APUNTE 01B RESONANCIA MAGNÉTICA POR IMÁGENES

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1 APUNTE 01B RESONANCIA MAGNÉTICA POR IMÁGENES La Resonancia Magnética por Imágenes (RMI) es una rama de la Resonancia Magnética Nuclear (RMN). Debido al carácter negativo asociado a la palabra nuclear, la misma fue dejada de lado. La RM es una técnica que fue descubierta a medidos del siglo XX a partir de la investigación básica, y que posteriormente fue aplicándose en distintas áreas científicas principalmente en el análisis de materiales, en cuanto a sus propiedades físicas y químicas. En el año 1970 se encontró que los tejidos cancerosos presentaban una señal de RM diferente a la perteneciente a tejidos sanos y se postuló la idea de utilizar a la RM como una técnica de diagnóstico no radiológico. Pero recién cuando se desarrolló un método capaz de determinar la ubicación exacta de la región del organismo que origina una señal particular, fue posible generar imágenes a partir de los datos de RM. De este modo, la RMI se convirtió en una técnica tomográfica capaz de obtener imágenes de distintos cortes del cuerpo con información sobre la anatomía y fisiopatología del mismo. Sin embargo, los avances en el campo de la informática de alta velocidad y los imanes superconductores permitieron mejorar la técnica, dando lugar a la producción de imágenes de mayor resolución en menor tiempo. De esta manera fue posible implementar estudios para evaluar la funcionalidad de distintos órganos y estructuras. I. FUNDAMENTOS FÍSICOS Las moléculas que constituyen nuestro organismo son demasiado pequeñas como para ser estudiadas directamente. Luego, se necesitan moléculas espía que sean capaces de dar información de las estructuras, movimientos y reacciones químicas de las moléculas sin alterar en gran medida su entorno. En la mayoría de los métodos de obtención de imágenes, se introducen en el organismo estas moléculas espías (radiotrazadores), capaces de distribuirse selectivamente en distintas regiones del organismo dependiendo de sus propiedades químicas. La RMI es una técnica que utiliza como espías a los núcleos atómicos de hidrógeno. Se podría pensar que dichos núcleos están naturalmente presentes en casi todas las moléculas que conforman el organismo 1 y, por lo tanto, no constituyen un marcador; sin embargo la presencia de un campo magnético externo convierte a los núcleos atómicos en verdaderos espías. Características magnéticas de los núcleos de H Los núcleos atómicos de H presentan un movimiento de rotación sobre sí mismo, denominado espín. Esto sumado a que poseen carga hace que se comporten como un pequeño imán denominado momento magnético μ. Los momentos magnéticos nucleares son muy sensibles a los campos magnéticos locales generados por los núcleos que los circundan, esto hace que el estudio de su comportamiento brinde información sobre su entorno. 1 El cuerpo humano contiene un gran porcentaje de agua y grasa, sustancias compuestas mayormente por átomos de hidrógeno. En total, el cuerpo humano tiene aproximadamente un 63% de átomos de H. 1

2 El núcleo del átomo de hidrógeno está constituido únicamente por un protón ( 1 H), el cual posee un momento magnético que permite generar señal de RM. La gran sensibilidad y abundancia natural de los protones son cualidades que determinan que sean los núcleos elegidos para realizar RMI. Efectos de la presencia de un B externo A todos los imanes se les puede asociar un vector (que va del polo N al polo S), en consecuencia el momento magnético también puede ser representado gráficamente como un vector. En ausencia de un campo magnético todas las orientaciones que adoptan los vectores asociados a los momentos magnéticos son equivalentes, es decir corresponden a estados de igual energía. Cuando se aplica un campo magnético estático B, los momentos magnéticos se reorientan pudiendo tomar sólo dos orientaciones específicas: en forma paralela o antiparalela a la dirección del campo B aplicado. Las energías asociadas a estos dos niveles ya no son iguales: el menos energético corresponde al estado paralelo E p y el más energético al antiparalelo E a. En una situación de equilibrio se establecerá una distribución de momentos magnéticos entre estos dos niveles de energía donde lógicamente habrá más momentos magnéticos en el estado menos energético E p. Los momentos magnéticos, además de orientarse en presencia de un campo magnético, efectúan un movimiento de