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UNIVERSIDAD NACIONAL DE SAN MARTÍN
Escuela de Ciencia y Tecnología
Tecnicatura Universitaria en Diagnóstico por Imágenes Materia: Trabajo Final Integrador
ESPECTROSCOPÍA POR RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR
Alumno = NESTERCZUK LEANDRO Establecimiento donde se realizaron las practicas = FLENI Tutor a Cargo = LIC. JORGE CALVAR Año = 2007
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INDICE
Introducción……………………………………………………......................... página 3
Material y métodos...................................................................................... página 4
Bases de la Resonancia Magnética Nuclear………………........................... página 4
Instrumentación utilizada en ERM………….................................................. página 7
Obtención de un espectro de resonancia magnética………......................... página 10
Desplazamiento químico…………………………............................................página 11
Homogeneización del campo magnético....................................................... página 12
Secuencias de exitación................................................................................ página 15
FID: Free Induction Decay............................................................................. página 18
Análisis de la adquisición.............................................................................. página 21
Estudios por espectroscopia de resonancia magnética................................ página 25
Aplicaciones clinicas...................................................................................... página 29
Espectroscopia de hidrógeno........................................................................ página 27
Espectroscopia de fósforo............................................................................. página 28
Utilidad en la evaluacion de el SNC.............................................................. página 31
Conclusiones.............................................................................................. página 35
Bibliografia.................................................................................................. página 36
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INTRODUCCIÓN
La técnica de producción de imágenes por RMN se ha consolidado desde
hace algún tiempo en el diagnóstico clínico por la gran ventaja que ha mostrado
frente otras técnicas de imágenes. Pero históricamente, no fueron las imágenes la
primera aplicación de RMN, ya que tras la observación del fenómeno de resonancia
magnética nuclear numerosos equipos de investigación comenzaron a realizar
espectros de RMN con núcleos de hidrógeno-1, fósforo-31, carbono-13, sodio-23,
etc., debido a que a través de ellos se puede determinar la ubicación de estos
núcleos en las moléculas donde están integrados, y estudiar de forma directa
algunos procesos metabólicos "in vivo" de modo no invasivo y sin interferir en los
procesos que originan estas sustancias ni utilizar para ello técnicas agresivas. Estos
estudios fueron el inicio de la espectroscopía por resonancia magnética nuclear (MRS).
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MATERIAL Y MÉTODOS
Bases de la Resonancia magnética nuclear
La resonancia magnética nuclear (RMN o MRI del inglés: Magnetic
resonance imaging) es un fenómeno físico basado en las propiedades magnéticas
que poseen los núcleos atómicos, que permite alinear los campos magnéticos de
diferentes átomos en la dirección de un campo magnético externo. La respuesta a
este campo externo depende del tipo de núcleos atómicos y sus características. La
técnica usa equipos con potentes campos magnéticos que oscilan desde 0,2 hasta 2
ó más Teslas (1 Tesla = 10.000 Gauss)
El átomo más abundante y utilizado usualmente en este estudio es el de
Hidrógeno (H). Si imaginamos los núcleos de H como pequeñas esferas girando
sobre si mismas, a este movimiento de giro sobre su eje se le llama “SPINNING”,
representado como un VECTOR DE SPIN (s) orientado sobre su eje de giro. A su
vez por tener el núcleo una carga eléctrica, el movimiento de spinning implica unas
propiedades magnéticas que se representan por un VECTOR MOMENTO
MAGNÉTICO (µ) orientado sobre el eje de giro. Si colocamos el núcleo de H bajo un
potente campo magnético B, este puede tiene dos posibles estados energéticos:
Uno de menor energía antes de la absorción energética (posición “UP” o estado
paralelo) y otra en sentido contrario cuando el núcleo de H, posterior a la absorción
(posición “DOWN” o estado antiparalelo). Ambas proyecciones de µ deben formar un
ángulo de 54.7º respecto a la dirección de B, realizando un movimiento de giro
alrededor de este que se denomina MOVIMIENTO DE PRECESIÓN. a una
determinada FRECUENCIA DE PRECESIÓN O DE RESONANCIA.
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Figura I = Los núcleos de los spins nucleares, al ser sometidos a un campo magnético, estos se reparten según la distribución de Boltzman en equilibrio térmico.
Cuando los spins nucleares orientados al azar de los núcleos de H dentro de
un voxel (elemento de volumen) son sometidos a un campo magnético, se ven
obligados a realizar precesión sobre la dirección del campo. Al ser posibles dos
estados energéticos, los núcleos se reparten según la distribución de Boltzman en
equilibrio térmico. En consecuencia existirán más núcleos en la posición menos
energética. De la resultante de todos los movimientos de precesión, se interpretará
una única señal proveniente de cada voxel. La resultante total constituye la
MAGNETIZACIÓN DEL ELEMENTO VOLUMEN (M) y en virtud de la mayor
abundancia de los estados menos energéticos, tiene el sentido y la dirección de B, y
el valor de esta está relacionado con la densidad de los núcleos en el voxel. En el
estado de reposo o de equilibrio térmico, el VECTOR MAGNETIZACIÓN (M) esta
sobre la dirección de z, y su valor es la componente longitudinal, mientras que la
proyección sobre el plano transversal es nula indicando la orientación al azar de los
spins.
La espectroscopia por RM (ERM) es una técnica de imagen que añade
información bioquímica a los estudios morfológicos. La principal característica de la
ERM es su capacidad para obtener, y cuantificar, un conjunto de moléculas
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(metabolitos) de un volumen cerebral determinado. La valoración de una patología
se basa en el análisis de las variaciones de los metabolitos que normalmente se
encuentran en el cerebro sano, así como la posible aparición de otros. Estas
variaciones de los metablitos se reflejan en un espectro que tiene una referencia (el
pico del agua), y son medidas en unidades independientes del campo, llamadas
“partes por millón” (ppm).
El origen de la ERM se fundamenta en que el campo magnético efectivo Bef al
que se encuentra expuesto un núcleo es la suma vectorial del:
1. Campo magnético principal producido por el imán (superconductor) y
2. Las pequeñas variaciones producidas por el entorno bioquímico en que
se encuentra el núcleo.
