Fundamentos Físicos de la Resonancia Magnética y la Ecografía Clínica

Fundamentos de la Susceptibilidad Magnética y el Campo Magnético

La susceptibilidad magnética indica cuánto se magnetiza una sustancia al colocarla en un campo magnético. Los materiales diamagnéticos tienen una susceptibilidad (χ) negativa, repelen débilmente el campo y suelen ser compatibles con el organismo, como el agua y los tejidos. Los paramagnéticos tienen una χ positiva, se atraen al imán y poseen electrones desapareados, como el Gadolinio (Gd), el oxígeno (O2) o el hierro (Fe); estos pueden modificar los tiempos de relajación T1 y T2, razón por la cual el Gadolinio se utiliza como medio de contraste. Por otro lado, los materiales ferromagnéticos tienen una χ muy alta, pueden imantarse permanentemente y desplazarse bruscamente, por lo que son peligrosos o incompatibles con la Resonancia Magnética (RM).

Las diferencias de susceptibilidad provocan artefactos, pérdida de señal o distorsión espacial, especialmente cerca de objetos metálicos. El imán principal crea el campo magnético B₀, que debe ser intenso, estable y homogéneo, particularmente en el isocentro. Si el campo no es homogéneo, los núcleos perciben campos distintos, precesan a frecuencias diferentes y la imagen se distorsiona.

Mantenimiento de la Homogeneidad: Shimming y Superconductividad

Para corregir las irregularidades del campo se utiliza el shimming:

• Shimming pasivo: Se realiza durante la instalación del equipo, colocando materiales que compensan las irregularidades intrínsecas del campo.
• Shimming activo: Se lleva a cabo mediante bobinas y software cada vez que entra un paciente, porque el cuerpo humano modifica el campo magnético.

Los equipos superconductores utilizan helio líquido para mantener una temperatura extremadamente baja, permitiendo corrientes eléctricas elevadas sin resistencia. Si se produce un quench, el helio pasa a estado gaseoso, aumenta drásticamente su volumen y puede desplazar el oxígeno de la sala.

Características y Ventajas de la Resonancia Magnética

La RM destaca por su alto contraste en tejidos blandos, por ser una técnica no ionizante y por permitir cortes en cualquier plano del espacio de forma nativa, ya sea axial, sagital o coronal. Además, es una técnica multiparamétrica, porque permite ajustar variables como la densidad protónica, T1, T2, difusión, perfusión o el uso de contraste, aportando información tanto anatómica como funcional.

Sus principales limitaciones incluyen el alto coste, el largo tiempo de exploración, el ruido acústico, la claustrofobia y la necesidad estricta de controlar implantes, marcapasos y objetos metálicos. Los huesos y las calcificaciones suelen visualizarse negros (hipointensos) porque el calcio (Ca) no genera una señal útil en RM; por este motivo, para el estudio óseo se prefieren las Radiografías (RX) o la Tomografía Computarizada (TC).

Los Gradientes y la Codificación de la Señal

Los gradientes son variaciones lineales del campo magnético en una dirección específica del espacio. Su función es lograr que cada posición espacial perciba un campo diferente y, por lo tanto, tenga una frecuencia de precesión distinta. Gracias a ellos se selecciona el corte, se define el grosor, se controla el FOV (Field of View), la resolución espacial y se codifica la señal.

Funciones de los Gradientes

• Gz: Generalmente utilizado para la selección de corte.
• Gy: Utilizado para la codificación de fase.
• Gx: Utilizado para la codificación de frecuencia o lectura.

Cuanto mayor es la pendiente del gradiente, más cambia el campo magnético con la posición y más fino puede ser el corte. El área bajo el gradiente determina el desplazamiento en el espacio-k; por ello, dos gradientes con igual área pueden llevar al mismo punto aunque tengan distinta forma temporal.