precesión alrededor de una dirección paralela al campo magnético. Cuando se dice que un núcleo se encuentra orientado en forma paralela o antiparalela a un campo magnético se hace referencia a que está precesando en torno a la dirección del campo magnético en un sentido o en otro. La velocidad angular ω a la cual se produce esta precesión en torno a la dirección del campo es proporcional a la intensidad del campo magnético externo. Las magnetizaciones macroscópicas La presencia de un campo magnético externo B da lugar a la existencia de un eje de referencia en el espacio que denominaremos dirección z. En consecuencia se habla en términos de dirección paralela al eje z y plano perpendicular al eje z (plano transversal o xy). Magnetización M z La reorientación de los espines respecto a un eje paralelo al campo magnético B (también denominado eje z) permite hablar de una magnetización macroscópica neta M z. La magnitud de esta magnetización es proporcional a la diferencia de población ( n) de momentos magnéticos entre los niveles correspondientes a las orientaciones paralela y antiparalela. Recordemos que en estado de equilibrio existe una mayor cantidad de momentos magnéticos en el nivel de menor energía (paralelo) que con respecto al nivel de mayor energía (antiparalelo). Esta diferencia de poblaciones genera una magnetización en el eje z (M z ) que denominamos M 0. Magnetización M xy Como ya se mencionó, la presencia del campo magnético externo B, da lugar a una precesión de los momentos magnéticos alrededor de una dirección paralela al campo magnético B, es decir, en la dirección z. Una forma de visualizar este movimiento es descomponiendo el vector asociado con el momento magnético μ en dos direcciones: una paralela al eje z y otra contenida en el plano xy. 2

3 Cuando un momento magnético precesa alrededor de la dirección z, la componente paralela al eje z no varía y la componente que está en el plano xy varía presentando distintas orientaciones. Este movimiento de la componente en el plano xy se puede comparar con el giro de la aguja de un reloj con un extremo fijo en un punto central que sería el punto el que pasa el eje z. Si se tomara una fotografía del momento magnético en un instante dado, la componente en el plano xy, correspondería a la aguja de un reloj marcando una hora precisa. Supongamos ahora que tenemos una población de espines, todos precesando con la misma frecuencia en torno a una dirección z. El estado de precesión de cada momento magnético alrededor del eje z no guardará correlación entre los distintos núcleos y como consecuencia, las componentes de todos los momentos magnéticos en el plano transversal xy apuntarán en todas las direcciones posibles (continuando con la analogía de los relojes y las fotografías, sería como tener una foto de un conjunto de relojes que marcan todos distinta hora). Como todas las orientaciones son igualmente probables, si se define M xy como la suma de todas las componentes en el plano xy de los momentos magnéticos individuales, la resultante de dicha suma será nula M xy =0. En resumen, en presencia de un campo magnético externo B el estado de equilibrio se caracteriza por una mayor población de espines en el estado paralelo tal que haya una magnetización longitudinal resultante M z =M 0 y un estado precesional de todos los espines totalmente incoordinado (o fuera de fase) tal que resulte una magnetización transversal M xy =0. Perturbación del sistema Se dijo que, en el estado de equilibrio, los dos niveles energéticos (paralelo y antiparalelo) no están igualmente poblados. Si se entrega una energía igual a la diferencia entre estos dos niveles E=Ep-Ea se puede inducir transiciones de los momentos magnéticos desde los niveles de menor energía a los de mayor energía, alejando al sistema del equilibrio. Dicha energía se entrega en forma de radiación electromagnética E=hν donde h es la constante de Planck y ν la frecuencia de radiación. En el caso de la resonancia magnética nuclear, la diferencia de energía ( E) corresponde a una frecuencia del orden de la radiofrecuencia (ondas de radio). Esta radiación es considerada inocua y por este motivo la técnica es ideal para el estudio de sistemas biológicos y en particular para la medicina. Cuando se entrega energía al sistema en forma de igualar las poblaciones, además se induce a un estado en el cual todos los espines precesionan en fase (en una fotografía, todos los relojes marcarían la misma hora). En consecuencia la suma de todas las componentes transversales de todos los momentos magnéticos individuales M xy no se anula como ocurre en el estado de equilibrio. En resumen, si se entrega la energía E durante una cantidad de tiempo característica, es posible generar dos fenómenos importantes: Las poblaciones en los dos niveles de energía se igualan, en consecuencia la magnetización neta en la dirección paralela al campo será cero M z =0. Todos los momentos magnéticos de espín entran en fase y en consecuencia aparece una componente de magnetización en el plano xy distinta de cero M xy 0. 3

