen en diferentes fiecuencias es causado por diférencias experimentadas por los protones individuales en la fuerza del campo magnético y éstas son causadas por variaciones producidas por el magneto de RM y por variaciones producidas por los procesos químico-fisicos de las células mismas.

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El primer caso es debido a inhomogeneidades constantes en la fuerza del magneto de R M , en el segundo caso son debidas a las propiedades inherentes del tejido, aún si el campo magnético fijo es perfectamente homogéneo el protón podrá desfasarse debido a variaciones aleatorias en su campo de fuerza local creadas por el medio ambiente fisico-quimico del mismo y que forma parte del "ruido" magnético discutido en T1. Esta dependencia del tejido con la magnebción transversa es llamada T2. T2 es la constante de tiempo de la función expnencial que describe éSta compnente del decaimiento de la magnetización transversa. (1)

X' m X' &

2

f

Figura 2.2 El dedasmiento del momento magnético del protón causa el decaimiento T2 de la magnetización transversa. a) Al pulso de 90" la maguetización transversa se rota del eje Z al plano X-Y. b) y (c) Al pasar el tiempo, los momentos individuales de los protones se desfasan y Mxy decrece. En la figura se muestran los momentos magnéticos de 5 protones que experimentan camps magntiticos ligeramente diferentes. d) El desfasamiento completo de los momentos magnéticos redta en Mxy = O.

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2.1.3 Secuencia de pulsos espín-eco

La secuencia de pulsos espín-eco consiste en un pulso de 90" seguido de uno o más pulsos de 180". Los efectos se muestran en las figuras 2.4 y 2.5. En la figura 2.4 se está viendo desde dentro (desde una posición en el eje X), el marco de referencia rota en sentido de las manecillas del reloj alrededor del eje Z (dirección del campo magnético estático), en el promedio de la frecuencia de Larmor: fo = (a /27t)Bo, en donde Bo es el promedio de fuerza del campo magnético estático. Los ejes X y Y en el marco rotante son llamados X' y Y' para evitar confusiones con los ejes no rotantes.

I *%Y / Y'

x' /

Figura 2.4 Formación del eco usando pulsos de 180" a) La aplicación del pulso de 90" rota la magnebción el plano X-Y. b) Un corto tiempo después, los protones están totalmente desfasados y Mxy ha desaparecido. Se muestran 3 protones que desfasan a frecuencias ligeramente diferentes: el protón 2 precesa a la misma frecuencia que rota el marco de referencia por lo que parece estacionario, el protón 3 precesa a una frecuencia ligeramente rápida y el protón 1 a una ligeramente lenta. c) Un pulso de 180" es aplicado o después del pulso de 90°, creando un B1 (vector de campo magnético de corta duración) a Io largo del eje X'. d) El protón 3 se encuentra atrás del protón lento. e) Después de otro intervalo de tiempo Q todos los protones se encuentran en la misma posición (precesan en fase) y Mxy reaparece.

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En @),(e) y (d) la relajación de T1 también causa un incremento progresivo en Mz desde cero, no obstante, no es mostrado en esta figura.

o T2" t

Figura 2.3 La relajación T2: decaimiento de la magnetización trmsversa y de FID. a) M'o es la magnitud de Mxy inmediatamente después del pulso de 90°, t es el tiempo que ha pasado después del mismo pulso. La constante de tiempo de éste decaimiento es llamada T2. Después de un tiempo T2, cerca del 37% de la magnetización transversa queda todavía. b) La curva oscilatoría representa la señal de FID en la antena receptora. La amplitud que envuelve a FID es la misma curva que la mostrada en (a).

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En la figura anterior se muestran solamente 3 protones pero el número involucrado es enorme y no se muestra el desfasamiento total entre los pulsos de 90" y 180" porque en la realidad está envuelto un abanico completo de momentos magnéticos en todas las direcciones del plano transversal. Esto significa que la magnetización transversa y FID desaparecen antes de que las señales de eco aparezcan.

Los momentos magnéticos individuales son sumados juntos para una vez más crear una magnetización transversa que induce una corriente en la bobina receptora. Esta corriente inducida es llamada eco. El tiempo (20) desde el centro del pulso de 90" hasta el centro de la señal de eco es llamado tiempo de eco (TE).

Figura 2.5 Secuencia básica de pulsos espín-eco usando un pulso de 90" y otro de 180" para producir un sólo eco. Esta figura muestra la misma secuencia de eventos que la figura anterior

Para describir el proceso de formación del eco se ha asumido que l a s inhomogeneidades del campo que causan que los protones precesen a diferentes fiecuencias son constantes en el tiempo, por lo que las fiecuencias de precesión de cada protón también son constantes en el tiempo. El resultado es una alineación perfecta de los momentos en el tiempo de cada eco. Idealmente el tamaño del vector de magnetización en el tiempo de eco es el mismo que inmediatamente después del

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pulso de 90" lo que significa que la amplitud de la señal de eco es la misma que de FID; pero en la realidad la señal de eco es mucho menor que la de FID.

El pulso de 180" no tendrá efectos aparentes en el desfasamiento debido a T2: La reducción en tamafio de la &al RM comparada con el tamaño de FID es determinada sólo por la relajación de T2, el pico en la amplitud del eco será menor que la de FID en un Edctor de cap (-TE/T2) pero puede decaer más rápidamente si es afectada por el volumen de flujo o movimientos de difusión de los protones en adición a sus movimientos térmicos y si existen imperfecciones en la aplicación de los pulsos de 180'. (1)

2.2 CONTRASTE

El contraste e&& basado en la diferencia de la intensidad de la señal entre áreas de composición distinta en una imagen. De acuerdo a esto, una imagen se forma mediante la medición de energía disponible en cada uno de los tejidos en un instante determinado.

Las imágenes en T1 tienen un contraste muy distinto a las hitgenes con contraste T2 y de igual manera, tienen utilidad y contenido diagnóstico muy distinto. Una imagen de contraste T1 da información anatómica, mientras que una imagen de contraste T2 da información patológica. (5)

2.2. I Contraste debido a TI

Inmediatamente después de que un pulso de 90" es aplicado al tejido en equilibrio térmico en un campo magnético estático, una señal llamada FID es producida en la bobina receptora. En este proceso, la magnetización al equilibrio M0 que ori-ente apunta a lo largo de la dirección del camp magnético estittico, es rotada en el plano transverso con lo que la magnehción del plano transverso Mxy tiene la magnitud Mo. Conforme pasa el tiempo la componente de magnetización transversa se decrementa hasta llegar a cero con la componente longitudinal Mz creciendo de cero a Mo. Si otro pulso de 90" es aplicado al tejido antes que la magnetización longihtdinal retorne al valor de equilibrio de Mo, la magnetización que es rotada en el plano transverso será menor que Mo y la amplitud de la señal FID resultante se reducirá comparada con la primer señal.

21

La amplitud de las señales FID es afectada por la magnitud de la magnetización al equilibrio Mo, el cual a su vez, es afectado por la densidad de protones (número de protones por unidad de masa) en el tejido.

La FID posterior también es afectada por las siguientes propiedades: el T1 del tejido y el intervalo de tiempo entre los dos pulsos de m", a mayor T1 o menor periodo de tiempo menor amplitud de FID (figuras 2.6 y 2.7). (1)

t

t

t

Figura 2.6 Una serie de pulsos de 90": secuencia saturación-reestablecimiento. Las curvas de relajación de 2 diferentes tejidos son mostradas, ambos tienen la misma densidad de protones, uno tiene un T1 menor, TR es 4 veces más grande que el T1 de ambos tejidos. Ambos tejidos producen una señal de F D del mismo tamaño debido a que TR permite la completa relajación T1 entre cada pulso de 9 0 " .

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+-TR"+ t I 90" 90" 90" 90"

t

Figura 2.7 La misma secuencia y el mismo tejido que en la figura anterior pero con un TR reducido hasta ser comparable a T1. El tejido con el T1 más laago produce una FID pequefia, el tanaño de las FID's puede ser afectado por la densidad de protones. Esta secuencia puede producir una imagen cuyo contraste dependa de T1 y de la densidad de protones.

Para obtener contraste en TI, al transmitir pulsos de W, el tiempo entre dos pulsos es llamado tiempo de repetición TR . Si TR es menor que 4 o 5 T1 (tipicameate entre 30 y 800 ms.) todos los componentes del tejido recuperarán su

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magnetización a lo largo del eje Z (Mz) cuando el próximo pulso es aplicado y las señales FID reflejarán diferencias en la densidad de protones.

Si el TR es corto, los vectores de magnetización no alcanzarán su máximo tamaño cuando llegue el próximo pulso de 90" y la FID inducida tendrá menor amplitud. Tejido con la misma densidad de protones implicará que la FID será derivada del tejido que tiene mayor T1 y ése tejido aparecerá obscuro en la imagen. Las áreas brillantes en la imagen corresponderán a tejido como la grasa, debido a que tienen mayor energía disponible en un tiempo TR corto, mientras que tejidos con tiempos de relajación largos, como los que tienen alto contenido de agua, por ejemplo el líquido cefaloraquídeo, aparecerán obscuros. (8)

El contraste m h o entre dos tejidos se obtiene con un tiempo de TR igual al promedio del T1 de los tejidos.

La secuencia de pulsos en las figuras anteriores es llamada saturación- reestablecimiento SR. El término "saturación" se refiere al hecho de que inmediatamente después de un pulso de 90" no hay magnetización a lo largo del eje Z. Otro pulso podria resultar en una rotación de la magnetización transversa en la dirección antiparalela. Por lo tanto, inmediatamente después de un pulso de 90" los protones del tejido se han saturado y antes del pulso la magnetización longitudinal se ha restablecido varios grados en diferentes partes del tejido dando un aumento al contraste.

El término saturación parcial PS es, a veces, usado como SR no obstante que PS se refiere al hecho de que inmediatamente antes de cada pulso de 90" la magnetización transversa no es cero ni igual a Mo sino parcialmente saturada. La saturación parcial es usada como sinónimo de la secuencia de pulsos espín-eco con TR y TE cortos (aproximadamente entre 15 y 80 ms.).

En pocas palabras: la magnetización longitudinal se asocia con el contraste T 1, en dos tejidos con diferentes tiempos de relajación, si se elige un TR corto, en un instante dado, la diferencia de intensidad será máxima, lo que dará como resultado un mayor contraste en la imagen. Entre menor sea TR mayor será el contraste. (1)

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2.2.2 Contraste debido a T2

La pérdida de magnetización transversa debida al desfasamiento de los protones por inhomogeneidades del campo se asocia con el contraste T2. Este tipo de contraste se obtiene al tener valores altos de TR y de TE, de IO00 a 4000 ms. y 100 a 600 ms. respectivamente.

En la figura 2.8 se observa que el tejido descrito por la curva inferior tiene un tiempo de relajación corto y regresa rápidamente al estado de equilibrio, mientras que el tejido de la curva superior tiene un tiempo de relajación largo y le toma mayor tiempo regresar al equilibrio.

Figura 2.8 Efecto del contraste en T2

Si para este caso, se elige un TE largo, la diferencia de intensidad de la señal disponible es máxima, lo que dará como resultado mayor contraste en la imagen. Se puede observar que las imágenes con contraste T2 tiene mayor dependencia de TE que de TR, y cuanto mayor sea TE, más influencia de contraste T2 tendrá la imagen. En este tipo de contraste, los tejidos con tiempos de relajación cortos, como la grasa, aparecerán obscuros, mientras que los tejidos con tiempos de relajación largos aparecerán brillantes. (8)

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2.2.3 Contraste con la secuencia de pulsos espín-eco: ponderadas en TI, ponderadas en T2 y ponderadas en densidad de protones.

Esta secuencia es muy versátil, puede ser ajustada para producir imágenes contrastantes, en función de variar T2, T1 o la densidad de protones; en éste método las FIDs son ignoradas y sólo los ecos son usados para reconstruir imágenes. Pero un eco o una FID no contienen información suficiente para reconstruir imágenes, es necesario un gran número de sucesivos ecos o FIDs.