Esto significa que la frecuencia de resonancia de un núcleo en particular
depende principalmente del entorno en el que se encuentra, o sea de su ubicación
en la molécula. Así, por ejemplo distintos núcleos de hidrógeno-1 (1H), pueden estar
sometidos a diferentes entornos electrónicos por estar ubicados en diferentes
posiciones dentro de la estructura molecular. Estos diferentes entornos electrónicos
crean pequeñas diferencias en el campo magnético principal sobre cada uno de los
núcleos y, por consiguiente, cada núcleo 1H dentro de la molécula puede tener un
movimiento de precesión diferente, caracterizado por una frecuencia de resonancia
diferente. Del mismo modo, si dos núcleos, por ejemplo de 1H tienen un entorno
electrónico similar, entonces tendrán similar frecuencia de resonancia. En resumen,
un espectro de RMN es una representación de la concentración de núcleos
equivalentes que se reconocen por su frecuencia de resonancia característica en un
sistema de referencia de frecuencias.
En la obtención del espectro, los núcleos son los encargados de transmitir la
señal y deben cumplir ciertos pre-requisitos:
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Sensibilidad magnética: Los núcleos deben ser sensibles a la magnetización.
Este requerimiento es excluido solo cuando el núcleo posee un número par de
protones. Debido a que el isótopo de hidrógeno demuestra una gran sensibilidad
magnética para su detección, este es usado como referencia para otros núcleos. Por
lo tanto, por definición, el isótopo de hidrógeno posee una sensibilidad relativa de 1
(o 100%).
El número quántico del spin: Es una característica constante de cada
núcleo. Núcleos con un número quántico del spin mayor genera picos anchos y
reduce la resolución del espectro.
Abundancia isotópica natural: La abundancia isotópica natural en los
tejidos biológicos es de igual importancia. El isótopo de hidrógeno posee una
abundancia isotópica de 99.9% por lo que es adecuado para la ERM.
Instrumentación utilizada en ERM
Para la ERM se utilizan los mismos elementos que requiere un equipo de
imagen por resonancia magnética (IRM): imán, sistema de radiofrecuencia (RF),
antena o bobina transmisora de RF, antena receptora de RF y ordenador.
Imán: es el componente básico de un sistema de imágenes por resonancia
magnética. Para la mayoría de aplicaciones de la RMN se precisan imanes que
generen un campo magnético intenso, de elevada homogeneidad y gran estabilidad.
Los imanes pueden ser de tres tipos:
a) Imanes permanentes: Constituidos por polos cilíndricos, construidos de un
material magnetizable y con una envoltura de hierro para cerrar el circuito magnético.
La magnetización suele hacerse por paso de corriente a través de unas bobinas que
rodean al imán. Cuando se ha logrado el campo deseado cesa el flujo de corriente.
Resultan campos de 1.4 T) aproximadamente (frecuencia de resonancia del protón
~60 MHz)
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b) Electroimanes: Similar a los anteriores pero en este caso la corriente se
hace pasar de forma continua. Normalmente resultan campos del orden de 2.3 T
(frecuencia de resonancia del protón ~100 MHz), la geometría de los polos,
naturaleza de los materiales y el consumo eléctrico son los determinantes de la
fuerza del campo magnético resultante.
c) Imanes superconductores: Los más empleados. Constituidos por múltiples
capas de un solenoide, un arrollamiento helicoidal de cable, de material
superconductor. El sistema está sumergido en un baño de helio líquido. El criostato
de helio líquido se diseña con un acceso para la muestra a temperatura ambiente; el
diámetro del imán depende del tipo de muestra y aplicación.
Sistema de RF: es el responsable de la generación y transmisión de la
energía de radiofrecuencia utilizada para excitar los protones.
Antena emisora: para la emisión de los pulsos de RF se precisa la utilización
de una antena. El objetivo de esta antena es transformar las señales eléctricas
generadas por el equipo de resonancia, en ondas electromagnéticas que permitan la
correcta excitación de los núcleos.
El diseño de la antena se realiza de forma que la dirección de emisión sea
perpendicular al eje del campo magnético del imán, es decir, sobre el plano
transversal. Generalmente presentan forma cilíndrica, a fin de producir una
excitación de RF lo más uniforme posible y deben garantizar niveles de señal
suficientemente elevados para una correcta excitación y posterior recepción.
En todos los equipos de RM, existen una o varias antenas emisoras. La
mayor (antena de cuerpo o body coil), está diseñada sobre una superficie cilíndrica,
coaxial con el eje del imán y concéntrica con el cilindro de gradientes, en cuyo
interior se introduce al paciente para la realización de la exploración. Además
existen otras antenas emisoras que operan sobre zonas localizadas del cuerpo, las
más utilizadas son la antena emisora de cabeza y la de rodilla. Este tipo de antenas
(conocidas como antenas de cuadratura presentan una mayor interacción con el
tejido y, en teoría, logran un pulso de 90° con un 50% menos de depósito energético.
Las emisiones de RF utilizadas en RM producen depósito calórico en el cuerpo de
forma análoga al calentamiento que sufriría un tejido en el interior de un horno de
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microondas. Por razones de seguridad, en el uso clínico de la RM se limita el valor
máximo de este depósito energético. Para cada paciente se calcula el depósito
calórico mediante el cociente específico de absorción, es decir, la potencia
absorbida por el cuerpo (en watts) por kilogramo de peso del paciente.
Todos los sistemas de IRM utilizan una bobina receptora para detectar los
campos inducidos por los protones luego del pulso de RF. En otras palabras, están
diseñadas para transformar las variaciones de campo magnético inducidas durante
la relajación en corriente eléctrica. La eficiencia con la que la antena receptora
convierte la radio-señal incidente en tensión eléctrica, se describe como el “factor de
calidad” o “factor q” de la antena. Este factor es un indicador de la selectividad de la
antena y de su capacidad de recepción; a mayor factor q de la antena, mayor nivel
de potencia de señal recibido en una estrecha banda de frecuencias alrededor de la
frecuencia de resonancia.
La forma y tamaño exactos de las bobinas receptoras dependen del fabricante,
pero su campo de recepción efectivo debe ser perpendicular al campo magnético
principal (Bo).