4 La vuelta al equilibrio Cuando cesa la perturbación, el material irradiado se desexcita volviendo a la condición de equilibrio. La forma en que se produce esta desexcitación brinda información acerca de las propiedades químicas y físicas del material estudiado. El sistema vuelve al estado de equilibrio cuando la magnetización en la dirección paralela al campo M z recupera su valor original M 0 y la magnetización en el plano xy M xy se hace cero. El primer proceso se denomina relajación longitudinal y el segundo relajación transversal. La relajación longitudinal El proceso de relajación longitudinal, se puede visualizar representando gráficamente los valores M z en función del tiempo. La curva tiene una forma exponencial creciente con un valor de magnetización M z =0 en t=0, y un valor M z =M 0 como valor asintótico máximo. Como la curva representada no es una recta, no se la puede caracterizar con valores tales como la pendiente. En compensación se la caracteriza a través del tiempo que tarda la M z en recuperar el 63% de la magnetización máxima M 0, el que se denomina tiempo de relajación longitudinal o T 1. La relajación transversal El proceso de relajación transversal se puede visualizar representando gráficamente los valores M xy en función del tiempo. La curva presenta una forma exponencial decreciente con un valor de magnetización M xy =M 0 en t=0, y un valor M xy =0 como valor asintótico. Para caracterizar este comportamiento se toma el tiempo en el que la magnetización llega al 37% de su valor máximo, tiempo de relajación transversal T 2. Origen de T 1 Mientras que dura el pulso de radiofrecuencia, las poblaciones de los espines paralelos y antiparalelos están igualadas. Por lo tanto el valor de la magnetización longitudinal neta es M z =0. Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los espines tienden a volver al estado de equilibrio: mayor cantidad de espines en la posición de menor energía (paralela) y menor cantidad de espines en la posición de mayor energía (antiparalela). Recordemos que para excitar al sistema se entregó una energía E, entonces para retornar al estado de equilibrio, los espines deben entregar la misma cantidad de energía al sistema, que en este caso es el entorno molecular. Eso será posible si las moléculas que rodean al núcleo poseen estados de energía vibracional, rotacional etc. capaces de absorber dicha energía, es por eso que esta relajación se denomina espín-red. Esta es la razón por la cual los tiempos de relajación T 1 dependen de la estructura molecular de la cual forman parte los protones y también de la movilidad molecular. En general, cuanto mayor es la velocidad con la que los espines pueden ceder energía más corto es el T 1, o sea que menor es el tiempo que tardan los espines en retornar a la distribución de estados poblacionales de equilibrio. Origen de T 2 Mientras que dura el pulso de radiofrecuencia, todos los momentos magnéticos microscópicos μ giran en torno al campo magnético B en fase o en forma coherente, es decir que ocupan la misma posición respecto del campo B (todos los relojes marcan la misma hora). Por lo tanto la suma de las proyecciones de los momentos en el plano xy, M xy, tendrá un valor máximo. 4