Un gradiente bipolar tiene dos lóbulos de polaridad opuesta y la misma área. Si los núcleos están estáticos, el efecto del primer lóbulo se compensa con el segundo y no hay cambio neto de fase. Si los núcleos se mueven, esa compensación es imperfecta, lo que permite que los gradientes bipolares se utilicen para estudiar el movimiento, el flujo o la difusión. Al activar y desactivar gradientes rápidamente pueden aparecer corrientes de Eddy (o de Foucault), inducidas en las estructuras metálicas del equipo, generando campos secundarios que distorsionan la imagen. Estos se reducen con gradientes autoapantallados y correcciones técnicas.

Bases Físicas: El Espín y la Resonancia

La señal de RM procede de núcleos con espín distinto de cero, ya que el espín se asocia a un momento magnético. El núcleo más utilizado es el de Hidrógeno (H), debido a su abundancia en el cuerpo humano y a su constante giromagnética adecuada. Núcleos como el calcio no dan señal útil porque sus espines se compensan y el momento magnético neto es nulo.

Al introducir el tejido en B₀, los espines de hidrógeno se distribuyen en dos estados energéticos: paralelo al campo (menor energía) y antiparalelo (mayor energía). Existe una ligera mayoría en el estado de menor energía, y esa diferencia de población genera la magnetización neta del vóxel. Los espines no se alinean perfectamente con B₀, sino que precesan alrededor de él. La frecuencia de esa precesión se denomina frecuencia de Larmor y depende directamente del campo magnético que percibe el núcleo. Para el hidrógeno, la constante giromagnética es aproximadamente 42,58 MHz/T.

La resonancia ocurre cuando se aplica un pulso de radiofrecuencia (RF) con la energía adecuada para que los núcleos pasen del estado de menor energía al de mayor energía. Al cesar el pulso, los núcleos vuelven al equilibrio liberando energía, que es la señal recogida por las bobinas.

Magnetización del Vóxel y Excitación Nuclear

En RM no se mide la señal de un núcleo aislado, sino la señal conjunta de millones de núcleos dentro de un vóxel. En equilibrio, la suma de los espines da una magnetización neta (M) orientada en el eje longitudinal, paralela a B₀. En el plano transversal, las fases de los espines están desordenadas y se anulan entre sí, por lo que la magnetización transversal (Mxy) es cero. La amplitud de M depende de la densidad de protones del vóxel.

La excitación nuclear consiste en aplicar un pulso de radiofrecuencia a la frecuencia de Larmor. El ángulo que se inclina la magnetización se llama flip angle. Un pulso de 90º lleva la magnetización al plano transversal, donde la bobina receptora mide mejor la señal (saturación del vóxel). Un pulso de 180º invierte la magnetización longitudinal y se usa en secuencias de inversión-recuperación o para formar ecos en Spin Echo.

Selección de Corte y Artefactos de Truncamiento

Para seleccionar un corte, se aplica un gradiente de campo magnético simultáneamente al pulso de RF. Si se emite un pulso con una frecuencia central y un ancho de banda determinado, solo resonarán los núcleos en el rango de posiciones correspondiente. El grosor del corte disminuye si aumenta la pendiente del gradiente o si se reduce el ancho de banda.

El pulso ideal tendría forma rectangular en frecuencia, lo que equivaldría a una función sinc infinita en el tiempo. Al truncar esta función en la práctica, la selección del corte no es perfecta, pudiendo generar artefactos de Gibbs o de truncamiento, que aparecen como bandas o líneas cerca de bordes bruscos. Este artefacto es una limitación técnica de la forma temporal del pulso de RF.

Codificación Espacial y el Espacio-k

La codificación espacial permite localizar el origen de la señal. Tras seleccionar el corte con Gz, se codifica el plano con Gy y Gx:

• Gy (Gradiente de fase): Se aplica temporalmente para modificar la fase de los espines según la fila.
• Gx (Gradiente de frecuencia): Se activa durante la lectura del eco para que cada columna precese a una frecuencia distinta.

Cada eco se guarda en una fila diferente del espacio-k, que es una representación en frecuencias espaciales. La imagen final se obtiene aplicando la Transformada de Fourier 2D. El centro del espacio-k contiene las frecuencias bajas (contraste y brillo), mientras que la periferia contiene las frecuencias altas (bordes y resolución).