Una secuencia de pulsos espín-eco puede contener solamente un pulso de 180" y un eco; por lo que sólo una imagen es obtenida. Si por ejemplo, cada secuencia contiene dos pulsos de 180" y dos ecos, entonces 2 imágenes pueden ser construidas: una usando el primer eco en cada secuencia de pulsos y otra usando el segundo eco. Para estas dos secuencias de eco hay dos valores de tiempo de eco (TE) los cuales se llamarán TE 1 y TE2. TE1 es el tiempo desde el centro del pulso de 90" hasta el centro de la primem señal de eco. TE2 es el tiempo desde el centro del pulso de 90" hasta el centro de la segunda señal de eco.

El intervalo de tiempo entre cada pulso de 90" es llamado tiempo de repetición (TR). El tiempo desde el último eco de la secuencia hasta el siguiente pulso de 90" es llamado tiempo de retraso (m). Para una secuencia de un sólo pulso-eco TE + TD = TR, para uno de varios pulsos-eco, TEn + TD = TR, donde TEn es el tiempo de eco del último eco (figura 2.9).

Al cambiar TE y TR el operador del rastreador de imágenes de RM puede afectar mucho las características de la imagen resultante.

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180" 90" 180"

t

Figura 2.9 M c a que muestra la producción de ecos. a) UM secuencia de 90"- 180" produce un eco simple. b) Una secuencia de 90"-180"-180" produce dos ecos.

En el momento del Ú l h o eco en cada secuencia de pulso, el componente longitudinal de maepetización Mz es casi cero; después del eco, Mz en los tejidos se incrementa de acuerdo al T1 de cada tejido particular. Si TD ( y por lo tanto TR) es lo bastante grande para permitir que se complete la relajación T1 en todos los tejidos presentes, i.e., TD es 40 5 veces mayor que Tl, entonces cualquier diferencia en el tam&o de la magnetizacih longitudinal en el momento del siguiente pulso de 90" solamente re f le jd diferencias en la densidad de protones.

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Si en la secuencia de pulsos también se usa TE muy corto, comparado con el tiempo de relajación T2 del tejido presente, T2 ocurrirá en el tiempo entre el pulso de 90" y el eco y las diferencias en la amplitud de eco de diferentes tejidos se determinará principalmente por diferencias en la densidad de protones. Una densidad de protones alta aparecerá brillante en la imagen (figura 2.10).

E C ! e - E

D O I n

nn t

Figura 2.10 Se muestran tejidos con diferente tiempo de relajación pero misma densidad de protones y que producen ecos casi iguales. Si vatiamos la densidad de protones los ecos serán proporcionales a ella, por lo tanto cambiará su brillantez.

Además puede utilizarse TD, si TD es seleccionado para estar dentro del promedio de T1 de los tejidos, entonces la diferencia en el tamaiio entre los vectores de mgnetización longitudinal de los diferentes tejidos en el tiempo anterior al pulso de 90" dependerá de las diferencias de los T1 que es más notorio que la diferencia en la densidad de protones.

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En una secuencia de pulsos que usa TE muy corto y TD lo suficientemente corto para permitir una buena separación en las diferentes curvas T1 del tejido, el contraste de la imagen reflejará diferencias en T1 y en la densidad de protones. Usualmente el efecto en el contrasfe de la imagen será más dramático que el debido a la contribución en la variación de densidad de protones. Tales imágenes son, por lo tanto, llamadas TR corto, TE corto o imagen penderada en T1. (1)

Procesos patológicos causan un incremento en T1 y T2 c o m p d o s con tejido nomal. Si tales imágenes son vistas usando un TR relativamente corto, la visibilidad y contraste de la imagen dependerá solamente del TE seleccionado. Para TEs muy cortos las lesiones aparecerán más obscuras (pequeñas sehles de eco) que el tejido normal. Si los TEs se incrementan las lesiones desaparecerán de la imagen. Con un TE muy grande la lesión volverá a aparecer pero el contraste se revertirá: aparecerá más brillante que el tejido normal. (8)

En la siguiente tabla se tiene un r e m e n de cómo varía el contraste de una imageh al variar algunos parámetros: (1)

Tipo de imagen Longitud de: Efectos en la brillantez de imagen con: TR TE Incremento

en DP T1 largo T2 largo

Ponderadas en DP* Largo 1 Corto 2 + ("1 (+I

Ponderadas en T2 Largo 1 Largo 4 + (-1 t

Ponderadas en T1 Corto 3 Corto 2 + " (+I +: Indica que el cambio en la característica indicada causará que el tejido aparezca

--: Indica que el cambio en la característica indicada causará que el tejido aparezca brillante en la imagen.

obscuro en h imagen.

en ésas características para algunos tejidos. (+) y (--) : Indican la posibilidad de una menor dependencia de brillantez de imagen

1 Idealmente, TD es 4 veces menor que TI del tejido presente. 2 TE es tan corto como es posible. 3 TD es seleccionado para ser aproximadamente igual al promedio de los valores de T1

4 TE es seleccionado para ser aproximadamente igual al promedio de los valores de T2

* Ponderadas en densidad de protones.

en el tejido a ver.

en el tejido a ver.

Tabla 2.1 Efecto de contraste respecto a la variación de parámetros.

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Existen algunas dificultades como por ejemplo: imágenes ponderadas en T1 utilizan un TE corto para minimhu que T2 ocurra antes del eco, sin embargo, para cualquier sistema de rastreo de M existe un límite práctico donde TE ya no puede ser reducido. En imágenes ponderadas en TI que tengan valores de TE clínicamente normales algunos tejidos con T2's cortos podrían experimentar un aumento significativo de T2 durante el intervalo de TE. Algunos tejidos en imágenes ponderadas en T2 pueden tener tiempos de relajación T1 hasta con un 25% mayores que con el TD seleccionado, los cuales no alcanzarán su máximo valor de magnetización longitudinal durante el intervalo TD.

La brillantez de la imagen es afectada por los T1 y T2 característicos de los tejidos y debido a: tejidos con T1 largo usualmente también tienen T2 largo y que en imágenes espín-eco el efecto de T1 y T2 cambia de forma contraria: si se incrementa T1 se hará la imagen más obscura, si se incrementa T2 se hará más clara. Con estos medios de contraste se incrementan las posibilidades de observar una lesión, muchos procesos patológicos tienen T1 largo y T2 largo comparado con el tejido normal que los rodea. (5 )

2.2.4 Contraste máximo debido a TI o suma de contraste TI y T2

El máximo contraste de T1 es obtenido con una secuencia llamada inversión- restablecimiento (IR) y es excelente para mostrar pequeñas diferencias en T1 de los tejidos.

Empieza con un pulso de 180" (llamado pulso de inversión) que invierte al vector de magnebci6n de la orientación de equilibrio a lo largo del eje Z, del lado positivo al negativo, por consiguiente, a la dirección antiparalela. Los protones empiezan a relajarse, al no existir un vector en el plano transverso no hay señal FID, y sólo queda T 1, el vector de magnetización se incrementa desde su valor negativo, pasando por cero, hasta su valor máximo en el equilibrio térmico, recuperando también su orientación. Gracias a esto resultó posible saber que el tiempo necesario para el vector de magnetjzación tenga una amplitud igual a cero es 0.691T1 (figuras 2.11 y 2.12).

30

I M

lM X'

X' /L

X' /

X' P

lj M1 p7

x' UP

x'

Figura 2.11 Se muestran 3 tejidos con diferentes T1. a) Rotación del eje por el pulso de 180". b) La magnetización ha cambiado al equilibrio en el tejido 1, pero al ser el tejido 3 de T1 mayor todavía no lo logra por lo que apuntan en direcciones opuestas. c) La aplicación de un pulso de 90" logra que la FID se produzca, hay que notar que la magnetización transversa del tejido 1 apunta en la dirección opuesta del tejido 3 (están fuera de fase 180").

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1 80°

t

Figura 2.12 Magnetización longitudinal de los tres tejidos de la figura anterior.

Un vector de magnetización a lo largo del eje Z no puede inducir corriente en las bobinas receptoras por lo cual es necesario aplicar un pulso de 90" y llevarlo a la orientación transversa. El tiempo entre el pulso de 180" y el de 90" es llamado tiempo de inversión (TI).

La amplitud de la FID que sigue al pulso de 90" depende del tam&o del vector de magnetización que es rotado en el plano XY, lo que a su vez depende de T1. Un tiempo de inversión demasiado largo o demasiado corto produce FID grandes y el contraste en la imagen es mínimo, el tiempo de inversión necesario para obtener contraste máximo es idéntico en valor a TR en el método de saturación-

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restablecimiento, pero el contraste obtenido con el método IR es dos veces mayor al obtenido con TR.

En el caso de tener un tejido que aún sea negativo al transmitir el pulso de 90" (figura 2.8, tejido número 3 y figura 2.9, tercera curva) tendrán FIDs con un desplazamiento de 180" y la brillantez que tengan depende del método de reconstrucción usado. Existen dos posibilidades: reconstrucción de imagen fase corregida y reconstrucción de maguitud de imagen (figura 2.13).

(a> Recmstruccbn I la fase corregida

Densidad de Imagen

03 Reconstrucción I de la magnitud

Densidad de I m a g e n

Figura 2.13 Brillantez de la imagen que resulta de dif-tes valores de Mz inmediatamente antes de un pulso de 90". a) Reconstrucción de imagen por fase corregida. b) Reconstrucción de imagen por magnitud de imagen.

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Como en los casos anteriores es necesario repetir muchas veces la secuencia IR para obtener suficiente número de señales FID o de ecos y, posteriormente poder reconstruir la imagen.

IR con TKcT 1 puede ser combinado con un pulso-eco de 180" y poder sumar los contrastes de T1 y T2 y es denominado STIR (inversión-restablecimiento con TI corto) con el que tanto los tejidos con T1 y T2 cortos o TI y T2 largos tendrán una gran amplitud de eco y los problemas concernientes a posibles pérdidas de contraste debidos a la brillantez opuesta por la contribución de T1 y T2 que ocurren en las imágenes espín-eco será mucho menor. (1)

2.2.5 Sustancias paramagnéticas

Además de los métodos de contraste vistos en éste capítulo existen sustancias que pueden añadir diferencias de brillantez en los tejidos y cuyo uso no es dañino para los seres humanos.

En muchas sustancias con dipolos magnéticos, las interacciones magnéticas entre los átomos no son lo suficientemente fuertes y sus momentos atómicos individuales actúan con relativa independencia. En ausencia de un campo magnético las orientaciones de los momentos magnéticos están al azar; y la masa de la sustancia no mostrará magnetismo. Si la sustancia es colocada en un campo magnético los momentos magnéticos tenderán a alinearse con el campo y producir un vector de magnetización en la misma dirección del campo. Esta magnetización producirá en el material un campo magnético adicional en la misma dirección del campo aplicado. Tales sustancias son llamadas paramagnéticas.

Si el campo magnético es reducido a cero muchos de los momentos magnéticos se alinearán debido a las interacciones de los mismos. La sustancia tendrá ahora una magnetización permanente y produce un campo magnético aún en ausencia del campo externo; estas sustancias son llamadas ferromagnéticas.

Los materiales superparamagnéticos experimentan fuertes alineaciones de sus momentos magnéticos por campos externos y sus suceptibilidad magnética es alta pero no mantienen la magnetización al remover el campo externo.

Cuando una sustancia paramagnética es adicionada al tejido se producirá un alargamiento tanto de los tiempos de relajación cortos como de los largos, lo que implica un gran cambio en la brillantez y contraste de la imagen. (1)

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Es necesario escoger sustancias que disminuyan T1 pero no T2. Las sustancias que se están evaluando para su empleo son de la familia de los metales de transición (Fe, M), de las tierras raras (Gd) y de los nitróxidos.