5 Recordemos que la frecuencia de precesión depende de los campos magnéticos locales. Cuando cesa el pulso de readiofrecuencia, los momentos magnéticos empiezan a influenciarse mutuamente en su giro pues cada uno de ellos genera un campo B local, se dice entonces que aparece una interacción espín-espín. Esto hace que se pierda la coherencia que poseían mientras duraba el pulso. En consecuencia, progresivamente dejan de estar en fase lo que origina que el valor total de la suma de los momentos en el plano transversal M xy sea cada vez menor, pues los momentos magnéticos situados en distintas fases se neutralizan parcialmente o totalmente. Finalmente cuando el giro de los momentos magnéticos es totalmente incoordinado, es decir se desfasaron totalmente, la resultante de la suma de la proyección sobre el plano transversal es cero M xy =0. El valor de T 2 depende, entre otras cosas, de la capacidad que tienen los espines nucleares de intercambiar energía entre sí. En general, cuanto mayor es la movilidad de las moléculas (más líquida es la muestra) menos posibilidad tienen los espines de influenciarse mutuamente (de sentir los campos locales B local de sus espines vecinos). En consecuencia, conservan la coherencia de fase durante más tiempo, es decir, la suma M xy tarda más tiempo en disminuir hasta el 37% del valor máximo, o T 2 es más largo. De forma recíproca, cuanto más inmovilizados están los espines del material estudiado, más tiempo tienen para interactuar y así aumenta la probabilidad de modificar su fase. De esta forma la coherencia en fase se pierde rápidamente y el T 2 es más corto. II. GENERACIÓN DE IMÁGENES DE RESONANCIA MAGNÉTICA Los pasos sucesivos que han de considerarse en este proceso son los siguientes: Disponer de un campo magnético intenso (magneto) Intensificar la señal emitida por el volumen elemental de tejido (secuencias de pulsos) Limitar el proceso de resonancia-relajación a un solo plano (gradiente de campo) Captar adecuadamente desde el exterior la señal emitida (antenas o bobinas) Realizar un tratamiento informático para convertir las señales recibidas en imagen (ponderación en T 1, T 2 o densidad de protones). Magnetos Una de las condiciones fundamentales para obtener buenas imágenes de RM es disponer de un campo magnético B intenso y de gran homogeneidad, cuanto mayor es el campo menor es la duración del examen y cuanto más homogéneo mejor es la calidad de la imagen que se obtiene. En la actualidad esto se consigue mediante la utilización de imanes superconductores con intensidades que van desde los 0.2 hasta los 4 Tesla 2. Existen imanes de forma cilíndrica y abiertos (en forma de C ). Los primeros alcanzan intensidades muy altas (1 a 1.5 Tesla), pero no se pueden utilizar en pacientes claustrofóbicos u obesos. Los imanes abiertos tienen intensidades mucho menores pero son una buena opción para pacientes claustrofóbicos u obesos y además presentan la posibilidad de ser utilizados en procedimientos intervensionistas como cirugías craneales. Secuencias de pulsos Dado que la señal de radio emitida por el protón es extremadamente débil, la muestra se mide repetidamente y se acumulan las señales de forma tal de aumentar la 2 Los campos magnéticos se miden en unidades conocidas como Tesla, 1 Tesla=10000Gauss, el campo magnético terrestre se encuentra entre los 0.3 y los 0.7 Gauss. 5

6 relación señal/ruido. El material es expuesto a un pulso de radiofrecuencia o un tren de pulsos de radiofrecuencia, luego del cual se adquiere la señal. Antes de repetir la medición se espera que el sistema vuelva al equilibrio, y luego el mismo tren o secuencia de pulsos se repite y se vuelve a adquirir la señal. Dependiendo de la información que se desea obtener (tiempo de relajación T 1 o T 2 ) se componen distintas secuencias de pulsos que se diferencian en cuanto al número de pulsos empleados, la duración y fase de los mismos y el tiempo de espera entre ellos (TR). Asimismo se diseñan secuencias de pulsos que tienen la capacidad de suprimir señales no deseadas (como la proveniente de la grasa) o de excitar partículas que están en movimiento para analizar su comportamiento, a modo de elemento marcador. El nivel de complejidad de la secuencia de pulsos es manipulado de acuerdo a la información que se desea obtener. Gradientes de campo Cómo se obtienen las imágenes de los distintos cortes?, Cómo se hace foco en un plano? Uno de los problemas de la obtención de imágenes con RM consiste en que, como la visualización de la zona estudiada se realizará mediante cortes sucesivos (imágenes topográficas), se deben captar las señales provenientes de las unidades elementales de cada corte, y no de la totalidad del cuerpo. Si todo el volumen que se analiza resonara y se relajara a la vez, sería imposible tanto recoger toda la información como seleccionar el plano de examen requerido. El campo externo B es espacialmente uniforme, esto implica que a todas las alturas del eje z la intensidad de campo magnético es exactamente igual. Si al campo B se le superpone un segundo campo magnético más débil, que varía de intensidad