Teniendo en cuenta que la sensibilidad para la captación de las señales
decae rápidamente con la distancia, la antena receptora debe colocarse lo más
cerca posible de la zona a explorar (o zona de interés), adaptándose incluso a la
forma exterior del cuerpo en la zona correspondiente. Por otro lado, la antena
receptora también es sensible al ruido eléctrico generado por los movimientos
térmicos de los iones del cuerpo. Adaptando la antena (o bobina) lo mejor posible a
la zona de interés, logramos mejorar el cociente señal/ruido al aumentar la señal de
la zona y disminuir la captación del ruido del resto del organismo. Las antenas
óptimas para lograrlo en zonas específicas localizadas a poca profundidad son las
denominadas “antenas o bobinas de superficie”. Existen por lo tanto en todo el
sistema de RM, una antena o bobina receptora general o “de body” (en inglés), que
suele ser la misma antena emisora, que permite la recepción de cualquier señal
generada en el cuerpo y por otro lado existe un juego de antenas de superficie
específicas para zonas determinadas. Cuanto mayor sea la profundidad a la que se
quiere llegar, mayor deberá ser el radio de la antena de superficie utilizada
En la ERM, la homogeneidad del campo debe ser superior a la que se
requiere en la IRM para no perder información de la desviación química, por lo tanto
se requiere de un equipo de 1,5 Tesla. Aunque no requiere de equipo para procesar
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imagen, se necesita de un conjunto de hardware y sofware para visualizar los
espectros, calcular la frecuencia de la desviación química y medir el área de los
picos. La técnica que se utiliza para obtener la visualización de los espectros es la
llamada PROBE. El PROBE aumenta la capacidad diagnóstica de la neuro-imagen y
está disponible como secuencia estándar
Figura II = Equipos de RMN. Obtención de un espectro de resonancia magnética
El primer paso para adquirir un espectro con un resonador médico consiste en
asegurar que la zona a estudiar esta situada correctamente en el interior de la
bobina de recepción mediante la obtención de una serie de imágenes. Estas
imágenes servirán para determinar la posición del volumen donde se desea obtener
el espectro y el tamaño del voxel si este es posible de modificar.
Actualmente, los equipos permiten realizar distintos tipos espectros, de un
solo volumen (monovoxel) o de mas de un voxel (multivoxel). Esta última técnica
permite obtener imágenes de la concentración de una sustancia particular y estudiar
en una misma sesión las características metabólicas de múltiples voxels. En una
primera valoración, esto las haría de elección en cualquier situación. No obstante,
presentan una serie de inconvenientes a tener en cuenta para estudiar tumores
cerebrales. En primer lugar, cuanto mayor es el área a estudiar, mayores son las
dificultades técnicas para obtener un registro de calidad. A efectos prácticos, la
calidad del registro será menor, tanto en relación señal/ruido, como en
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homogeneidad del campo y definición de los picos. En segundo lugar, el tiempo de
adquisición es mayor en las secuencias multivoxel. En tercer lugar, el método de
localización que utilizan estas secuencias es menos preciso que en secuencias de
voxel único, con pérdida de señal por el método utilizado, y contaminación desde
voxels vecinos. Por último, el procesamiento de los registros es más largo y está
menos automatizado. En la práctica, cuando la región a estudiar está claramente
definida será de elección la realización de secuencias de voxel único por su mayor
calidad y rapidez en cuanto a obtención y procesado. Cuando se desea valorar
diferentes regiones a la vez o el área a estudiar no está claramente definida
(seguimiento de tumores cerebrales post-tratamiento, guía para biopsia
estereotáctica por ERM) serán de elección las secuencias multivoxel al obtener una
mejor valoración espacial. En lo que respecta al voxel unitario, en la mayoría de los
equipos este puede ser modificado. El valor estandarizado es de 2x2x2 (8 cm3), pero
es posible agrandarlo o achicarlo para ajustarlo mejor a la región de interés.
Desplazamiento químico
La escala de valores en el eje de las frecuencias depende evidentemente del
valor del campo magnético, a mayor campo Bo, mayores son las frecuencias de
resonancia de los núcleos (y las diferencias entre ellas). Esto es un inconveniente
cuando hay que comparar espectros obtenidos con diferentes intensidades de
campos (por ejemplo, 1 T o 3 T). Para eliminar esta dependencia y lograr que los
espectros registrados con imanes de diferente campo magnético sean comparables,
se definen las posiciones de las distintas resonancias mediante una escala relativa,
utilizando un valor de referencia. Para ello se define un valor denominado
desplazamiento químico.
Si fr es la frecuencia de resonancia de un núcleo que se toma como
referencia, cualquier otra frecuencia (fA) puede expresarse mediante su
desplazamiento químico definido por
( ) 6
A
Ar10
fff
Químico Despl. ×−
=
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El desplazamiento químico es un valor adimensional que se expresa en
partes por millón (ppm). La escala de desplazamiento químico permite establecer a
veces una relación biunívoca entre posición y grupo químico o sustancia, que facilita
la identificación de los diferentes compuestos presentes en la muestra analizada,
independientemente del campo magnético en que se ha obtenido el espectro.
Los núcleos dentro de una molécula interactúan con otros núcleos de su
propia molécula. Esta interacción (o acoplamiento) no es directo sino que se realiza
a través de los electrones que enlazan los núcleos. A este fenómeno se lo llama
acoplamiento spin-spin y define un tipo de interacción en el cual los spins de los
núcleos vecinos, no necesariamente del mismo tipo, afectan los niveles de energía
del núcleo estudiado y produce desdoblamiento de las resonancias de esos núcleos
(un único pico se divide en varios picos (multiplete).
La separación entre las líneas de un multiplete se conoce con el nombre de
constante de acoplamiento J, su valor es independiente del campo magnético y,
normalmente se expresa en hertzios. La magnitud de esta constante depende
principalmente del tipo de enlace químico, de los grupos químicos involucrados y
puede variar entre unos pocos a decenas de hertzios.
Y si bien la mayoría de las sustancias producen estos multipletes, a veces no
es posible observarlas por la imposibilidad que se tiene de “resolver” esos pocos
hertzios. En particular la homogenidad del campo magnético dentro del volumen a
analizar por espectroscopía en un resonador clínico resulta insuficiente para resolver
muchas de estas estructuras de multipletes. Una excepción es el lactato, presente
en varias patologías cerebrales.
Homogeneización del campo magnético.
Los tejidos y los órganos de las personas presentan diferencias en la
susceptibilidad magnética que alteran la homogeneidad del campo magnético
principal Bo (en general medido en partes por millón (ppm)). Cuando estas
diferencias de susceptibilidad se producen dentro del volumen donde se quiere
realizar el espectro, los núcleos de una molécula de interés presentarán diferentes
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frecuencias de resonancia según sea la posición en la que se encuentre cada
molécula en el voxel. Como resultado de la inhomogeneidad de campo dentro del
voxel el ancho de los picos en los espectros de resonancia aumenta y disminuye la
relación señal-ruido (SNR, signal-to-noise ratio), y de este modo se degrada la
resolución de los picos y se una deteriora la cuantificación de las substancias.