La DTPA (dietilentriamina pentacética) del Gadolinio es un producto estable y bien tolerado que permite distinguir a una lesión cerebral del edema a su alrededor, cuando se aplica en dosis de 0.1 mmoVKg. de peso. Se estudia la posibilidad de emplear anticuerpos monoclonales específicos sobre los cuales se podría fijar un ion paramagnético. Estos anticuerpos se podrian fijar sobre ciertas lesiones tumorales que podrían vis- mejor. (5 )

La investigación sobre mejores sustancias utilizables como medio de contraste sigue avanzando por lo que en los próximos años puede haber un cambio total respecto a sustancias en uso y resultados.

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3. COMPONENTES DE UN SISTEMM DE RIM

Los componentes de un equipo de resonancia magnética pueden ser llamados hardware y está localizado en tres áreas: la sala de exploración, la sala de control y la sala de computadoras (figura 3.1).

I I I ‘ I

Figura 3.1 Componentes de un equipo de RM

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3. I LA SALA DE EXPLORACI~N

En éste lugar se encuentra albergado el imán y el sistema de transporte del paciente que consiste en una mesa móvil, la cual se puede sacar para simplificar la carga de pacientes y acelerar la evacuación en situaciones de emergencia.

El magneto o imán es el encargado de proporcionar el campo magnético externo B, que provoca alineamiento de los protones de hidrógeno. Existen 3 tipos de imanes que se emplean para la producción de imágenes por R M : los resistivos, los superconductores y los permanentes. Las características que deben de tomarse en cuenta para elegir un tipo de imán son: la intensidad del campo magnético, la estabilidad del campo y el grado de homogeneidad que se puede obtener dentro del volumen de medición, que es en general, esférico y que debe medir por lo menos 40 cm. de diámetro. Además debe considerarse el tipo de instalación necesaria y el costo. (3)

Tips de imanes

Imanes mistivos: Pueden producir campos de hasta 0.5 T, disipan una potencia de 25 KW debido a los efectos de calentamiento (disipación térmica), se requiere un sistema de enfiiamiento por agua con un flujo en promedio de 60 litros por minuto. Cuenta con las siguientes ventajas: la posibilidad de variar el campo de O a Bmáx, operación sencilla y estructura aislada. Sus desventajas son: baja eficiencia, existencia de campos de fuga y estabilidad media. Normalmente están hechos de cobre

Imanes permanentes: Tienen las ventajas de no tener necesidad de una fuente externa de energía, no producir campos de fugas y permitir un acceso transversal al paciente, pueden producir campos entre 0.2 y 0.6 T.. Nomalmente se construyen de aleaciones de aluminio, níquel y cobalto o de cobalto y mar io .

Como desventaja se tiene su masa, de alrededor de 100 toneladas, el hecho de que deben dejarse "envejecer" antes de usarse y ser muy sensibles a la temperatura. La uniformidad del campo depende de la geometría del sistema y la uniformidad de los materiales.

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- .. . . . . .

Imanes superconductores: La mayor parte de los metales superconductores tienen un gran defecto: el campo magnético que se genera al hacer pasar una corriente eléctrica, destruye su superconductividad; una pérdida de superconductividad, ya sea producida o espontánea se le conoce como "Quench" o extinción. Algunos elementos como el niobio, el titmio y el germanio pueden desarrollar campos magnéticos intensos a bajas temperaturas sin que se produzca éste fenómeno.

Un imán superconductor e& constituido de entre 15 y 50 Km de cable a base de una aleación de niobio-titanio envuelto en una matriz de cobre con diámetro de aproximadamente 2 m m . Una vez que la corriente empieza a circular, continua indefinidamente por lo que no necesita fuentes externas. Su principal costo es el sistema de ediiamiento, el consumo de criógenos es de alrededor de 0.25 l/hr de helio y de 2.0 Yhr de nitrógeno.

Tienen muy buena estabilidad y producen un campo B intenso pero sus desventajas son: tener un campo fijo, un gran campo de fbga y tener una estructura conductiva la cual puede provocar la existencia de corrientes de Foucault.

En un magneto superconductor cuando la bobina llega a la temperatura del helio líquido, el sistema arranca, se conecta a la bobina una fuente de alimentación, y al llegar a la corriente deseada, se hace decrecer el voltaje aplicado hasta cero y se desconecta la fuente. No es necesario recargar el sistema.

Para descargar al campo magnético de forma controlada, se aplica el procedimiento inverso, la fuente de alimentación se desconecta y se aplica un voltaje inverso hasta que la corriente se reduce a cero.

La ocurrencia de quench's daña al magneto, lo que a su vez produce un deterioro en la calidad de imagen. En caso de emergencia, se activan algunos elementos calefactores que hacen que la bobina aumente su temperatura hasta perder su calidad de superconductor.

Otros imanes: Existe la posibilidad de blindar a los sistemas, este procedimiento incluye la aplicación de capas metálicas de alrededor de 1 cm. de espesor sobre las paredes del recinto, lo cual adiciona unas 50 toneladas al peso total del local. La ventaja consiste en que se pueden eliminar los campos de fuga y se obtiene una ganancia en el campo a la misma potencia aplicada. Los sistemas blindados pueden aplicarse tanto a los imanes resistivos como en los superconductores, aunque son m6s comunes en el primer caso. Los costos se incrementan hasta acercarse al de los imanes permanentes. (2)

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El tamaño y la magnitud del campo que rodea al imim son muy importantes debido a que el imán afecta algunos equipos y porque también algunos aparatos afectan al imh como se explicará de forma más amplia posteriormente.

El sistema generador de datos RM consiste en un imán, un sistema de ediiamiento, espirales de relleno, sistema de gradientes y sistema de RF.

El campo magnético producido por el imán puede ser modificado por las bobinas de compensación "shimming coils", también llamadas espjrrales de r e b o y por placas de hierro que se montan dentro y fuera del cilindro que contiene al imán para maximizar la homogeneidad espacial del campo. Estas se pueden ajustar sólo por representantes de la compañía para corregir todos los factores ambientales que pudieran afectar el campo del sistema, destruir su homogeneidad, y obstruir su rendimiento en la creación de imágenes. (3)

El sc=lltgma de enfihmiento puede ser de agentes criógenos, para sistemas con imanes superconductores, o de enfiiamiento por agua. Los crióstatos empleados para los imanes superconductores consisten básicamente en unos tres o cuatro sistemas de aislamiento térmico similares a botellas térmicas. El imán está aislado dentro de una botella al vacío, que se encuentra a su vez rodeada de otra botella donde se encuentra el sistema de refrigeración por helio o nitrógeno líquidos a 4°K. Al exterior de estas botellas hay dos sistemas de aislamiento térmico, uno a 20°K y otro a 77°K. Recubriendo todo se encuentra la botella del agente criógeno y otra capa de aislamiento por vacio. Los componentes del crióstato se encuentran suspendidos unos dentro de los otros a través de varillas de plástico reforzadas con fibra de vidrio. Todo el sistema de aislamiento tiene poca conductividad térmica para evitar pérdidas. El nivel de los agentes criógenos se deben ser monitoreados regularmente para reemplazarlos debido a que resulta frecuente que se produzca un quench debido a negligencia, por ejemplo, al permitir que bajen demasiado los niveles de los líquidos criostáticos. En este caso, toda la energía del campo magnético se convierte en calor, lo cual hace que el helio o el nitrógeno se evaporen; los recipientes de helio y los tanques de vacío sufren muchos esfuerzos durante este evento, (2 y 3)

El sistema de radio frecuencia genera, transmite y recibe señales de RF, normalmente se cuentan con dos espirales RF: una para la exploración de la cabeza, y una para la exploración del cuerpo. Las señales son transmitidas por una bobina espiral de cobre que rodea al paciente y se afina para ajustastirra a. la frecuencia de los núcleos bajo evaluación, por ejemplo, nitrógeno o sodio cuya frecuencia puede variar de 10 a 80 MHz; 63.9 MHz es la frecuencia usada para la creación de imágenes de protones de hidrógeno con un sistema de 1.5 T.

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El sistema de gradientes es el encargado de determinar el grosor del corte que se va a obtener y de determinar las dimensiones de la matriz de reconstrucción que se va a utilizar, así como localizar espacialmente a cada uno de los elementos que van a formar esa matriz. La posición de cada voxel (ver capitulo 4) se determina por medio de 3 gradientes, los cuales modifican el campo magnético estático aiíadiéndole o sustrayéndole magnitud. (3)

Estos gradientes hacen del campo magnético un campo controlado y graduado cuidadosamente que afecta a la precesión de los núcleos de una manera predecible y repetible, lo que permite al sistema localizar el origen de cada señal; después de la excitación y la relajación, la localización de cada núcleo en el cuerpo se puede determinar por su frecuencia de precesión, que a la vez se determina por el campo gradiente. Los gradientes magnéticos tienen unidades de Tlm con valores de varían 1 a 10 mT/m.

La variación del campo magnético principal es muy pequeña, tipicamente de dos o tres órdenes de magnitud menores a éste. Cuando un gmdiente es superimpuesto en un campo magnético estático existente, la frecuencia de resonancia de los protones que estén presentes varía a lo largo del gradiente, de acuerdo al campo magnético presente en cada localidad. De esta manera, la fiecuencia de los protones varía con la localización a lo largo del gradiente aplicado (figura 3.2).

Figura 3.2 Aplicación de los gradientes de campo magnético.

El sistema de RM usa tres gradientes, los cuales son un arredo de bobinas que son capaces de generar gradientes de manera ortogonal a lo largo de los 3 ejes diferentes, XY y 2, por lo que son llamados Gx. Gy y Gz. A medida que se encienden y se apagan en puntos diferentes en una secuencia de pulsos afectan un plano diferente.

Al usarlos se generan tres acciones: elección de la posición y el grosor del corte, decodifícación en fase y decodificación en frecuencia.

Elección de posición y grosor de corte: Si se impone un m e n t e (Gz) a lo largo de un eje perpendicular al plano de corte que se desea obtener se provocará que a lo largo de este eje las diferentes secciones transversales que lo man experimenten diferente intensidad de campo €3, lo que dará por resultado que la frecuencia de Larmor para cada una de estas secciones sea distinta. Si en este momento se emite un pulso de RF con una cierta frecuencia, solamente la región de protones que tenga frecuencia de Larmor idéntica a la frecuencia de los pulsos será excitada.

La elección de la posición de corte se logra mediante el desplazamiento en paralelo del gmdiente lineal, y el grosor de corte se logra mediante la variación de la pendiente del mismo gradiente, cuanto mayor sea la pendiente, más delgado será el corte (fi'lgura 3.3).

Ga ?// t /

Figura 3.3 Detenninación del grosor y posición de corte.

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DecodiJicación en fase: Una vez que se eligió la posición y el grosor de corte que se desea obtener, todos los protones que se encuentran dentro de éste, están precesando con la misma frecuencia y la misma fase. Si en este momento se intentara formar una imagen no sería posible identificar de dónde provienen las diferentes señales que forman ese corte. Para lograr esta diferenciación, es necesario de alguna manera, formar una matriz que localiza espacialmente a los protones que están emitiendo diferentes intensidades de señal.

El primer paso es la decodificación en fase, que dará como resultado la diferenciación de las columnas. Para lograr esto, se impone, por un tiempo determinado, un gradiente magnético (Gy) a lo largo de uno de los ejes que forman el plano de corte, lo que dará como resultado que durante ese tiempo varíe la frecuencia de los protones de hidrógeno afectados. Después de este período de tiempo corto, este gradiente se retira, dando como resultado que los protones dentro del corte regresen a la misma frecuencia, pero ya no se encuentran a la misma fase, solamente los que se encuentran alineados en una misma columna tienen la misma fase. Cuanto mayor sea la pendiente del gradiente aplicado, un mayor número de columnas se generarán y entonces se podrá tener una matriz con elementos de imagen más pequeños.

Decodjicación en frecuencia: Una vez que están identificadas las columnas es necesario generar los renglones.