de forma gradual de acuerdo a su ubicación en el eje z, se genera un gradiente de campo magnético. En consecuencia, para cada posición en el eje z también existirá una condición de resonancia, es decir una frecuencia característica a la que se pueda excitar a los protones que están en dicha posición. Para que solo resuene un corte del tejido, se utiliza la propiedad de que sólo responderán al pulso de radiofrecuencia los protones que presentan precisamente dicha frecuencia característica, que a su vez depende del campo magnético externo (que es la suma del campo magnético uniforme B y el segundo campo magnético más débil). De esta forma, si el campo varía sucesivamente su intensidad a lo largo de un eje, es posible realizar una correlación de la posición con la frecuencia de resonancia. Con este mecanismo, sólo se excitarán los protones de una fina rebanada de tejido (aprox. de 1mm de espesor), y también solo ellos relajarán, por lo tanto, los datos adquiridos corresponderán a un corte. El gradiente de campo magnético se puede establecer en los ejes axial, coronal, sagital y todos los ejes oblicuos, de esta forma, sin mover al paciente es posible obtener un corte en cualquier plano del espacio. Bobinas Tanto para emitir la señal de radiofrecuencia como para recoger la señal emitida por los protones, es necesario disponer de bobinas de gran sensibilidad, que se colocan lo más cerca posible de la zona a examinar, esto es, sobre la superficie corporal. Para ello existen bobinas que hacen sucesivamente de antena emisora y receptora de radiofrecuencia, diseñadas para su adaptación a las distintas zonas de examen: cabeza, columna, rodillas, hombro, etc. 6

7 Tratamiento informático de los datos Con los gradientes de campo mencionados, es posible diferenciar en el cuerpo volúmenes elementales (voxels) de coordenadas xyz. La bobina recibe la señal emitida por cada voxel y se calculan los correspondientes valores numéricos de densidad de protones, T 1 y T 2. El hecho de que los valores de los tiempos de relajación sean característicos para cada tejido es aprovechado tomando para cada voxel los valores T 1 y T 2 y asociándolos a un mapa tridimensional del cuerpo humano. Eso se realiza por un proceso computacional que convierte los valores numéricos T 1 y T 2 en diferentes tonalidades de grises, representando en conjunto los distintos cortes que se observan en T 1 o en T 2 (formalmente se dice que las imágenes están ponderadas en T 1 o en T 2 ). En términos generales las imágenes en T 1 brindan información de los aspectos anatómicos del cuerpo y las imágenes en T 2 de aspectos fisiológicos. Ponderación con T 1 En el gráfico de magnetización longitudinal M z en función del tiempo se puede observar la comparación entre dos compuestos con distinto valor de T 1, por ejemplo el agua y la grasa. La grasa presenta valores de T 1 cortos y el agua valores largos. Por lo tanto, dado un tiempo, el valor de M z recuperado será mayor para la grasa que para el agua, y en consecuencia la intensidad de la señal de T 1 para la grasa será mayor (más brillante) que para el agua (menos brillante). Cuando se compongan estos datos en un mapa bidimensional de un corte tomográfico, las regiones ocupadas con grasa serán mas brillantes que las ocupadas con agua. Ponderación con T 2 También es posible realizar un gráfico comparativo de la magnetización transversal M xy en función del tiempo para compuestos con distinto valor de T 2, por ejemplo el agua y la grasa. El valor de T 2 de la grasa es menor que el del agua, por lo tanto, el compuesto que tiene mayor T 2 (agua) presentará un valor de magnetización mayor que el que tenga el T 2 menor (grasa), y en consecuencia la intensidad de la señal de agua será mayor que la de grasa. En otras palabras, en una imagen ponderada con T 2, la señal correspondiente al agua se verá mucho más brillante que la correspondiente a la grasa. Densidad de protones Otra información que brindan los datos de RM es la cantidad de núcleos de hidrógeno presentes en cada voxel, cuanto mayor es el número de protones más intensa es la señal. El contraste por densidad de protones permite visualizar cuantitativamente el número de protones por unidad de tejido. Los procedimientos recientemente expuestos son los que habitualmente se utilizan para obtener los cortes tomográficos tradicionales que brindan información anatómica y fisiopatológica. Como se dijo anteriormente, con el advenimiento de imanes superconductores y de herramientas computacionales más poderosas fue posible realizar otro tipo de estudios. 7