Para conseguir una adecuada homogeneidad de campo magnético los
resonadores vienen equipados con un conjunto de bobinas, llamadas bobinas de
shimming, que generan un conjunto de campos magnéticos armónicos. La corriente
que circula por estas bobinas es ajustada para compensar las inhomogeneidades
del campo magnético principal. Independientemente del núcleo de observación, este
proceso de homogenización se realiza antes de la obtención de un espectro y se
realiza siempre con la molécula de agua debido a la gran intensidad de la señal del
agua que permite ser observada rápidamente. El procedimiento consiste en registrar
sucesivos espectros de protones mientras se varia la corriente que circula por cada
una de las bobinas hasta que el ancho de la resonancia es mínimo (o la intensidad
máxima o altura del pico es máxima). En general los equipos lo realizan de manera
automática en un tiempo breve con resultados suficientemente buenos aunque es
posible de hacerlo manualmente. Conseguir una buena homogeneidad del campo
magnético es un paso clave para obtener un espectro del que se pueda obtener una
información útil.
Una vez determinada la ubicación, el tamaño del voxel y conseguida la
homogenización del voxel se puede empezar la adquisición del espectro según la
secuencia deseada.
Un factor de importancia al momento de realizar un espectro es el del agua. El
agua tiene una concentración en las regiones que se trabajan varias veces mayor
que las de las sustancias de interés. Si la señal que proviene de las moléculas del
agua cuando se realiza un espectro con el núcleo de hidrógeno no se cancela, el
espectro que se obtiene no es de buena calidad ya que el ancho de los picos de
interés cercanos al agua es mayor, varios de los picos quedan enmascarados, etc.
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Figura III. 1: A) y B) Espectros con una mala cancelación del agua C) espectro con una cancelación del agua adecuada. Claramente se observa como varios picos de sustancias quedan ocultos por la mala cancelación del agua.
Es por eso que la mayoría de los protocolos de mediación de espectros
comienza con secuencias de cancelación de agua. Estas secuencias de cancelación
del agua, todas, salvo pequeñas variaciones lo que hacen es aplicar un pulso de RF
que solo afecta a los núcleos de hidrógeno del agua (pulso de 90º o más), para
luego aplicarles un gradiente que desfasa los spins. Mientras los núcleos de
hidrógeno del agua tienen sus spins desfasados (en conjunto no dan señal), a la
región de interés (voxel) se les aplica la secuencia que excitación elegida.
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Figura III. 2: Secuencia de cancelación del agua. Se rota con un pulso de RF mayor de 90º solo los protones del agua y se aplica una gradiente desfasador. Como resultado, el agua no emite señal.
Secuencias de excitación
En la actualidad hay una gran variedad de secuencias propias de resonancia
para resonadores médicos en lo que a espectro se refiere, pero sin entrar en detalles
hay dos que son las más usadas y conocidas. Estas secuencias son:
• STEAM: (STimulated Echo Adcquisition Method) y
• PRESS: (Point REsolved Spectroscopy).
Estas dos secuencias se basan principalmente en definir el volumen donde se
quiere realizar el espectro por medio de gradientes. Al mismo tiempo que se aplican
las gradientes, se aplican pulsos de RF específicos que permiten que solo se afecte
a los núcleos dentro de una región particular del gradiente. De ese modo se
selecciona el voxel.
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La secuencia STEAM (Figura I) consiste de
• 3 pulsos de RF de 90º que combinados con los gradientes
permiten definir el voxel que se esta excitando y otros para romper la
coherencia de ciertos spins que no son del volumen de interés.
Esta secuencia tiene un tiempo TM, en el cual un grupo de los spins es
desfasado (anulados) después del segundo pulso de RF de 90º y se mantiene lo
mas corto posible. La secuencia tiene, en relación a la secuencia PRESS una peor
relación señal ruido del orden de 2, aunque por sus características es la
recomendada para tiempos TE cortos, ya que define mejor los metabolitos de T2
cortos (20-60 ms). Esta secuencia también define mejor los bordes del voxel y para
un voxel grande requiere menos energía de RF que la secuencia PRESS.
Figura IV: Representación de la secuencia básica STEAM. Esta consta de 3 pulsos de excitación de 90º combinados con gradientes (trapezoides) que definen el voxel. Los gradientes sinusoidales son de desfase de spins.
La secuencia PRESS (Figura V) consiste de
• un pulso inical de 90º
• seguido de dos de 180º y
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• pulsos de gradientes para definir el volumen del voxel y otros
para romper la coherencia de ciertos spins que no son del volumen de interés.
Esta secuencia tiene una peor definición de bordes que la secuencia STEAM
y es la secuencia preferida para adquirir espectros con tiempos TE largos (mayores
de 60 ms).
Figura V: Representación básica de la secuencia PRESS. Esta consta de 1 pulso de excitación de 90º seguido con dos pulsos de 180º que combinados con gradientes que definen el voxel. Los gradientes sinusoidales son de desfase.
De estas dos secuencias se desprenden otras secuencias, en las cuales
agregando más fases de codificación (gradientes) se logra adquirir mas de un voxel
en una medición. De ese modo se consigue tener más de un espectro en
localizaciones de interés distintas, lo que permite la comparación de un modo rápido
de los espectros.
La situación extrema (¿??) se consigue en la que se conoce como RMS-CSI (Chemical Shift Image) donde a un corte anatómico, se le asocia por la obtención de
un conjunto de espectros que abarcan todo el corte anatómico, una imagen que
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refleja la distribución de los distintos metabolitos que se registran en un espectro
(Imagen VI).
Imagen VI: Imágenes RMS-CSI integradas a un corte anatómico que permite ver la distribución en esa región de los distintos metabolitos que se obtiene de un espectro.
FID: Free Induction Decay
Para obtener la señal del voxel el equipo de resonancia envía una serie de
pulsos que excitan selectivamente los 1H del área de interés seleccionada, y recibe
la señal enviada por los mismos al relajarse, por medio de una antena receptora.
Este proceso se repite un número de veces determinado y el resultado final será el
promedio de la señal obtenida con todos los pulsos. Con ello, se obtiene una gráfica
que nos muestra la evolución de la señal (corriente eléctrica) respecto al tiempo
(Imágenes VII y VIII), denominada FID (“free induction decay”).
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Imagen VII: Espectro obtenido en parénquima normal sin supresión de agua.
Imagen VIII: Espectro obtenido en parénquima normal con supresión de agua. Nótese una mejor resolución de los picos en el espectro con supresión de agua, asi como mejor relación señal-ruido y menor repercusión de la cola del pico de agua sobre el área de interés.