Para lograr esto, se utiliza la decodificación en fiecuencia, la cual es obtenida al imponer de manera continua un gradiente a lo largo del otro eje que forma el plano de corte. Esto provocará que los protones que se encuentren alineados por columnas que tienen fases iguales, varíen su fiecuencia ahora en sentido transversal a las columnas, provocando que entonces se formen renglones de cambio de frecuencia y como cada columna tiene diferente fase, se generará una matriz en la que cada elemento tiene diferente fase y frecuencia. De esta manera se puede ubicar espacialmente a cada punto. (8)

Para la mayoría de los sistemas comerciales actuales, es indistinto cual de los ejes que forman el plano de corte sea el utilizado para la decodificación en fase y cual para la decodificación en frecuencia, siempre y cuando se utilice primero uno y después el otro.

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El cálculo de la duración de una secuencia depende del tiempo de repetición TR, del número de lineas (el tamaño de la matriz seleccionada) y del número de secuencias. En algunos casos, la intensidad de la señal no es lo suficientemente grande como para producir una imagen satisfactoria. En este caso se efectúan varias adquisiciones y promediaciones. La calidad mejora proporcionalmente a la raíz cuadrada del número de adquisiciones. (1)

Tiempo = TR X tamaño de la matriz X número de adquisiciones

3.2 LA SALA DE COMPUTADORAS

Esta habitación alberga los gabinetes de computadoras, la unidad de distribución de energía, las unidades de disco, el procesador de imagen, la unidad de cinta magnética y la terminal de arranque. La sala se debe mantener a una temperatura y humedad controladas porque el equipo, como se vio anteriormente, produce calor; y la disipación del calor es crucial para proteger sus delicados circuitos.. (3)

El controlador de secuencias de impulsión recibe su información de los programas de control del sistema. La temporización de los gradientes se hace gracias a los convertidores digital/analógico y a un modulador que proporciona la amplitud y fase correctas al sistema. La base de tiempo es un sintetizador que funciona también de reloj central. El procesador de control genera las líneas de conversión de los convertidores analógicoldigital que traducen las señales demoduladas a valores discretos que serán empleados por la computadora. Esta reconstruye la imagen y la envía al sistema de visualización. La computadora maestra efectúa la gestión de los datos medidos, los programas de control y los datos de la imagen y se comunica con el usuario a través de una terminal de video que se encuentra en el panel de control. (12)

Todo este equipo se tiene, normalmente en otra habitación, la cual no se encuentra dentro de la "Jaula de Faraday" y se comunica y conecta a la sala de exploración por medio de un complicado sistema de aislamiento para evitar que se provoquen interferencias al imán.

43

3.3 LA SALA DE CONTROL

La consola del operador y la cámara (si la sala de control esti dentro de los límites gauss apropiados) se encuentran en la sala de control.

Dentro de la consola se controlan tres tareas principales: la exploración, la observación de la imagen y la observación de los programas de rendimiento y mantenimiento tales como la filmación, archivos y servicios.

La cámara de múltiples imágenes se usa para plasmar imágenes y texto del monitor en una película de una sola emulsión; éSta se controla desde la pantalla de imagen de la consola del operador o de la consola remota; puede operar de modo manual o automático. (3)

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4. MÉTODOS DE OBTENCIóN DE IMAGEN

Una vez que se han adquirido los datos, se requiere de una computadora para interpretarlos y generar una imagen. Los datos obtenidos son una serie de amplitudes y frecuencias, que representan a una localidad de una matriz que es el plano de corte. Para procesar estos datos y traducirlos en una imagen, se requiere de un método que sea capaz de traducir frecuencias a magnitudes, a las que se les pueda asignar un tono de gris, para así formar la imagen.

4. I INFORIMACI~N ESPACIAL

Las señales producidas desde diferentes localizaciones de la imagen en dos dimensiones, a la cual es transformada la rebanada de volumen, se obtienen utilizando varias secuencias de pdsos y por medio de un d i s i s matemático de las diferencias en estas s&des se puede determinar su tamaño.

A cada localización es entonces asignada un número que indica la fuerza de la sefial de RM e d de ella, los números son transformados en sombras de gris (o niveles de brillantez), una señal grande produce una sombra clara de gris (o un punto brillante) en la imagen y una señal pequeña produce un punto obscuro.

En la práctica, la imagen de una rebanada es dividida en un n b e r o finto de elementos llamados pixeles. Una matriz de itnagen de 256 X 256 sigmfica que la imagen está hecha en un rectángulo de 256 pixeles de alto y 256 pixeles de ancho, dando un total de 65,536 pixeles. Otras matrices comúnmente usadas en RM son de 128 X 128 y 256 X 128. El espesor de la rebanada en una tercera dimensión se llama voxel. Cada pixel en la imagen es asociado a un voxel (figura 4.1).

La relación señal/mido depende de los siguientes factores: es directamente proporcional al campo magnético B y a la raíz cuadrada del número de adquisiciones promediadas. La densidad de protones determina el tamaiío del voxel que se obtiene. Para mantener un grado suficiente de contraste entre el tejido y la señal de ruido TR no puede ser mayor de 300 a 400 m.. (1)

45

Imagen M R

Iy

I' /v t

Figura 4.1 Asociación de pixeles y voxeles en una imagen.

4.2 TRANSFORMADA DE FOURIER

Una imagen es una gráfíca de amplitud contra fiecuencia. Las señales que son detectadas, el decaimiento libre o el eco, están en la forma de amplitud contra tiempo y no amplitud contra frecuencia. Analizando el decaimiento libre, la fiecuencia de la señal puede ser fácilmente determinada mediante el inverso del período de la señal. Lo que hace. que este problema no sea tan sencillo como sólo aplicar un inverso, es que se están recibiendo una gran variedad de señales, simultáneamente, con diferente amplitud y frecuencia. La Mal resultante es entonces la superposición de una multitud de componentes de fiecuencia con diferencias en amplitud y fase.

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Esta superposición de señales da como resultado una sefial que pudiera asemejarse a un patrón de interferencia. Es por esto que es necesario recurrir a un procedimiento que sea capaz de llevar a cabo una transfomaciirn del dominio de la fiecuencia a el dominio del tiempo.

El principio en que se basa el análisis de Fourier es que toda señal puede ser descompuesta en m a suma de ondas senoidales de diferentes frecuencias. Cada onda senoidal puede ser descrita por la siguiente expresión, en la cual f es la frecuencia de la onda senoidal: (8)

Asen (2& + 4)

Cada onda de una fiecuencia particular tiene amplitud caracteristica A y fase 4.

En la figura 4.2 se puede observar la combinacih y el maisis de ondas senoidales. Si ondas de diferentes fiecuencias son sumadas juntas, el resultado es una compleja forma de onda, por lo que cualquier señal puede ser descompuesta en senoides. Este proceso matemático es llamado transformada de Fourier en una dimensión (1D FT). Cuando 1D FT está funcionando en una señal da como resultado un grupo de nberos los cuales indican tanto la amplitud como la fase de cada onda componente de diferente frecuencia, en otras palabras, con &e método se pueden separar las señales originadas en diferentes localizaciones del eje X.

Amplitud 1 B f

1 2 3

Figura 4.2

47

No podernos separar las señales que vienen desde diferentes coordenadas del eje Y bashdonos en la fase de una simple sew de RM, se necesitan muchas señales con diferentes fases, esto es logrado al variar el tamafio o el tiempo de duración del gradiente Gy en cada secuencia de pulsos.

En resumen, se realiza lo siguiente: Un pulso de 90" y una selección del plano de corte por medio de un gradiente Gz, un pulso de 180" y una codificación de los voxeles por su diferencia de fase entre las líneas perpendiculares al eje Y; o lo que es lo mismo decodificación en fase, lo que nos dará la diferenciación de las columnas de la matriz. Gy debe repetirse tantas veces como se quieran líneas. A cada aplicación se le agrega cierto ángulo lo que producirá n datos para cada punto, lo que mejorará la calidad de la señal.

Para la lectura de la señal, mediante el gradiente Gx que codifica las líneas perpendiculares al eje X; o decodificación en fiecuencia, tendremos la diferenciación de renglones. El gradiente de lectura es siempre idéntico y codifica al plano en una aplicación., una transformada de Fourier identifica la señal sobre cada línea. Una segunda transformación decodifica las frecuencias. A esta técnica se le conoce como 2D FT.

Para incrementar la relación de señal/ruido, cada secuencia de pulsos puede ser repetida una o más veces dentro de un cambio de Gy. El número de secuencias de pulsos preformados con los mismos gradientes (Gx, Gy y Gz) es llamado número de excitaciones (NEX). Si una imagen con 2 NEX es requerida, el gradiente Gy es incrementado una vez con cada diferente secuencia de pulsos (1). Una imagen tipica requiere de 128 a 512 líneas y éstas de 128 a 512 repeticiones de secuencia de pulsos. (1 1)

4.3 AUMENTO DE EFICIENCIA: MULTIREBANADA MULTIECO Y 3 0 FT

Las misma técnica que se utiliza en dos dimensiones puede utilizarse en tres dimensiones, si se sustituye al @ente de selección de corte por un gradiente de codificación de fase o por m gradiente de frecuencia o ambos. Podria existir el riesgo de que el tiempo de una secuencia se multiplicara por el número de voxeles que se desea obtener en tercera dimensión pero si se utiliza la técnica de multirebmada (lo cual es de lo más recomendable) no sucede así.

48

La técnica de multirebanada usa el tiempo de retraso (o tiempo de espera TD) entre la última señal en una secuencia de pulsos y el primer pulso de la siguiente secuencia para comenzar un tren de pulsos a otras rebanadas como se observa en la figura 4.3.

Pulsos a Corte 2 una M a l

de eco

Corte 3 5

tl n n n n grudlenle - y

u1 I UI gtadiente - x

Figura 4.3 Secuencia para la técnica de multirebanada.

De esta manera se obtiene varias imágenes en el mismo tiempo que se requería para una sola s e ñ a l . El número de rebanadas que pueden ser excitadas durante el periodo de un tiempo de retraso dependen del tiempo de eco (TE) y del tiempo de retraso.

Máximo número de rebanadas = TR / (TE + C)

donde C es una constante = 10 o 20 ms..

Con 3D FT, las imágenes pueden ser computadas directamente con cualquier orientación de la rebanada de imagen usando sólo las señales RM adquiridas y seleccionar la matiz de voxeles en 3D, por ejemplo, 256 X 128 X 64, se pueden

49

producir imágenes de 64 rebanadas con una de matriz 256 X 128 en el plano XY o 128 rebanadas con una matriz de 256 X 64 en el plano X Z .

En imágenes 3D FT la secuencia de pulsos debe ser repetida muchas veces durante mucho tiempo usando diferentes valores de gradientes Gz y Gy.

El tiempo para obtener la imagen es igual al producto de TR, NEX, número de fases vistas en la dirección Y y el número de fases vistas en la dirección Z.

La reconstrucción 3D FT tiene una ventaja potencial sobre el método 2D FT en cuanto al tiempo requerido para la obtención de un estudio: con 3D FT, cada señal RM es derivada de un volumen entero, no de una simple rebanada; esto permite la reconstrucción simultánea de múltiples rebanadas. A pesar de que las imágenes con multirebanada en 2D FT son parecidas a las de reconstrucción 3D FT no es una técnica tan usada como la segunda debido a los muy cortos tiempos de repetición y los pulsos menores a 90" usados en métodos de imágenes rápidas. (1)

4.4 OTRAS SECUENCIAS

Este tipo de secuencias reducen el tiempo de recolección de datos por imagen con lo que proveen varias posibilidades de contraste incluyendo sensibilidad al movimiento de fluidos y al cambio de efectos químicos, eliminan artefactos debidos a movimientos respiratorios, miden movimientos cardiacos, etc.

4.4. I Espin-eco rápido: 11'2 Fourier y reducción del ángulo

El tiempo de rastreo se reducirh al adquirir sólo una parte de los datos, y entonces, sintetizar el resto.

En el método 112 Fourier sólo la parte positiva de las fases es adquirida, en vez de tomar desde el valor negativo, pasar por cero y alcanzar el m h o valor positivo; lo que ahorra tiempo.