8 III. ESTUDIOS ESPECÍFICOS Angiografías Con RMI es posible producir una imagen de los vasos sanguíneos, los que se distinguen muy claramente como zonas de ausencia de señal, o sea, en negro. Para obtener una imagen, primero hay que excitar los protones de la zona que se desea estudiar para luego recoger la señal que emite en su relajación. Pero, por su movimiento intravascular, la sangre que se ha excitado emite una señal lejos de la zona de estudio, con lo que su señal no es recogida por la bobina. Mientras los vasos de la zona en estudio se han llenado de sangre no excitada proveniente de una región vecina no excitada previamente, con lo que en el momento de la relajación no emiten señal. De esta forma es posible obtener imágenes de los vasos sin emplear sustancias de contraste. RMI Funcional del Cerebro La RMI del cerebro siempre constituyó una técnica reconocida por su excelente resolución espacial que permitía ver estructuras neuroanatómicas en gran detalle. Con el tiempo, con una pequeña modificación de los aparatos de RMI tradicionales, fue posible realizar estudios de la función del cerebro como tal. Esta tecnología se denominó RMI funcional (frmi). La frmi es un método indirecto de obtener imágenes de la actividad cerebral con una resolución temporal alta (esto significa obtener una serie de imágenes del cerebro tomadas con una separación temporal corta). El principio se basa en detectar la respuesta hemodinámica provocada por la actividad neuronal: el metabolismo neuronal depende de la administración de sangre oxigenada, y la actividad neuronal provoca un incremento en el consumo de oxígeno e incluso un incremento en el flujo local de sangre. Como vimos antes, la velocidad con la cual los espines pierden coherencia está caracterizada por el tiempo T 2. Este decaimiento de la magnetización transversal se debe a la presencia de pequeñas fluctuaciones en los campos magnéticos locales B local generada por la interacción espín-espín. Uno de los principales mecanismos que dan lugar a las variaciones en el campo magnético local es la presencia de partículas con diferente capacidad de magnetizarse o con diferente susceptibilidad magnética. La susceptibilidad magnética de la oxihemoglobina y la desoxihemoglobina son distintas (pueden diferir hasta en un 20%), de hecho, el tiempo de decaimiento de la señal (T 2 ) es menor en la sangre desoxigenada que en la oxigenada. Este es el origen de la técnica de contraste denominada BOLD (Blood Oxigenation Level Dependent) y la RM se vale principalmente de este fenómeno para realizar frmi. Observe que el elemento de contraste es la sangre oxigenada, es decir que no se utilizan agentes marcadores externos. La BOLD-fRMI ofrece la posibilidad de obtener imágenes con una resolución temporal del orden de los 100mseg y una resolución espacial de 1 a 2mm. Esto implica que pueden ser estudiados eventos cognitivos. En comparación con la Tomografía por Emisión de Positrones (PET), la RMI es no invasiva y no implica la inyección de sustancias radioactivas, por lo tanto la persona puede ser estudiada repetidamente. Esto permite obtener imágenes del cerebro del paciente a lo largo de distintos estadios de una enfermedad (por ejemplo, en pacientes bipolares, a través de estados maníacos y depresivos). También la técnica permite el estudio de personas sanas debido a su bajo riesgo, siendo posible analizar cambios a lo largo del neurodesarrollo (por ejemplo, estudiar el aprendizaje en distintos estados del desarrollo). 8

9 En resumen, se podría decir que la frmi es ampliamente utilizada tanto en investigación como en la práctica clínica. En el primer caso se aplica a estudios neurofisiológicos y cognitivos. En el segundo, es comúnmente empleada para localizar regiones funcionales de motricidad y lenguaje con fines pre-quirúrgicos antes de una operación neurológica, para determinar el hemisferio con dominancia del lenguaje y para evaluar las posibilidades de recuperación funcional. RMI de la Articulación Temporomandibular La RMI tiene capacidad de brindar imágenes de gran contraste en tejidos blandos. Esto la constituye en una técnica óptima para visualizar los tejidos blandos y las estructuras periarticulares de la articulación temporomandibular (ATM). La RMI ha reemplazado a la tomografía computada (TC) y la artrografía en lo que se refiere a la