Relación entre Espacio-k, Resolución y FOV

La resolución espacial depende de la frecuencia espacial máxima (kmax). El FOV depende de la separación entre muestras (Δk). Si aumenta Δk, el FOV disminuye y puede aparecer aliasing. El tiempo de adquisición se calcula como el número de codificaciones de fase multiplicado por el TR (Tiempo de Repetición).

Existen técnicas de aceleración como el half-Fourier, que aprovecha la simetría hermitiana del espacio-k para adquirir solo una parte de los datos, aunque esto reduce la relación señal-ruido (SNR).

Relajación Nuclear y Contraste de Imagen

La relajación es la base del contraste en RM. Tiene dos componentes:

• T1 (Relajación longitudinal): Tiempo necesario para recuperar el 63% de la magnetización longitudinal. Los tejidos con T1 corto (como la grasa) se ven hiperintensos (brillantes).
• T2 (Relajación transversal): Mide la pérdida de coherencia de fase por interacciones espín-espín. Los tejidos con T2 largo (como el agua libre) se ven hiperintensos.
• T2*: Incluye el T2 y las heterogeneidades fijas del campo magnético. Es fundamental para detectar hemorragias o depósitos férricos.
• Densidad Protónica (DP): Depende del número de núcleos de hidrógeno. Se obtiene con TR largo y TE corto.

Secuencias de Inversión-Recuperación

Estas secuencias utilizan un TI (Tiempo de Inversión) para anular la señal de tejidos específicos:

• STIR: Utiliza un TI corto para anular la grasa.
• FLAIR: Utiliza un TI largo para anular líquidos como el líquido cefalorraquídeo (LCR).

Secuencias de Pulsos: Spin Echo vs. Gradient Echo

Una secuencia es la sucesión organizada de pulsos de RF y gradientes. Los parámetros clave son:

• TR (Tiempo de Repetición): Controla la potenciación en T1.
• TE (Tiempo de Eco): Controla la potenciación en T2 o T2*.

La secuencia Spin Echo (SE) usa un pulso de 180º para refasar los espines, corrigiendo heterogeneidades fijas del campo y obteniendo un contraste T2 real. Es más lenta pero menos sensible a artefactos de susceptibilidad.

La secuencia Gradient Echo (GRE) forma el eco mediante gradientes bipolares y usa un ángulo de inclinación (α) menor de 90º. Es mucho más rápida, pero al no usar el pulso de 180º, no corrige heterogeneidades, obteniendo un contraste T2*. Es muy sensible a la presencia de metales o sangre.

Fundamentos de la Ecografía y el Ultrasonido

La ecografía es una técnica tomográfica basada en ultrasonidos (ondas mecánicas de frecuencia superior a 20 kHz). En diagnóstico se usan frecuencias en el rango de los MHz. El transductor piezoeléctrico es el componente clave que transforma energía eléctrica en acústica y viceversa.

La profundidad se calcula mediante el tiempo de ida y vuelta del eco, asumiendo una velocidad media en tejidos de 1540 m/s. La reflexión depende de la impedancia acústica (densidad por velocidad del sonido). Diferencias grandes de impedancia, como entre tejido y aire o hueso, provocan reflexiones totales que impiden la visión profunda.

Resolución, Modos y Efecto Doppler

La frecuencia condiciona la imagen: frecuencias altas dan mejor resolución pero tienen menor penetración; frecuencias bajas penetran más pero con peor resolución.

• Modo A: Representa la amplitud de los ecos.
• Modo B: Convierte la amplitud en brillo (imagen 2D estándar).
• Modo M: Registra el movimiento a lo largo del tiempo (útil en cardiología).
• Doppler: Se basa en el cambio de frecuencia por estructuras en movimiento. El Doppler color muestra el flujo, mientras que el Doppler espectral mide velocidades.

La ecografía es operador-dependiente, rápida, barata y no ionizante, aunque presenta limitaciones ante el aire, el hueso y en pacientes con gran panículo adiposo. Los artefactos comunes incluyen la sombra acústica, el refuerzo posterior y las reverberaciones.