El principal inconveniente del método de 1/2 Fourier es la reducción del 40% de la relación sefidruido, lo cual puede o no ser aceptable, dependiendo de la aplicación, al mismo tiempo se incrementa la sensibilidad a movimientos de artefactos y distorsiones ocasionadas por inhomogeneidades del campo debido a que

50

112 Fourier trabaja con GRE (gradiente de eco), el cual tiene una gran sensibilidad a las inhomogeneidades del campo.

Ademhs de reducir la capacidad de la técnica de multirebanada reduce también la respuesta a la excitación del hgulo de 90" lo que disminuye los efectos de saturación con un TR corto. (1)

4.4.2 Secuencia Gradiente de Eco

Una secuencia gradiente de eco (GRE) es generada simplemente al dirigir de forma contraria a la señal un par de gradientes balanceados. Usando nomalmente pulsos de RF simples de menos de 90'. La mayor ventaja que tiene éSta secuencia es una buena calidad de imagen que puede ser mantenida aún con muy cortos TR (por ejemplo, de 30 ms.).

Con TR muy cortos la intensidad de la señal de los tejidos estacionarios es suprimida y flujos de sangre aparecen brillantes con lo que se logra una gran facilidad en la detección de hemorragias y la correcta verificación de la perfkión cerebral. A d d s son muy claros los mielogramas con secuencias GRE y ponderación en densidad de protones pues hace aparecer el líquido cerebroespinal más brillante que los discos y la columna. En sistema músculo esquelético con GRE y ponderación en TI el cartílago hialino aparece brillante y efusiones aparecen obscuras, ayuda en la detección de cartílagos defectuosos y 2D GRE permite higenes cinemáticas de articulaciones.

El valor de la &al generada por el pulso de RF es proporcional a la magnetización longitudinal existente en el momento anterior a aplicar el pulso, después de aplicado el pulso se tiene un período de espera considerable, del orden del tiempo T1 antes de repetir la excitación. La magnetización del tejido comienza a saturarse y una señal insuficiente es producida. Si el h g d o es pequeño los efectos de saturación son mucho menores, el ángulo que produce la mejor señal está dado por la relación cos(&) = exp (-TR/Tl).

Gracias a que con esta secuencia se pueden usar TR muy cortos, una adquisición en 3D puede ser completada en 5 a 10 minutos usando muy delgadas secciones contiguas (de 1 m m . o menos) con un buen contraste y sefi&ruido. (1 1)

Existen muchas variantes de las secuencias GRE desarrolladas, cada variante tiene una utilidad o área de trabajo especifica. La secuencia FLASH deteriorada es mostrada en la figura 4.4. Si tenemos una secuencia FLASH y ponderación en TI

51

podemos eliminar artefactos respiratorios, además de que es adecuado para estudios de hemangiomas cavernosos y masas hepáticas pero se corre el riesgo de reducir el contraste entre parénqujma y methstasis.

RF

Figura 4.4 Secuencia FLASH deteriorada.

Un gradiente deteriorado es aplicado al final de una secuencia aplicada y destruye la coherencia de la magnetización transversa al cambiar aleatoriamente la fase de los ciclos RF.

FISP es similar a FLASH excepto que un gradiente deteriorado de extra fase aparece en oposición a la señal del gradiente de fase regular (figura 4.5).

La diferencia en el contraste entre FISP y FLASH sólo es notoria con TR muy cortos, fluidos estacionarios aparecen brillantes en FISP pero obscuros con FLASH.

52

a

gradiente

Figura 4.5 Secuencia FISP

Una modificación del FISP llamado F E . verhdero elimina cambios de fase debidos a movimientos y evita el uso de contraste intratecal en tres dimensiones (figura 4.6).

53

RF -

U

V Jv

Figura 4.6 Secuencia FISP verdadero.

PSIF o FISP inverso: Hace que aparezcan fluidos y tumores brillantes pero tiene el inconveniente de que es muy sensible a los movimientos; su mayor uso clínico es en colangiogrdfia, ductos de bilis dilatados aparecen brillantes y donde fluye sangre obscuro.

Hay una nueva secuencia recientemente desarrollada que combina FISP y PSIF llamada DESS para adquisiciones en 3D de aplicaciones en músculo esquelético con gran resolución y la capacidad de reformar imágenes en cualquier plano.

La secuencia más utilizadas de Turbo FLASH aplica un prepulso de 180" seguido de un período de espera de T1 antes de la adquisición (figura 4.7); se puede hacer que un tejido aparezca brillante (por ejemplo un pdnquima) y otro obscuro (la metástasis), es muy titi1 en casos de tejidos con T1 muy cortos. Se obtienen vistas detalladas de orientación de nervios cervicales y perfusión miocardial en pacientes con isquemia miocádica; al ponderar en T1 se minimizan movimientos respiratorios para estudios de abdomen y permite observar pequeÍías lesiones en cerebro.

54

Figura 4.7 Secuencia Turbo FLASH

Los caminos por donde los datos son colectados se llaman trayectorias de K espacio, el cual es una representación de los datos de adquisición de una imagen como una matriz bidimensional de puntos. Las coordenadas de cada punto representan una hita combinación de frecuencia y fase correspondientes al tiempo integral de la fkecuencias y gradiente de fase respectivamente. El K espacio afecta cómo las altas y las bajas fiecuencias son registradas y su posterior apariencia en la imagen.

Turbo FLASH segmentado: La adquisición es dividida en grupos o en secuencias de fase. Las ventajas son: disminuye mucho el periodo de adquisición, obtiene mejor contraste en TI o T2 o en el caso de tratarse del corazón es menos impreciso por los movimientos cardiacos.

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Es usada ésta tkcnica para incrementar resolución de imagen manteniendo un contraste alto. Tiempos muy cortos de scanneo pueden ser suficientes para no ser afectados por movimientos cardiacos y al trabajar con disparador de ECG (el primer pulso de RF transmitido en cada secuencia es disparado con la onda R, el TR es determinado por el intervalo R-R y con ello se evitan problemas de sincronización) la imagen del corazón, incluyendo arterias coronarias resulta un proceso sencillo.

4.4.3 Imágenes Híbridas

Este tipo de imSlgenes adquieren más registros de fase por TR. No necesariamente necesitan modifícaciones externas al hardware requerido en la técnica eco-planar. Técnicas híbridas oeecen incorporación de las mejores características de las tkcnicas lentas (espín-eco) y las rápidas (eco-planar) para obtener un mejor compromiso entre rapidez y calidad de imagen.

Turbo espin-eeo (TurboSE): Cada espín-eco es registrado en fase de forma separada y usa un pulso de 180" para eliminar la suceptibilidad a artefactos, pero también debido a ello incrementa la intensidad de la señal de la grasa, particularmente con TE cortos adquiere más de una fase individual por cada período TR y más de un período TR es usada para ocupar todo el K espacio; como ventaja puede obtener una imagen ponderada en T2 y en 3D en menos de 10 minutos y hacer visibles muchas lesiones que con un SE normal no podrían apreciarse, tales como la esclerosis múltiple.

Su tiempo de adquisición es:

Donde el Factor Turbo = niunero de ecos que son registrados después de cada pulso de 90".

56

Pequeñas hemorragias como malformaciones arteriovenosas en cerebro son visibles, los fluidos cerebroespinales son ultrabrillantes y nervios intratecales son perfectamente dibujados, resulta partxularmente útil para estudiar lesiones en pecho o implantes de seno pues las lesiones o el silicón aparecen brillantes. Muestra en detalle la arquitectura de próstata y úter0 si se usa una bobina intrarectal. Ponderación en T2 y TurboSE ofiecen una alta resolución en estudios de articulaciones como rodillas y hombros.

Haste: Es una t&ca de turbo espin-eco corto y simple con sólo ligeramente más de la mitad de lineas de fase requeridas en la técnica de reordenación K espacio lo que permite un moderado T2 y TE en un efectivo tiempo de eco, utiliza reconstrucción basada en la transformada alta de Fourier para control de contraste y obtener máxima resolución. Una imagen con contraste espin-eco y una matriz de 240 X 256 puede ser adquirida en aproximadamente 1200 ms.. Permite el manejo de pacientes no muy cooperativos al tener la capacidad de trabajar con rebanadas secuenciales.

Gmdknte de turbo espin-eeo (turboGSE): Ofrece una gran mejora en la adquisición rápida del convencional SE manteniendo el contraste.

Cada pulso de 180" tiene una duración fínita, tipicamente de 3 a 5 ms.. Debido a que los gradientes de eco pueden ser generados al usar un gradiente invertido ecos adicionales pueden ser generados en tiempos muy cortos, esto permite m incremento significativo en la longitud del tren de ecos comparados con los de TurboSE lo que resulta en una disminución en el tiempo de rastreo. La sensibilidad al tiempo de relajación T2* (T2 considerando los efectos de las inhornogeneidades del imán) limita la longitud del tren de ecos debido a que la sensibilidad a la suceptibilidad del imán es muy similar al convencional espin-eco (figura 4.8). Muy útil para observar productos de la sangre, reduce la señal de la grasa en estudios de músculo esquelético al ponderar las imágenes en T2.

Figura 4.8 Secuencia TurboGSE.

Rastreo de idgenes espiral y eco planar: Una imagen eco planar consiste en una rápida adquisición de un tren de fases separadas de los eco gradientes para producir una completa resolución de imagen después de una simple excitación, éSta técnica requiere de una modificación substancial al hardware por lo que no es muy usada actualmente.

En eco planar, una serie de ultrarápidas oscilaciones de la frecuencia de los gradientes sirve para generar un tren de eco gradientes después de un sólo pulso de RF como se observa en la figura 4.9. Cada eco gradiente es separado por un muy breve gradiente o por una constante de fase. Con las modificaciones al hardware se puede obtener una imagen en menos de 30 ms. y minimiza los efectos de las inhomogeneidades del campo, pero también tiene desventajas: da un nivel de

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resolución espacial y de señdruido que es inferior a las que se logran con tknicas más comunes y es muy sensible a los cambios químicos y artefactos.

Figura 4.9 Secuencia Eco planar.

Es verdaderamente útil en estudios cerebrales a pacientes no estables, al ser tan rápido su rastreo, es posible la visualización de movimientos microscópicos en las masas de agua cerebrales y la demostración del fenómeno de activación cortical y la estimulación visual.

En el rastreo en espiral los gradientes de fase y fiecuencia oscilan simultáneamente dando como resultado que la trayectoria del K espacio es una espiral originada en el centro del mismo K espacio. La recomtmcción de imágenes obtenidas por éste método no es m proceso trivial y son necesarios ajustes matemáticos para lograrlo. La mayor ventaja de ésta técnica es su intrínseca compensación a flujos lo que la hace magnifica para crear a g e n e s de arterias coronarias. f ’ J

59

.

5. INSTALACI~N

El proceso de instalar un equipo de resonancia magnaca incluye estudios de suelos @ara equipos de imán permanente, los cuales son los de mayor masa), influencia del magneto hacia el exterior, influencia del exterior hacia el magneto, tipo de interferencias existentes, si se producen o no efectos biológicos, contraindicaciones, costos de operación, etc.

5. I EFECTOS BIOL~GICOS

Los efectos biológicos de los campos magnéticos usados en la creación de imágenes de RM son algo imprecisos. Si se siguen las indicaciones para el uso de los equipos no se corren riesgos en la salud del paciente o del operador, pero es preferible que el operador no permanezca en la sala de exploración si no es necesario, lo que también ayudaní a que el tiempo requerido para hacer el estudio no se prolongue.

Aunque actualmente no se conoce ningún efecto perjudicial en los fetos y bebés atribuibles a los sistemas de R M , no hay suficiente información para derivar conclusiones sobre su seguridad al respecto. La ocurrencia natural de complicaciones durante el embarazo es de 10-2O?Yó7 y por lo tanto se espera que tales complicaciones sean experimentadas por pacientes embarazadas y empleadas embarazadas con la misma frecuencia que cualquier otro grupo. Es prudente que el médico haga una valoración sobre la condición de la paciente para saber si es permisible que el examen se posponga, ya sea, para una fase más avanzada del embarazo o para después del parto; alternativamente, puede que el médico quiera sustituir por otro procedimiento donde la proporción de riesgobeneficio sea más discernible.