evaluación de la ATM. A pesar de que la TC tiene mejor resolución y de que la RMI permite una visualización limitada del hueso cortical, muchas patologías óseas pueden ser descriptas con precisión. Con imágenes de RMI las anormalidades intraarticulares son rápidamente visibles, proveyendo además información suplementaria que otras modalidades de diagnóstico por imagen no pueden brindar. El mayor interés acerca de los desarreglos internos de la articulación temporomandibular (ATM) se ha enfocado en los desplazamientos de disco. La RMI de la ATM ha mostrado ser valiosa en este sentido, así como en la valoración de la configuración del disco en casos en que se sospeche de tener desarreglos internos. Una de las mayores ventajas de la RMI es que puede producir imágenes de alta calidad de tejidos blandos sin el uso de radiación ionizante, y sin la necesidad de utilizar contrastes como en la artrografía. Además, la RMI no sólo es una opción viable para el reconocimiento de tejidos blandos, sino también para la valoración de cambios óseos sutiles en base a las variaciones en la intensidad de señales. Las bobinas que se utilizan para emitir la radiofrecuencia y detectar la señal de RM, son pequeñas bobinas de superficie acopladas que permiten realizar un examen bilateral con cortes de 3mm de espesor o menos. Las imágenes se obtienen en posiciones de boca abierta y cerrada para evaluar la posición y la recaptura del disco articular. Esto es facilitado ubicando un dispositivo especial en la boca del paciente para mantenerla abierta e indicándole al paciente que lo muerda para las imágenes de boca cerrada. Las imágenes son comúnmente tomadas en los planos sagital y coronal para poder documentar la posición del disco. Las imágenes sagitales ponderadas en T 1 son la piedra fundamental del examen de ATM, la anatomía es descripta claramente, y el plano de la imagen es óptimo para evaluar la posición del disco. Las imágenes sagitales ponderadas en T 2 son útiles a la hora de detectar cambios periarticulares degenerativos y la presencia de una efusión en la articulación. También es posible realizar estudios dinámicos tomando imágenes progresivas mientras se abre y se cierra la boca. Estas imágenes se componen en videos, con los que es posible analizar la posición del disco articular (que usualmente se disloca anteriormente). IV. SEGURIDAD Los aparatos de RMI poseen un campo magnético intenso que está siempre encendido, incluso cuando no está en uso. El campo magnético es invisible y puede causar accidentes, heridas y daño al equipamiento si no se toman precauciones especiales. 9

10 En el sitio se muestra un video dirigido a personas que no trabajan usualmente con aparatos de RMI. Durante la proyección se enumeran las características generales de los aparatos de RMI, los accidentes más frecuentes y las precauciones que es necesario tomar. En el sitio en la sección The list se puede obtener información de más de 1800 implantes, dispositivos, materiales y otros productos, en cuanto a la peligrosidad que reviste su introducción en imanes de uso diagnóstico. Los objetos de la lista están separados en categorías generales para facilitar el acceso, en particular existe una denominada Implantes dentales que cuenta con 19 objetos. Para cada uno de ellos hay información que ha sido caracterizada utilizando la clasificación: segura, condicional o insegura. BIBLIOGRAFÍA García Segura, J. M Espectroscopía in vivo por Resonancia Magnética Nuclear. EUDEMA. Pebet, N Resonancia Nuclear Magnética. En XII Seminario de Biomédica Facultades de Medicina e Ingeniería. Univ. De la Rep. Oriental del Uruguay. Rinck, Petersen y Muller Introducción a la Resonancia Magnética Nuclear Biomédica. Editorial Anejo Producciones SRL. Roth, C. et al MR imaging of the TMJ: A Pictorial Essay. Applied Radiology; 34 (5): Tomas, X. et al MR Imaging of Temporomandibular Joint Dysfunction: A Pictorial Review. RadioGraphics 26: Zaragoza, J. R Física e instrumentación médicas. Barcelona: Ediciones Científicas y Técnicas Masson-Salvat. En este sitio se explican conceptos básicos de RM en forma sencilla. En este sitio se encuentra información completa sobre los fundamentos físicos de la técnica, y de los estudios que es posible realizar. En este sitio se encuentra información acerca de las precauciones que hay que tomar cuando se está en cercanías de imanes de gran potencia como los utilizados en RM. En este sitio es posible encontrar videos de RMI-ATM. 10