La información que nos ofrece la FID está constituida por la suma de las
sinusoides de relajación de los múltiples protones incluidos en el voxel. Mediante el
procesado y análisis de la FID se pretende evaluar el número de sinusoides que la
componen y la amplitud de cada uno.
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La amplitud de la sinusoide está relacionada con la concentración de núcleos
y la frecuencia de cada una de ellas viene determinada por el campo magnético
efectivo que recibe cada uno de los componentes (que dependerá de su constante
de apantallamiento).
La idea entonces de adquirir un espectro es básicamente la de excitar la
región de interés con una secuencia y recibir la señal por una antena para analizarla.
La señal (FID) de las sustancias que están decayendo es una señal continua
que se digitaliza para poder trabajarla. Estos valores que van obteniendo de la
digitalización van a una memoria donde se van guardando. Este procedimiento se
repite varias veces (número múltiplo de 2), y la señal se va acumulando (sumando)
en la memoria para poder diferenciar mejor la señal de ruido.
Después de esto comienza el procesamiento de la FID que consiste en
• aplicarle algún tipo de filtro para eliminar la última parte de la FID
que en general es solo ruido ya que la señal de las sustancias decayó
totalmente en la última parte de la FID. Estos filtros son o un filtro exponencial
para disminuir el ruido final o un filtro de Lorentz-Gauss que anula el ruido
final y resalta los valores medios de la FID donde si se encuentra la señal de
las sustancias.
• se aumenta el número datos de la FID (se agranda el número de
datos de la FID), con datos de valor nulo. Este es un proceso inverso al
anterior donde se quería eliminar ruido eliminando datos. Aquí se agregan
datos de valor cero (no incorpora ruido), que mejora la resolución (Imágen IX)
del espectro que se obtiene por
Imagen IX: Mejora en la resolución de un espectro (a), luego de completar datos con ceros (b). Este permite ver multipletes que antes no eran posibles de ver:
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• la aplicación de transformada de Fourier (o transformada rápida
de Fourier (FFT)) que convierte la señal temporal (FID) en un registro de las
frecuencias presentes en la FID. Estas frecuencias como vimos se
correlacionan con las sustancias presentes en el voxel.
• Por último, se realiza una corrección de fase sobre la curva
obtenida, para tener una mejor idea gráfica de la altura de picos, anchos de
picos, etc. al normalizar las curvas en la línea de base. El área que se obtiene
fácilmente por integración numérica de cada pico da una estimación de la
concentración de la sustancia en el voxel (Imagen X)
Imagen X: Corrección de fase de un espectro normalizando la línea de base. Este proceso permite ver más claramente el espectro.
Todos los pasos descriptos de procesamiento de la señal, terminada una
adquisición se pueden hacer directamente, sin la necesidad de un operador. Esta
falta de interactividad, si bien es útil por lo simple del proceso, lleva a veces a ciertos
errores en el cálculo de las áreas. Por ejemplo cuando la línea de base no es buena
o cuando no se logró una buena separación de los picos (creatina y colina) o cuando
hay solapamiento de picos (lípidos, lactato).
Análisis de la adquisición
En lo que sigue, presentaremos un análisis sencillo de las variables que un
operador de un equipo clínico común puede modificar en la obtención de un
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espectro de hidrógeno. La idea es presentar las posible modificaciones que
aparecerán en el espectro al variar estos parámetros.
En un espectro monovoxel, los cuatro parámetros más importantes son:
1- Secuencia de adquisición
Como se describió antes existen dos secuencias STEAM y PRESS distintas,
en general se utiliza la secuencia STEAM para tiempos TE cortos (30 a 60 ms) y
voxels grandes por la energía que se deposita en el voxel. La secuencia PRESS es
para voxel estándar (2x2x2 cm - 8 cm3 o quizás de 1,5x1,5x1,5 cm) y tiempos TE
largos (130 o 270 ms por ejemplo). Por el tipo de secuencia, la relación señal ruido
es mejor en el PRESS que en STEAM en un orden de 2, pero la definición de bordes
es mejor en STEAM.
2- Cantidad de adquisiciones
En todo proceso de digitalización, la acumulación de adquisiciones resalta la
señal sobre el ruido. La idea es simple, la señal de los metabolitos de interés en
cada adquisición es en principio la misma, misma intensidad (mismo signo), el ruido
es aleatorio, en una adquisición es positivo y en otra negativo. Al promediarlo la
señal siempre suma, el ruido se va cancelando. Con esta idea se prueba que la
relación señal ruido se incrementa como la raíz cuadrada del número de
adquisiciones.
S R N/ ∝
Es por eso que al aumentar en numero de adquisiciones se mejora la
capacidad de diferenciar los picos del ruido de base que tiene toda señal (Imagen
XI)
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Imagen XI: Definiciones de ruido de base y altura de pico. El aumentar el numero de adquisiciones en un espectro mejora la relación señal/ruido como N1/2.
3- Tamaño de voxel
La señal que se obtiene del voxel donde se aplicó la secuencia de activación
depende de la concentración de las sustancias que se encuentre dentro del voxel.
Es claro que a mayor tamaño mayor señal (Imagen XII). A esto se le contrapone que
muchas veces la ubicación del voxel no puede aumentar el tamaño por:
• Cercanía a regiones que no dan señal por falta de los núcleos de
interés que a su vez in homogenizan el campo del voxel, desmejorando el
espectro o
• Se adquiere señal de tejido no patológico que va a ocultar la
concentración del patológico (volumen parcial). En estos casos en general, el
voxel mas que agrandar se debe achicar.
La siguiente tabla compara los tiempos de adquisición (proporcionales a la
cantidad de adquisición) necesarios para tener relaciones de señal ruido similar con
tamaños de voxel diferentes (TR 1500 ms).
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Tabla I
Tamaño de voxel Señal Adquisiciones Tiempo
1 x 1 x 1 cm3 (1 mL) 1/8 = 0.125 4096 1 h 42 m 24 s
2 x 2 x 2 cm3 (8 mL) 1 64 1 m 36 s
Imagen XII: Variación de un espectro al modificar el tamaño del voxel (8 veces menor), manteniendo el numero de adquisiciones.
El valor de 4096 adquisiciones se obtiene de juntar que relación señal ruido
es proporcional al volumen del voxel y a la raíz cuadrada del número de
adquisiciones.
De la tabla se ve claramente que para poder adquirir igual cantidad de señal
con un voxel mas chico (8 veces) se necesita de un tiempo que hace impractica la
espectroscopía..