Existen tres fuentes potenciales de efectos biológicos adversos que han sido analizadas demostrando que éstos equipos son "dispositivos de riesgo insignificante": el campo magnético estático, el campo magnético que cambia rápidamente y la acumulación de energía RF.

Campes mgnéticos estáticos: Es de aceptación general que los campos magnéticos esthticos por debajo de 2.0 T no causan ningún daño. Los mecanismos por los que la RM pueda influenciar los procesos biológicos o el comportamiento del organismo no se han observado en magnitudes de campo por debajo de dos teslas. El entorno más cercano a una instalación de RM es un laboratorio de fisica con un imán de ciclotrón, y años de experiencia en tales instalaciones no han producido, hasta la fecha, ningún efecto adverso.

Campos mngnéticos que cambian nipidamente: Según la ley de inducción de Faraday, los campos magnéticos alternantes pueden inducir corrientes eléctricas en conductores dentro del cuerpo. Hay varios conductores en el cuerpo, por ejemplo, los nervios, vasos sanguíneos y músculos; cuando estos conductores encuentran campos magnéticos alternantes, se crean potenciales que bajo circunstancias extremas, pueden hacer que el tejido de los nervios o músculos se exciten. Como se dijo anteriormente, al seguir las instrucciones de operación, no se encontrarán condiciones que puedan perjudicar al paciente o al operador. Existen normas que fijan los límites de los campos magnéticos alternantes a 3 Tesla por segundo.

Frecuencia radial: Los campos RF también inducen corrientes eléctricas en el cuerpo. Esto resulta en la generación de calor debido a la resistencia de los tejidos, ya que la radiación RF es una forma de energía que cuando se absorbe, en el caso de la M, se transforma en calor. (3)

El calor producido debe disiparse por el sistema metabólico del cuerpo. Deben tomarse precauciones al registrar el peso correcto del paciente par asegurar que la Razón de Absorción Específica (SAR) de la energía RF no sobrepasa el límite permitido. La razón de calentamiento está relacionada directamente con la secuencia de pulsos RF y con el tiempo. ( 5 )

5. l . I Contraindicaciones

La resonancia magnética es segura para la mayoría de las personas, pero existen contraindicaciones para pacientes que cumplan alguna de las siguientes condiciones:

1.- Clips intracraneales vasculares, si se sabe que son ferromagnéticos. Las prótesis ferromagnéticas no son una contraindicación pero producen un deterioro en la imagen.

61

2.- Marcapasos. No sólo no se debe someter a un examen de RM, sino que no debe acercarse más allá de la línea de 5 gauss, el límite de seguridad recomendado por la FDA. El campo magnético puede mover el marcapasos en el pecho, cambiar su modo de operación e incluso detenerlo.

3 .- Implantes cocleares.

4.- Estimuladores eléctricos o TENS debido a que se pueden alterar las señales eléctricas que generan.

5.- Bombas de insulina implantadas.

6.- Objetos metálicos en los ojos o cualquier parte del cuerpo. Los implantes de metal como los dispositivos proteicos presentan dos problemas. Primero, los implantes distorsionarán el campo magaético y por lo tanto depdar4.n la imagen. Segundo, si el implante metálico es lo suficientemente grande, pudiera absorber la energía y elevar la temperatura de los tejidos colindantes. Los pacientes con implantes quirúrgicos fabricados de materiales magnéticos conductores Opinzas de aneurismas cerebrales o aórticas y/o catetos de metal) no deben someterse a exploración.

7.- Pacientes que necesitan equipo de soporte de vida, como por ejemplo ventiladores, debido a que podrían producir mal funcionamiento en el campo magnético alto.

8.- Pacientes con condición inestable, como insuficiencias cardiopulmonares, ya que existe la posibilidad de tener que retirarlos del campo para resucitación. (9)

Adicionalmente es necesario tomar precauciones para evitar la existencia de objetos ferromagnéticos cerca de los imanes superconductores para evitar el llamado "efecto de proyectil", el cual ocurre cuando estos objetos son atraídos hacia el imán con una fuerza considerable, lo que es m factor de peligro considerablemente grande. (5)

En caws críticos, la conveniencia de un sitio de instalación debe ser probada por la compaiiía que vende el equipo o por terceras partes que cuenten con la autorización de la misma. Interferencias externas pueden reducir en alto grado la

62

calidad de imagen del sistema, una buena planeación evita, en lo posible, fuentes de distorsión o procura que se encuentren a una distancia que garantice la máxima calidad de imagen; para ello se debe contar con una revisión de las posibles intderencias que pueden dividirse en:

Inteflerencias estáticas causadas, por ejemplo, por varillas de acero de la estructura, el concreto reforzado en el suelo debajo del cual se coloca al magneto y las instalaciones de aire acondicionado; éste tipo de interferencia tiene una frecuencia de cero Hz.

Inteflerencias dinámicas causadas, por ejemplo, por movimiento de objetos ferromagnéticos o de campos magaéticos de bajas frecuencias, elevadores, swiches de DC, tranvias, transportes subterráneos; los cuales tienen frecuencias de 0.5 a 2 Hz. La tecnologia que trabaja con AC o los trenes tienen frecuencia de 16.6 Hz y las líneas de alimentacib, cables y transformadores tienen frecuencia de 60 Hz.

Inteflerencias de RF causadas, por ejemplo, por sistemas de telecomunicaciones o estaciones de radiodifisión. Para eliminar este tipo de interfierencia se utilizan las "Jaulas de Faraday" y dependiendo de la intensidad de la interferencia es el grueso o el material de la misma, pudiéndose usar desde cobre hasta acero.

Las maneras de eliminar las intdermcias externas no son ilimitadas, pueden intentarse compensación, escudos, E.I.S., o simplemente alejando las fuentes de interferencia del equipo de M. Siempre deben hacerse mediciones para determinar las fuentes de intderencia y su distancia al centro del magneto.

A continuación se da una tabla que indica que distancia (en metros) debe haber entre un equipo de RM, dependiendo de su campo y tipo de imán, y el peso de las masas metálicas para reducir interfierencias externas. Posteriormente se proporcionan otras opciones para eliminarlas.

Magneto Masa de 50 Masa de 200 Kg. Kg.

Superconductor de 1.0 T 4.8 50 Superconductor de 1.5 T 4.915.8 5.916.5 Resistivo 0.2 T sin blindaje 10 10.5 adicional

6.5

637.5

13

Masa de 4500 Kg.

7.5

7.519

20

63

Superconductor Permanente y Motores 1.0 T y 1.5 T Resistivo ( K W (m)

6

8

10

15

9

11

13

18

<50

Permanente O. 2 T sin blindaje 8 9 13 adicional Resistivo 0.5 T con blindaje 7 7.5 9.5 adicional Permanente 0.2 T con blindaje 2.5 3.5 4 adicional

Tabla 5.1 Relación entre peso de las masas metdicas y distancia

En las Tablas 5.2 y 5.3 se proporcionan las distancias mínimas que deben existir entre las fuentes de interferencia dinámicas y el equipo de resonancia magnética, también dependiendo de la intensidad del campo y tipo de imán.

Transformadores ( K W

<loo

> 100

>400

U300

Tabla 5.2 Relación entre potencia y distancia.

Superconductor 1.0 y 1.5 T Permanente y resistivo (m) Cables (mm.2)

(4

3 4 <95

6 7 > 185

18

14

6

64

9 10 4 8 5

Tabla 5.3 Relación entre diámetro de cables y distancia.

Resulta necesario saber que las vibraciones del edificio donde se encuentra colocado el equipo de RM degradan la calidad de imagen. La aceleración de la gravedad es transferida al magneto a través del edifício en las tres dimensiones de la habitación, en un rango de fkcuencia de O a 100 Hz y no debe exceder un valor miximo de z w x , donde

amiur=g/lOO (g = 9.81 ds2)

PmiWades para reducir interfkremias externas: Un blindaje hecho de acero es efectivo contra interferencias externas. Puede usarse E.I.S. (Pantalla contra InteF$erenczus Externas), para que el funcionamiento de pantallas radiales sea m& efectivo es necesario saber la orientación con respecto al magneto de las intdkrencias y colocar la pantalla axialmente. Otros medios de compensación usan bobinas adicionales las cuales son especialmente necesarias para sistemas de campos pequeños debido a que un blindaje no resulta tan efectivo como para campos magnéticos muy grandes. También hay que tomar en cuenta que los vehículos de peso mayor a 900 Kg. deben permanecer a una distancia minima de 7.5 m, los medios de transporte de más de 200 Kg. a 6.5 m, sillas de ruedas a 3.5 m y las unidades de enfriamiento por agua a 4m. (7)

5.3 INFLUENCIA DEL IMAGNETO EN EL MEDIO AMBIENTE

Así como el medio ambiente puede producir disminuciones en la calidad de imagen porque existen dispositivos u objetos que tienen o crean campos magnéticos que provocan interferencias en la lectura de la señal de RM o merman la homogeneidad del campo del magneto, existen dispositivos que pueden ser sensibles a las líneas de fuerza de su campo magnético principal. En la Tabla 5.4 se enumeran algunos dispositivos que tienen ésta característica.

65

Densidad de flujo (mT)

15

3

1

0.5

O. 15

o. 10

0.05

Dispositivos

Filterpfates *.

Equipos de RM, relojes, metas de crédito, pequeños motores, cámaras, discos magnéticos.

Computadoras, manejadores de discos magnéticos, osciloscopios, equipos de calefacción, ventilación y aire acondicionado, equipos mecánicos importantes.

Marcapasos, bombas de insulina, neuroestimuladores, TENS, tubos de rayos X, monitores a blanco y negro. Televisores y monitores a color.

Cámaras nucleares, microscopio de electrones, balanzas de medidas exactas. sistemas de ultrasonido, exploradores TC.

Intensificadores de imagen, aceleradores lineales, gammacamaras.

* Filtros especiales que evitan el paso de interferencias en las conexiones entre la sala de computadoras y la jaula de Faraday.

Se cuenta con soluciones técnicas para reducir el alcance al exterior del campo magnético de un equipo de RM pero para ello es necesario saber la distancia a equipos sensibles, altura y tamaiio de la habitación donde se instalará el equipo de M, su tipo de suelo, etc. y a partir de esto se hacen los c8culos del grosor del blindaje, el t i p de material y el grado de aislamiento alrededor del magneto (sólo en una dirección o en los 3 ejes).

66

. .“.

Materiales utilizados en blindajes magnéticos: Existen varios tipos de materiales los cuales tienen diferentes características en cuanto a peso, costo y alcance de aislamiento, dependiendo de esas características se selecciona cual resultaría mejor para satisfacer las necesidades de aislamiento al campo magnético con que se trabajará.

--Hierro puro (ARMCO): Es fácil de conseguir y de instalar, tiene precio mediano con peso total medio, sólo efectivo para requerimientos no severos (O. 15 mT)

--Acero transformado (STABOLEC): No es fácil de conseguir ni de instalar, tiene precio alto, con peso total mínimo, resulta aim efectivo para 0.05 mT (campo magnético terrestre).