4- Tiempo de eco (TE)
El tiempo de eco es una variable importante al momento de realizar e
interpretar un espectro. Todos las sustancias presentes en el voxel decaen con
tiempos de relajación distintos y esto se refleja en el espectro. Como regla, con
tiempos de eco (TE) cortos (30-60 ms) en el espectro se observan mas sustancias
aunque no muy bien definidas. A tiempos de eco mas largos (130-270 ms) se ven
menos sustancias pero mejor definidas. A tiempos de eco largo, muchas de las
sustancias con T2 cortos decaen totalmente y en no presentan señal (Imagen XIII).
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Imagen XIII: Espectros de cerebro con distintos tiempos de adquisición. A) TE=30, se ven mas picos que con B) TE= 130.
La elección del tiempo de eco también permite obtener a veces información
extra de un espectro gracias al acoplamiento espín-espín entre núcleos. Así por
ejemplo, el lactato, una sustancia común en tumores y ciertas patologías cerebrales,
pero no en tejido cerebral sano, aparece como un pico doble (acoplamiento espín-
espín) invertido en a TE 135 ms, pero a 270 ms no aparece no invertido.
Junto con el lactato, a una misma frecuencia existe señal de los lípidos y
moléculas livianas que solapan con el lactato a 135 ms, pero a 270 la señal de los
lípidos casi no esta por ser su T2 menor.
Estudios por espectroscopía de resonancia magnética.
Los primeros estudios por MRS "in vivo” en humanos, se realizaron utilizando
bobinas de superficie aplicadas directamente sobre la piel y registrando espectros de 31P en los grupos musculares de las extremidades.
Los primeros estudios con el núcleo de 1H sobre el cerebro se realizaron en
recién nacidos, ya que por razones de tamaño eran los únicos que se podían
introducir en el interior de imán. Con el desarrollo de imanes con suficientemente
ancho se fue extendiendo estos estudios a los demás órganos y a personas adultas.
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La aplicación de la espectroscopía de 1H fue lenta ya que presentó una serie de
problemas debido a la gran señal que se obtenía del radical OH- del agua, que
enmascaraba a los demás radicales.
Otros núcleos que presentan interés clínico, como C-1 3, el F-1 9 y el Na-23,
están aún en una etapa de desarrollo. El 13C permite detectar un gran número de
compuestos bioquímicamente importantes que aparecen esparcidos en un amplio
intervalo de desplazamiento químico. La utilización de este núcleo permite realizar
estudios sobre el metabolismo del glucógeno, de ácidos grasos, así como seguir las
rutas metabólicas de compuestos enriquecidos que se introducen en el organismo
gracias a su baja abundancia natural.
El 19F es un núcleo de elevada abundancia natural y una buena sensibilidad
muy útil para seguir las rutas metabólicas de muchos compuestos de interés
farmacológico que tienen fluor en su composición.
Finalmente el 23Na existe en una única forma que puede estar
compartimientos intra y extracelular y, por lo tanto, puede permitir abordar problemas
relacionados con el transporte de sodio y las membranas.
Tabla II
Núcleo Spin Frecuencia de resonancia (mhz) 1,5 T
Frecuencia de resonancia (mhz) 2 T
Frecuencia de resonancia (mhz) 4,7 T
Abundancia
Natural (%)
Sensibilidad
absoluta
H-1 ½ 63,83 85,10 200,00 99,98 1,00000
C-13 ½ 16,05 21,40 50,29 1,11 0,00018
N-14 1 4,61 6,14 14,45 99,63 0,00100
N-15 ½ 6,47 8,62 20,27 0,37 0,00390
O-17 5/2 8,65 11,53 27,11 0,04 0,00001
F-19 ½ 60,05 80,07 188,15 100,00 0,83000
Na-23 3/2 16,88 22,51 52,90 100,00 0,09300
P-31 1/2 25,84 34,45 80,96 100,00 0,06600
Tabla II: Tabla de núcleos, espines, frecuencia de resonancia a distintos campos Bo, su abundancia natural y la sensibilidad absoluta respecto al hidrógeno.
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Espectroscopía de hidrógeno
La aplicación de la 1H-MRS a estudios "in vivo" tuvo un desarrollo lento debido
a una serie de problemas y limitaciones técnicas que se han ido superando.
Cuando se empezaron a registrar espectros de 1H "in vivo" el principal
problema con el que se encontraron los investigadores fue la elevada concentración
del agua intracelular. El agua intracelular puede estar en una concentración que,
dependiendo del tejido, puede oscilar entre 40-55M mientras que la concentración
de los metabolitos de interés biológico es de 1-3 mM, es decir, hay una diferencia de
unos 5 órdenes de magnitud. Un segundo problema es la presencia en ciertos
tejidos de concentraciones elevadas de lípidos que originan señales intensas en
diferentes regiones del espectro. En la práctica estas enmascaran la de los
metabolitos de interés. Finalmente la 1H-MRS se caracteriza porque todas las
resonancias aparecen en un estrecho intervalo de desplazamiento químico, unos 10
ppm, que se traduce en la existencia de solapamientos entre resonancias de
diferentes compuestos y, además, normalmente un compuesto tiene más de un pico
de resonancia.
Para solventar los problemas anteriormente descritos se han desarrollado
técnicas para atenuar selectivamente la señal del agua, mientras que para eliminar
las señales de los ácidos grasos se aprovecha el hecho que tienen unos valores de
T2 muy cortos con lo cual utilizando secuencias espín-eco apropiadas, es decir
tiempos de eco largos, se puede obtener un espectro sin señales lipídicas. Así
mismo, la asignación de las resonancias a los compuestos que las originan y su
correcta cuantificación no es sencillo y, normalmente, se han necesitado resultados
"in vitro" y con disoluciones modelo para analizar espectros in vivo. Aun así, la
correcta interpretación de los cambios metabólicos que se observan en el espectro
por una dada patología no siempre es sencilla.
La mayoría de estudios por 1H-MRS se han realizado sobre el cerebro,
aunque también se pueden encontrar estudios sobre otros órganos como son el
hígado, el riñón, el músculo y la próstata. El aspecto del espectro y los compuestos
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que se pueden detectar dependen de los parámetros utilizados para registrar el
espectro y del tejido sobre el cual se ha realizado la exploración.
Espectroscopia de fósforo
Utilizada en el análisis no invasivo de la energía estática de los metabolitos en
el músculo, el hígado y tejidos cardíacos. Haciendo la detección de las
concentraciones del fósforo y registradas en curvas espectroscópicas de los
metabolitos especificados tales como: fosfocreatina (PCr), fosfato inorgánico (Pi),
adenosin trifosfato (ATP), fosfomonoester (PME) y fosfopodiester (PDE), son
algunos de los que pueden ser medibles por este método.