--Acero de construcción (ST37-3): Resulta fácil de conseguir y de instalar, de precio bajo, peso total grande, sólo resulta efectivo para campos de 0.5 mT. (7)

5.4 Requerimientos de espacio y detalles técnicos

En el presente capitulo no sólo se enlista el espacio que es necesario para un equipo de RM, también sus niveles de ruido y consumo eléctrico, de agentes criógenos y de agua. Los datos son dados respecto a 3 equipos, dos superconductores y uno resistivo, de izquierda a derecha respectivamente, superconductor de 1.5 T, de 1.0 T y resistivo de 0.2 T. (13, 15 y 16)

Requerimientos de espacio 1.5 T 1.0 T 0.2 T Alturamínima Sala de examinación 2.75 m 2.55 m 2.25 m Sala de control 2.75 m 2.50 m 2.25 m Sala de computadoras 2.40 m 2.20 m 2.20 m

Área del suelo (m2) Sala de examinación Sala de computadoras Sala de control Total

32 (7 X 4.5) 24 (6.8 X 3.5) 15 (5 X 3) 18 (3 X 6) 10 (3.1 X 3.2) 10 (3 X 3.3) 8 (2.5 X 3) 6 (2.4 X 2.5) 6 (2.4 X 2.5)

58 40 31

Peso del magneto (Kg.) 9085 6100 12100

Límite para marcapasos (0.5 mT)

67

Dirección 2 Dirección X, -X, Y Blindaje de RF Atenuación RF

Niveles de ruido/dB(A) habitación basada en el diseño de una caja Sala de examinación Sala de control Sala de computadoras Sala magneto blindaje parcial RF

Disipación de calor KW Sala de control Sala de examinación Sala del magneto Sala de computadoras

Fuente de alimentación 400V/480V ( 50160 Hz ) Impedancia línea internahti

Agua para enfiiamiento

En operación

Disipación de calor al agua

En operación

Stand-by

Stand-by

4.7 m 4.3 m 2.6 m 2.4 m

90 dl3 para 90 dl3 para 42 15-100 MHz

< 85 dB <36dB < 70 dB

no necesario

< 0.5 < 0.5

< 16.5 -

40 KVA

0.2 R

5 U m i n 21.5-35 Vmin

7.2 KW <27 KW

+/- 5 MHz

< 76 dl3 36 dB 70 dB

< 79 dB

< 1 < 0.5 < 1.5

10

28 KVA

0.2 R

5 Umin 51 Vmin

7.2 KW 7.2 KW

2.4 m 2.611.9f2.7

90 dB para 10 +/- 5 MHz

< 45 dl3 < 3 6 d B < 6 0 dB

no necesario

< 0.2 < 1

< 8

35 KVA

0.2 R

O 17-40 Vmin

- <25 KW

Cada equipo, en forma particular, tiene especificaciones que no se pueden englobar tan fkilmente como las anteriormente expuestas; la tolerancia en la variación del nivel del suelo donde se coloca al magneto, la carga vertical que debe soportar el mismo, la tolerancia máxima de variación de temperatura, etc.

Existen tres formas básicas, recomendadas, de configuración de los módulos que constituyen un equipo de resonancia magnética, cada configuración necesita un área de tamaño diferente aún trathdose del mismo modelo de equipo, a pesar de tratarse de dos diseños en forma de caja la distribución es diferente y por lo consiguiente el área, primero se esquematiza uno de los diseños en forma de caja que requiere un

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área de 59.6 m2 (figura 5.1), en forma de L que requiere un kea de 58.5 m2 (figura 5.2) y por Últho, el otro diseño en forma de caja, el cual requiere 57 m2 ( f i p a 5.3). Dependiendo del área con que se cuente es la confíguración que se usa, estas diferentes configuraciones son muy útiles cuando no es posible construir una sala de forma especial para RM y la única opción que se tiene es adaptar un área ya existente de la mejor manera posible, lo que sucede cuando los hospitales ya tienen tiempo de haber sido construidos, no se había contemplado la posibilidad de ampliar el hea de imagenología y tienen espacios muy reducidos alrededor para hacer modificaciones. (6)

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I,

I I

I I

Figura 5.1 Diseño en forma de caja.

70

I"- -1

J c#!=ED I I

I 1 I I I I I I I I

I I

L

Figura 5.2 Diseño en forma de L

71

.. .

n

I

Figura 5.3 Diseño en forma de caja.

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5.4.1 Costos de operación

Normalmente un equipo de resonancia magnética se tiene bajo contrato de mantenimiento con la compañía que lo vendió, lo cual es también lo más lógico puesto que no se puede esperar que el personal del Departamento de Ingeniería Biomédica tenga la capacitación y los conocimientos necesarios para poder llevarlo a cabo ellos solos. Además del mantenimiento se tienen los gastos de consumo de agua, energía eléctrica y, en caso de requerirse, agentes criógenos; la forma en que presentan es anual. (17)

Agente criógeno en modo de operación stand-by y tiempo de stand-by = 365 días por año X 24 horas por día = 8760 horas. El consumo es el mismo tratándose de un magneto de 1.5 T o de 1.0 T = O. 1 fi X 8760 hr = 880 l. Este consumo es cierto si no se usa gradiente de pulso y tendrá un posible incremento dependiendo de las secuencias que se utilicen para crear las imágenes. El promedio de 20% de pérdida de repuesto no es considerado.

Consumo de energkt eléctrica: Horas de operación: 220 días al aiio X 8 horas al . . día = 1760 horas, tiempo de stand-by = (220 días al año X

días al año X 24 horas al día) = 7000 horas. 16 horas al día) + ( 145

Modo

En operación (1)

Sistema refrigerante (prom 8 KW) stand-by

Total

Resistivo 0.2 T Superconductor 1 .O T

25KWX 1760h= 14KWX 1760h= 44000 K w h 24640 Kwh

aproximadamente ( 3 ) 14080 K w h

0.2 KW X 7000 h 7 KW(2) X 7000h = = 1400 Kwh 49000 K w h

59480 Kwh 73640 K w h

Superconductor 1.5 T

20KWX176Oh= 35200 Kwh

aproximadamente 14080 K w h

7 KW (2) X 7000h = 49000 Kwh

98280 K w h

(1) Depende de las secuencias usadas y es calculado en operación continua. (2) Electricidad para el sistema de soporte del imán. (3) El sistema refiigerante es utilizado sólo en casos muy poco frecuentes.

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Consumo de agua: El sistema refrigerante de los magnetos superconductores requieren un flujo permanente de agua refrigerante de 5 Ymin : Tw = 365 días por año X 24 horas al día X 60 minutos por hora = 525600 minutos por año.

Resistivo 0.2 T Superconductor 1 .O T Superconductor 1.5 T

Flujo de 17-40 Ymin ( 3 ) (4) 23-85 Vmin (3) (4) agua el tipico durante 5 Umin X Tw tipico durante

operación = 30 operación = 35 l/min Y m i n 5 Ymin en stand-by

Total 2880 2628 2240-8 160

(3) Dependiendo de la temperatura del agua, para disminuir costos es recomendable instalar un circuito de agua cerrado con un sistema refiigerante para una capacidad de calor de 25 KW. (4) Sólo durante horas de operación (1760 horas al año).

Sin embargo hay que tomar en cuenta el precio de compra de los imanes, los más caros son los superconductores, le siguen los permanentes y por último los resistivos; pero los imanes superconductores no requieren de gastos suplementarios de energía eléctrica ya que una vez que la comente empieza a circular continúa de forma casi indefinida y los imanes permanentes no necesitan instalaciones criógenas para mantener una temperatura baja, solamente utilizan un sistema refiigerante de agua. Son muchos los puntos que se tienen que tomar en cuenta para elegir el tipo de imán que más conviene: costos de operación, tipo de instalaciones necesarias, área requerida, precio de compra, etc. no obstante es necesario hacer un detallado análisis de las posibilidades que ofrece cada modelo de equipo para poder satisfacer de manera completa las necesidades de la institución médica sin adquirir un aparato que resulta excesivo para l a s funciones que se requieren de é1 o, al contrario, que no alcance a dar la calidad de imagen que se espera. (5)

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5.5 Instalación en el Hospital General de México

El aparato de RM que se instalará en el Servicio de Radiología e Imagen del Hospital General de México es un Magnetom Open de Siemens; el cual tiene, entre otras, las siguientes características:

- Imán abierto con forma de C de tipo resistivo y campo magnético vertical. - Magnitud del campo magnético 0.2 T. - Frecuencia nominal de operación de 8.25 MHz. - Tiempo de reconstrucción por imagen con una matriz de 256 X 256 tipico de 0.65

- Peso total 13600 Kg. distribuido de la siguiente forma 12000 Kg. del magneto, 80 segundos.

Kg. de la mesa del paciente, 1 10 Kg. de la consola de RM y 1500 Kg. de la cabina electrónica.

- Área minima necesaria de 3 1 m. - Altura mínima de 2.55 m. - Requerimiento de agua refiigerante de 17 a 40 litros por minuto. - Temperatura del agua 5 a 13 "C. -.Distancia requerida para interferencias

a) Estáticas, dependiendo de su naturaleza, de 4 a 100 m. b) Dinámicas, dependiendo de su naturaleza, 4 a 200 m.

- Disipación de calor al aire de 1.0 KW en la sala de examinación, 0.2 KW en la sala de control y c8.0 KW en la sala de computadoras.

- Humedad (no condensada) 50 a 70% en la sala de examinación, 40 a 70% en la sala de computadoras y 10 a 80% en la sala de control.

-.Temperatura máxima: 24°C +/- 1 en la sala de examinación, 22°C +/- 3 en las salas de control y de computadoras.

- Requerimientos de energia eléctrica: a) Voltaje de la línea 400,420,440 o 480 V. b) Tolerancia a inestabilidad de la línea +6%/- 10%. c) Potencia 29 KVA.* d) Promedio de consumo de potencia en operación 25 KW.*

* Son calculados sin considerar la Cámara Multiformato, el aire acondicionado y la iluminación de las salas. (1 3)

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Para encontrar el sitio idóneo de instalación acudió a el Hospital General de México un experto en magnetismo de Siemens Alemania ( ver 5.2), quien después de analizar las distintas áreas de las que se podría disponer en el Servicio de Radiología decidió que ninguna cumplía con los requerimientos mínimos.

Se tenía planeado reubicar a un aparato de rayos X y utilizar el área que ocupaba para el equipo de R M , la altura de la habitación (aproximadamente 2.3Om) cumple con los requerimientos mínimos y también se cumple con el área necesaria (321112) pero el nivel de interferencia estáticas (O Hz) que ocasionan las instalaciones de aire acondicionado lo hicieron imposible al solamente existir el plafón separando las mismas del techo del equipo de R M ; además no hay un aislamiento completo entre los cables de alimentación que producirían interferencias dinámicas de 60 Hz. También se pensó en el área de Ultrasonido, sin embargo, la altura de las habitaciones (aproximadamente 1.8Om) resulta inferior a la necesaria; un factor decisivo, fue que dicha área se encuentra a una distancia de aproximadamente 15m de la subestación eléctrica, por lo tanto, provocaría una interferencia dinámica considerable (60 Hz) al no ajustarse en los limites establecidos en la Tabla 2; hubo que considerar que la distancia a la línea de seguridad para marcapasos, donde la densidad de flujo es de 0.5 mT (ver Apéndice l), para el sistema Open, es en el eje X de 2.Om y 2.3m en el eje Y lo que implica que los equipos de ultrasonido, los cuales son sensibles a una densidad de O. 1 mT, podrían ser dañados al estar ubicados de forma tan cercana a las instalaciones de la R M ; por consiguiente fue descartada esta opción. Es palpable el problema que ocasionaría el constante flujo de camillas y sillas de ruedas dentro del mismo Servicio de Radiología las cuales deben de transitar a una distancia mínima de 3.5m cuando los pasillos tienen un ancho de aproximadamente 2.0 m.

Resulta sumamente dificil construir una sala nueva pues el terreno utilizable dentro de los limites del hospital es muy reducido y se ocasionaría un incremento considerable en los gastos de adquisición e instalación del aparato, los cuales no se tenían contemplados, por consiguiente, ésta opción no fue en ningún momento considerada.

Al tener estas limitantes dentro del Servicio de Radiología se realizó la búsqueda de un área que cumpliera con los requerimientos de espacio y no estuviera muy alejada del mismo, y sin embargo, que no tuviera un alto grado de interferencias para permitir el correcto funcionamiento del imán.

Afortunadamente, dentro del área donde se ubica el Hospital General de México no existen interferencias de RF considerables.

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Se realizaron mediciones para localizar el origen de un campo magnético que se percibía aproximadamente igual en cualquier parte del Hospital con valores que varían de 0.5 a 16.6 Hz y se concluyó que lo ocasiona la instalación del Sistema de Transporte Colectivo Metro por lo se decidió necesario el uso de compensación magnética "shimming coils" para anular los efectos nocivos en la calidad de imagen del sistema Open. Este tipo de bobinas adicionales son sumamente necesarias debido a que el sistema es de magnitud de campo pequeña y un blindaje no resulta tan efectivo como en los campos magnéticos más grandes.

Es recomendada una cabina de RF o jaula de Faraday de hojas de acero "regular" de 2 mm. de espesor (materiales: St 03 Z, zinc plateado FeP 03) la cual también reduce las interferencias externas electromagnéticas en un factor superior a 2 sin incrementar de manera significativa el costo de la cabina. Se requiere una atenuación de 90 dB en rangos de frecuencia de 5 a 15 MHz. (6)

El experto revisó el área donde será instalado el equipo, que resultó ser un espacio que se estaba utilizando como bodega junto al comedor principal de empleados, el local reúne los requisitos de altura, proximidad al Servicio de Radiología e Imagen, escaso tráfíco vehicular intrahospitalario, sin instalaciones de aire acondicionado, ventilación o calefacción por lo que las interferencias magnéticas tanto estáticas como dinámicas son escasas, además de buenas posibilidades de adaptación. La ubicación del local se observa en el plano del hospital que se anexa en el Apéndice 1.

Se mandó a Alemania el plano de la bodega y Siemens elaboró el plano de distribución de áreas, el tipo de cambios estructurales necesarios, tipo de refuerzos y especificaciones de construcción.

Al ser el Open de magneto tip resistivo no necesita un sistema de enfriamiento con agentes criógenos, solamente usa enfriamiento por agua; el consumo de agua varía dependiendo de la temperatura a la que se encuentre la misma, si tiene agente congelante o no o un sistema de enfriamiento de agua el cual reduce el flujo necesario. Es sumamente recomendable que se tenga un circuito cerrado de enfriamiento de agua lo que evita dos hechos muy importantes que están ligados: el desperdicio de agua si se mandara al drenaje y un gasto considerable por el gran consumo de la misma. Existe un sistema de enfriamiento de agua: Chiller-Siemens Magnetom Open de una compañía estadounidense llamada Filtrine MFG. Co. que construyen sus sistemas refiigerantes de acuerdo a las especificaciones que tiene Siemens y tiene una variación en la temperatura del agua de +/- 0.3"C (17). No obstante, el consumo de energía eléctrica se incrementará debido al uso del chiller, de 8 a 13 KW diarios, por lo que resulta necesario hacer un balance para determinar

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C I A es la principal fuente de gastos: el consumo de agua o de energía eléctrica. Es recomendable que la instalación del chiller sea externa para evitar una carga mayor en la necesidad de disipación de calor.

Debido a las variaciones en el suministro de energía eléctrica en nuestro país es recomendable la compra de un estabilizador y fuente de poder ininterrumpida ya que la tolerancia máxima es de +6% / -10Y0 en cuanto a voltaje y de 50/60 Hz +/- 1% respecto a la frecuencia de la línea. (14)

El Departamento de Mantenimiento es el encargado de hacer o regular todas las modificaciones necesarias de acuerdo a las especificaciones proporcionadas por la compañía que vendió el equipo al Hospital; se encomendó a partxculares los cambios estructurales, la instalación del aire acondicionado y el sistema de enfiiamiento; en el Apéndice 1 se encuentran algunos planos de los cambios que se van a realizar.

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6. CONCLUSIONES

La imagenologia por RM ha tenido un progreso espectacular en unos pocos años, se ha incrementado el interés en el uso de esta técnica para estudiar la función de los órganos y no como la simple visualización de la anatomía.

La Resonancia Magnética puede revolucionar la creación de imágenes de diagnóstico, su potencial descansa en varios atributos tecnológicos exclusivos: la excelente calidad de imagen ya demostrada con campos de alta magnitud y con el hecho de que al usar las secuencias de pulsos apropiadas, se logra un magnifico contraste entre varios órganos, con una alta resolución espacial, cortes delgados y pixeles pequeños. Las técnicas de imágenes híbridas deben formar parte de la rutina de obtención de imágenes debido a que acortan el tiempo de rastreo, proporcionan mejor calidad de imágenes y reducen los artefactos de movimiento.

El uso de este tipo de tecnología es cada vez más necesario en nuestro país, como se observó al principio de este trabajo, el numero de equipos de RM en México es muy limitado y la cantidad de personas que tienen acceso a este tipo de estudios es reducida, sobretodo si se considera que estos equipos se encuentran, en su mayoría, en instituciones privadas.

El numero de habitantes de nuestro país que no son derechohabientes del IMSS o del ISSSTE, el término correcto es población abierta, esta aumentando de manera alarmante, el Instituto Nacional de Neurología y Neurocirugía no puede siempre atender la demanda que existe de estudios realizados en equipos de RM con la oportunidad requerida en ocasiones y por consiguiente, resulta magnifico que en el Hospital General de México en un fbturo cercano se instale un sistema de Resonancia Magnética para servicio de una mayor población. Así mismo, se tienen planes de instalar otro sistema de RM en el Instituto Nacional de la Nutrición, estos tres sistemas de Resonancia Magnética quedan dentro de la Secretaria de Salubridad y Asistencia para beneficio de la población más necesitada.

La adquisición de una nueva tecnología implica un detallado estudio de varios factores, para una correcta selección de compra de cualquier equipo es necesario contar con todos los elementos tanto económicos como técnicos, en el caso de un sistema de RM los elementos a evaluar fueron expuestos a lo largo del presente proyecto de investigación, y en resumen, si se toman en cuenta todos los factores,

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incluyendo el tipo de examen, las diferencias entre los mejores equipos de 0.5 y 1.5 T son pocas. Un factor para tomar una decisión debe ser el costo y el uso que se va a hacer del sistema. Se puede decir que si el sistema va a utilizarse para estudios de rutina, un equipo de 0.5 T es adecuado. Sin embargo, si se quieren visualizar otros elementos, como el sodio, es necesario adquirir como mínimo un equipo de 1.5 T.

En este caso el criterio de compra utilizado no resultó inconveniente, se obtuvo un equipo con un peso total menor, lo que teóricamente implica menores cambios estructurales y obviamente menos gastos. El Magnetom Open es el único equipo que tiene un imán abierto lo que es excepcionalmente útil cuando se tienen que realizar estudios a niños pequeños, personas muy nerviosas o con claustrofobia. Los magnetos abiertos permiten que se pueda tener contacto con el paciente durante la adquisición de las imágenes.

Un magneto resistivo tiene varias ventajas sobre un magneto permanente, como por ejemplo: requiere una distancia menor a las masas metálicas, además elimina el riesgo del "efecto de proyectil", y el daño que producen los objetos férreos pequeños que se eliminan durante el proceso de mantenimiento es menor (pasadores para el cabello, bolígrafos y hasta monedas).

Entre los posibles errores cometidos en la instalación del equipo de RM se encuentran que el suelo debajo del cual se colocará al magneto está planeado reforzarlo con un doble emparrillado y concreto lo que puede producir interferencia estática como se estableció en el capítulo 5, además el concreto que se utilizará no es el recomendado por Siemens debido a que tiene un precio muy elevado, por consiguiente se podría ocasionar, con el paso del tiempo, un hundimiento o desnivelamiento del suelo, lo que a su vez, provocaría problemas con la calidad de imagen al dañarse el magneto. Es un requerimiento que el suelo bajo el imán esté completamente nivelado, se tiene una tolerancia máxima de +/- 2 m m .

La compañía que vendió el equipo de R M no realizó un estudio para ver con qué tipo de suelo se tiene, si tiene un alto valor resistivo o no o si soportará las 13.6 toneladas de p e s o . La carga vertical que debe soportar el suelo es de 25 kN y el Departamento de Mantenimiento del Hospital debe asegurarse que con las especificaciones que va a utilizar para construir o reforzar el local donde se ubicará el equipo toda el área será capaz de soportar una carga de 3 .O kN/m.

Dentro de la evaluación tecnológica se le requiere a la compañía el número y localización de equipos iguales comprados, instalados y en operación que existan en México para poder saber qué resultados han tenido tanto con el equipo como con el servicio que debe otorgar la compañía proveedora; es necesario saber cuánto

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personal capacitado para servicio tiene la compañía y con qué disponibilidad; realizar cartas-compromiso para una completa provisión de consumibles y refacciones así como capacitación al personal usuario y de ingeniería. Todos estos importantes parámetros no fueron revisados con oportunidad por diversos motivos, lo que posiblemente acarreé problemas para el Hospital en un futuro.

Actualmente no se ha decidido que chiller se comprará, pero al momento de instalarlo es necesario recordar que si se hace de forma externa al edificio que alberga la Resonancia Magnética se evitm'a una sobrecarga en el sistema de ventilación al ser menor el calor que tendría que disiparse y de esa manera cumplir con los límites de temperatura proporcionados en el punto 5.5. También debe tenerse cuidado de poder aislar completamente las tuberías de agua por tres motivos: que pueden provocar interferencias estáticas, dañar las paredes y techos del edificio y que si no están perfectamente aisladas al salir el agua caliente que enfiió al imán y dirigirse al chiller se corre el riesgo de que se produzca condensación en las tuberías; se tiene un margen de humedad máxima m condensada de 50 a 70% en la sala de examinación, 40 a 70% en la sala de computadoras y de 10 a 80% en la sala de control.

Resulta una obligación del Departamento de Ingeniería Biomédica que de manera conjunta al Departamento de Compras y los médicos usuarios se realice la selección de compra que resuelva las necesidades de la institución de manera más efectiva, en muchos hospitales no saben todavía la ayuda que nosotros como Ingenieros Biomédicos podemos darles en la compra, instalación, puesta en marcha, mantenimiento, cumplimiento de garantías y uso de sus equipos; es labor nuestra el hacer que lo sepan y aprovechen.

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APÉNDICE I

a) Lineas de densidad de flujo magnético del Magnetom Open de Siemens

b) Mapa del Hospital General de México

c) Plano de la instalación del Sistema Open

d) Plano estructural

e) Plano de la cabina de FW

f) Plano de la instalación eléctrica

g) Cambios estructurales

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1 A Non-Mathematical Approach to Basic MRI Patrick Turski, M.D. Associate Professor of Radiology and Chef of Magnetic Resonance

Section, Departament of Radiology, University of Wisconsin 1994.

Imaging

2 Biomedical Magnetic Resonance Technology C-N Chen and D. I. Hoult Biomedical Engineering and Instrumentation Branch, National Institutes of Health, Bethesda, M.D. Adam Hilger, Bristol and New York 1989

3 Entendiendo la Resonancia Magnbtica GE Me&cal Systems 1989.

4 Fast Magnetic Resonance Imaging: A Primer Robert R. Edelman, M.D. Director, MRI Beth Israel Hospital, Boston, Massachusetts Associate Professor of Radiology Harvard Medical School 1994.

5 Apuntes de Resonancia Magnética Nuclear Joaquín Azpiroz L. 1993.

6 Recommended Room Configurations Siemens.

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7 Siteplanning MR Siemens

%Tesis Imagenología de diagnbstico Ricardo Uribe México, 1993

REVISTAS

9 The ABC’s of MRI Stanley H Kornhauser Ph.D.and Mark D Novick M.D. Medical Electronics October, 1992, pag 100.

10 Magnetic Resonance Imaging Medical Electronics October, 1993, pag 1 15.

1 1 Analysis of Physiological Changes in Magnetic Resonance Image Sequences A.R. Gardner Medwin and N. Van Bruggen Journal of Physiology, Vo1.473,1993, pag 5P.

13 Processing MRI Data for Electromagnetic Source Imaging H. J. Wieringa and M. J.Peters Medical and Biomedical Engeneering and Computing, Vol. 3 1 , 1993, pag 600.

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,/

FOLLETOS:

13 Magnetom Open. Whole Body MR System Siemens.

14 Magnetom Open Preliminary Siemens.

15 Magnetom Impact. Whole Body MR Imaging System Siemens.

16 Magnetom Vision. Whole Body MR Systems: Preliminary Siemens.

17 Budgetary Information Siemiens

18 Filtrine Chiller-Siemens Magnetom Open Filtrine MFG. CO.

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