Son pocos los metabolitos en el cuerpo humano que contienen fósforo, pero
son de gran importancia fisiológica.
Análisis cuantitativo:
31P-MRS (espectroscopia de fósforo-31) detecta el transporte de energía
celular como la fosfocreatina y el fosfato inorgánico. La concentración relativa de
estos metabolitos de fósforo revela la condición y suministro de la energía celular.
Análisis cualitativo:
Nos da información de las membranas de los metabolitos y transporte de los
productos de descomposición o constituyentes de la membrana celular, como el
fosfopodiester y fosfomonoester.
Las principales regiones de examinación en 31P-MRS son:
- Higado
- Tejido Muscular
- Corazón
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Aplicaciones clinicas de la espectroscopia de Hidrogeno
La idea central del uso de ERM en pacientes es la de determinar qué tipo de
sustancias se encuentran en una determinada región del cuerpo y cómo varía su
concentración en diferentes zonas o condiciones fisiológicas.
La señal preponderante en los tejidos es la del agua, ya que es el metabolito
más abundante. Además del agua en ERM se pueden detectar otros metabolitos
que son indicadores de tejidos enfermos y que pueden evaluar incluso la efectividad
de ciertos tratamientos. Para poder detectarlos, primero es necesario suprimir la
señal del agua, esto se logra a través de una secuencia de pulsos específica.
En la siguiente tabla se muestran algunos de los metabolitos y sus
correspondientes desplazamientos químicos. La mayoría de los estudios se han
realizado en el cerebro y las aplicaciones actuales se dirigen a ese tejido, aunque se
están desarrollando aplicaciones para otros, como por ej., riñones, músculos y
próstata.
Desplazamiento químico de los principales compuestos que se pueden detectar en diferentes tejidos mediante ERM-H1 “in vivo”
Tabla III (ppm) Metabolitos 0,8-1,1 Leucina (Leu), isoleucina (lle), valina (Val) 0,8-2,5 Acidos grasos (Lip) 1,15 Propilenglicos, etanol 1,3 Acido láctico (Lac) 1,45 Alanina (Ala) 1,85 Acido acético (Ac) 2,02 N-acetilaspartato (NAA), N-acetilaspartiglutamato (NAAG)
2,1-2,5 Acido glutámico (Glu), glutamina (Gln) 2,25 GABA 2,6 N-acetilaspartato, citrato (Cit) 2,8 Acido aspártico (Asp) 3,02 Creatina (Cr), fosfocreatina (PCr) 3,2 Colina, etanolamina, fosforilcolina, fosforiletanolamina,
glicerofosforilcolina, glicerofosforiletanolamina (Cho)
3,3 Taurina (Tau), scyllo-inositol (slno)
30
3,4 Glucosa (Glc) 3,55 Myo-inositol (MI), glicina (Gly) 3,6-3,8 Acido glutámico, glutamina 3,5-4,0 Arabitol, ribitol 3,8 Glucosa, manitol 3,9 Creatina, fosfocreatina 5,3-5,7 Acidos grasos 7,3 Fenilalanina (Phe)
Imagen XIV = Representación idealizada de la posición en que aparecen las principales resonancias que se pueden observar en el espectro de protón.
A continuación se describe la información que aportan los metabolitos
mayormente detectados.
1) La resonancia más intensa que se observa en el espectro de protón de
personas sanas situada a 2,02 ppm es debida al grupo N-acetil presente,
principalmente, en el N-acetilaspartato (NAA). El (NAAG), que se encuentra
principalmente en la sustancia blanca, aparece en la misma posición que el NAA y
se cree, que origina entre el 10 y el 20 % de la resonancia. Diversos estudios
sugieren que estos compuestos están presentes de manera específica en la neurona
del cerebro de personas adultas. Sin embargo actualmente, también es conocido
que el NAA puede estar presente en otras células como las precursoras de
oligodendrocitos. La excitante posibilidad de poder utilizar la resonancia del NAA
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como un marcador neuronal ha sido uno de los factores más utilizados para justificar
el interés clínico de la espectroscopia de protón.
2) Colina (Co, pico 3,2 ppm), en el pico de la Co contribuyen la fosfocolina,
glicerofosfocolina y fosfatidilcolina. La colina forma parte de la membrana celular.
3) Creatina y fosfocreatina: (aparecen a 3,02 y 3,9 ppm de manera conjunta).
Estos compuestos son básicos en el metabolismo energético del cerebro.
4) El lactato se detecta a 1,3 ppm, su presencia indica que el mecanismo
oxidativo de respiración celular es inadecuado y que está siendo reemplazado por el
catabolismo. En condiciones normales esta resonancia está en el límite de detección
de la técnica y prácticamente no es visible. Situaciones de hipoxia originan
prácticamente, de manera instantánea incrementos de lactato que se pueden
mantener durante días. Una isquemia puede dar lugar a un incremento de lactato
que se puede mantener de manera crónica.
5) Myo-inositol que produce distintas resonancias, la más importante a 3,55
ppm, es un azúcar que forma parte de un tipo de lípidos, fosfatidilinositol. Pero
también es un compuesto que forma parte de un grupo de mensajeros como son los
inositol polifosfatos. Los compuestos que dan lugar a esta resonancia son el myo-
inositol y el myo-inositol-monofosfato. Es un metabolito que actúa en la
neurorrecepción hormono-sensitiva (dependiente de hormonas). La disminución de
MI se ha asociado con la acción protectora del litio en casos de neuropatía diabética.
La combinación de MI elevado con disminución de NAA se ha observado en la
Enfermedad de Alzheimer.
6) Glutamato (Glu), es un neurotransmisor que actúa en el metabolismo de las
mitocondrias. El pico de Glu se localiza entre 2,1 y 2,5 ppm.
7) Alanina, es un amino-ácido no esencial cuya función es incierta. Su pico se
encuentra entre 1,3 y 1,4 ppm. Se puede incrementar en ciertas lesiones del SNC,
observándose esta elevación en tumores intracraneales tales como los meningiomas.
Utilidad en la evaluacion de tumores del SNC.
La utilidad consiste en discriminar exactamente qué es y qué no es tumor
especialmente en casos de infiltración difusa del parénquima sin un margen tumoral
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claro o pacientes en tratamiento con nuevos patrones de reforzamiento tumoral. En
cuanto al estudio primario de los tumores hay ciertas características muy
orientadoras a la estirpe histológica que pueden ayudar a la planeación pre-
tratamiento de manera muy específica. La espectroscopía por RM puede usarse
para distinguir una infección de un tumor porque los abscesos cerebrales tienen
concentraciones excesivamente bajas de CHO y un pico en alrededor de 0,9 ppm
atribuible a aparición de aminoácidos como producto final de la actividad proteolítica
de polimorfonucleares (8,9).
Un método apropiado para el diagnóstico en neuroespectroscopía consiste en
definir cada metabolito en el espectro cerebral de H1 y determinar si se encuentra
elevado o reducido con respecto a la creatina. La altura de la ERM se lee de
derecha a izquierda, el pico agudo más alto de resonancia, 2 ppm, corresponde al
marcador neuronal (NAA); el siguiente grupo de picos pequeños corresponden a la
glutamina y glutamato. La segunda resonancia más alta a 3 ppm es la creatina y
junto a ésta existe otro pico pronunciado asignado a la colina, la cual forma parte de
la membrana celular. Otro pequeño pico es el mioinositol, cuya identificación es
difícil debido a que tiene un espectro similar al de la glucosa. Un pico que aparece a
1,33 ppm es el del lactato.
El espectro en el recién nacido tiene diferencias importantes:
a) Existe inversión en la altura de los picos del NAA, Co, Cr y mioinositol.
b) El pico de Co es mayor que el de Cr (a manera inversa que en el adulto).
Uno de los campos en el que se ha trabajado más es en la aplicación de la
ERM-H1 en pediatría debido a la posibilidad de detectar déficit metabólicos. Cuando
se trabaja con niños, al analizar el espectro, hay que tener en cuenta que este
muestra la existencia de cambios con la edad que no indica la presencia de
patología sino que más bien refleja el proceso de maduración cerebral. Además, al
igual que en adultos, el patrón espectral también muestra la existencia de diferencias
entre regiones cerebrales. Por ello, para poder interpretar correctamente el espectro
además de tener el patrón normal obtenido de niños sanos en la región de interés
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hay que tener la información sobre la evolución normal de esa región para poder
aplicar las correcciones por la localización y la edad.
La oncología es el otro gran campo donde la ERM-H1 ha tenido una gran
aceptación. Respecto a los tumores intracraneales se puede decir que el diagnóstico
basado solo en el espectro es complicado aunque se trabaja en métodos
automáticos que analizan todo el espectro buscando las regiones de máxima
diferencia.
Las alteraciones espectrales más destacables en los diferentes estudios son:
-Disminución o ausencia de la resonancia del NAA reflejando la ausencia de
neuronas y axones.
-El lactato que se detecta en ocasiones normalmente se ha asociado a la existencia
de regiones de alta actividad tumoral, necróticas o quísticas.
-La alanina es normalmente observada en meningiomas, aunque no se ha
establecido de manera indiscutible su utilidad para el diagnóstico ya que no aparece
en todos los meningiomas y se ha descrito que puede estar presente en otro tipo de
tumores aunque en proporción menor.
-Los lípidos normalmente relacionados con la existencia de necrosis se han
observado en metástasis y glioblastomas multiformes. Por ello, su presencia se
propone como un criterio de malignidad sobre todo cuando aparecen en espectros
registrados con un TE largo.
-La Cr y la PCr normalmente disminuidas lo cual sugiere la existencia de un bajo
nivel energético o en el caso de tumores secundarios, metástasis, originadas en
órganos cuyas células no contienen este compuesto.
En ciertos casos la apariencia de un tumor por IRM se puede confundir con la
de un absceso, recientes trabajos muestran que la ERM-H1 puede ser un
instrumento complementario útil para realizar la diferenciación entre tumor y absceso
ya que se ha observado en este último la presencia de acetato y aminoácidos que
no se ha descrito en ningún tipo de tumor y tampoco aparece en el tejido sano.
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En algunos casos puede ser más interesante utilizar una secuencia de
imagen espectroscópica (múltiples volúmenes) en vez de una secuencia de volumen
único. Una de estas situaciones puede ser en el estudio de tumores en los que es
posible encontrar heterogeneidades metabólicas dentro de la lesión por lo que el
patrón espectral no es uniforme en el tumor.
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CONCLUSIONES
La RMN espectroscópica está hoy en día considerada como el método no
invasivo que permite estudiar más adecuadamente el metabolismo de los seres
vivos. Esta metodología puede determinar cualitativa y cuantitativamente una gran
variedad de metabolitos en cada tejido, proporcionando una información extensa
sobre su metabolismo. En base a este hecho, los espectros de 1H RMN de tumores
cerebrales in vivo han servido de gran ayuda para determinar algunas de las
características principales de los diversos tipos tumorales. Sin embargo, la escasa
resolución de los espectros de 1H RMN obtenidos in vivo y las dificultades
encontradas en la cuantificación de metabolitos, han limitado las aplicaciones
diagnósticas de esta técnica en Neuro-oncología. Muchas de estas limitaciones se
pueden superar si se obtienen extractos de biopsias de los tumores y se realiza un
estudio in vitro. Estas condiciones permiten emplear un campo magnético más alto
en los análisis, lo que mejora notablemente la sensibilidad y resolución de la técnica,
permitiendo determinar cuantitativamente la concentración de los distintos
metabolitos que aparecen en los espectros.
La ERM ha sido utilizada en diferentes enfermedades neurológicas, entre las
que podemos mencionar: infarto cerebral, hipoxia encefálica, tumores cerebrales
primarios y metastásicos, esclerosis múltiple, hemorragia intracraneal, traumatismo
craneoencefálico, enfermedades metabólicas, encefalopatía hepática, demencia,
diabetes mellitus, epilepsia focal y trastornos psiquiátricos como la esquizofrenia.
Existen actualmente dos tipos de opiniones en relación a la utilidad de la ERM: la
visión conservadora considera que la espectroscopia es un método en fase de
investigación y que su valor clínico dependerá de su influencia en el tratamiento de
los pacientes. La contraparte considera que la ERM tiene valor práctico evidente
para el tratamiento de los enfermos neurológicos, además de que la consideran útil
para evaluar la progresión de la enfermedad y la respuesta al tratamiento prescrito.
A pesar de las distintas opiniones existe un acuerdo en común de que la ERM es
una técnica en mejora continua que se considera bastante promisoria en la
investigación no invasiva del metabolismo cerebral in vivo tanto en condiciones
normales como en enfermedades neurológicas agudas y crónicas.
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BIBLIOGRAFIA
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