1 Precesión del protón según Ley de Larmor

Física de la RM

Principios básicos

1. PRINCIPIOS BÁSICOS:

- Los núcleos de hidrógeno (protones) tienen propiedades magnéticas.

** Los que se orientan en sentido antiparalelo se encuentran en un estado de energía mayor.

** De forma natural hay una mayor cantidad de protones que orienten de forma paralela en cuanto al campo magnetico que de forma antiparalela**.

** Los protones no se encuentran quietos, "mirando " en sentido del campo magnetico o en sentido inverso, si no que se encuentran girando sobre sí mismos, describiendo  un giro circular, denominado precesión.

** La orientación de giro que tienen se llama spin y habitualmente es representado con un vector. 

** La suma de los diferentes vectores-espines de una sustancia proporciona un vector único que provoca una magnetización neta resultado de dicha suma total.

 Dicho esto la máquina de la RM  funciona como un gran imán que orienta los diferentes espines de las diferentes sustancias en paralelo o antiparalelo al sentido de la fuerza magnética utilizada.

2. APLICACIÓN DEL CAMPO MAGNÉTICO:  PRODUCE LA PRECESIÓN de los protones

Precesión: MOVIMIENTO COMPUESTO DE DOS EJES: ROTACIÓN SOBRE SI MISMO CON UN ÁNGULO Y ALREDEDOR DEL CAMPO MAGNÉTICO

El vector único se compone de dos vectores ortogonales cuya suma proporcionan el vector último de giro circular que posee el protón sometido a la fuerza magnética.

El vector conformado por todos los protones, una vez aplicado el campo magnético, será de orientación paralela o antiparalela, girando entorno a este formando un pequeño ángulo.

Dicho vector general longitudinal (vector de magnetización=M) no se puede medir, ya que está en la misma dirección del campo magnético empleado. 

El movimiento de giro en torno al CM es conocido como precesión y su FRECUENCIA de giro de los protones viene determinada por la frecuencia de Larmor w0=-yB0. y= constante giromagnética de la sustancia.

3. APLICACIÓN DEL PULSO DE RADIOFRECUENCIA (LA ANTENA QUE PRODUCE EL RUÍDO QUE SE GENERA EN LA PRUEBA Y QUE REQUIERE EN ALGUNOS CASOS DE PROTECCIÓN AUDITIVA):

El objetivo primordial es pertubar a estos protones que se encuentran alineados con el campo magnetico externo y que no se pueden "medir".

La aplicación del pulso de radiofrecuencia provoca 2 efectos que ayudan a ello:

 Primero tenemos que tener en cuenta, que para poder modificarlos, el pulso de radio emitido debe poder intercambiar energía con los mismo y para ello debe tener la misma frecuencia-velocidad que los protones, es decir LA MISMA RESONANCIA (motivo por el que se llama así a la prueba).

1. Una vez transmitido un pulso de radiofrecuencia determinado que se les ha proporcionado energía a algunos protones, de algunas sustancias, pasan a encontrarse en sentido antiparalelo, que era un estado de mayor energía. 

2. Adicionalmente provoca que todos los protones  que se encuentran girando en el mismo sentido de forma paralela o antiparalela con respecto al campo magnético se ALINEEN en la misma dirección, es decir giren en el mismo sentido, en dirección opuestas pero con el mismo grado de inclinación. Este proceso por el que los protones se encuentran girando de forma sincronizada, alineados y transversales al campo magnético se denomina  "EN FASE". Han adquirido una magnetización transversal.

Si la excitación de todos los espines se realizara al mismo tiempo no se podría saber de donde viene la señal de los tejidos. Para ello, aplicando un nuevo CM (gradiente) de menor intensidad, somos capaces de excitar selectivamente a espines que estén en su plano de eje y de tal forma podemos saber de DONDE proviene la señal (al variar el campo magnético con gradientes, se puede hacer que los protones en diferentes ubicaciones precesen a diferentes frecuencias). Estos gradientes se aplican en tres direcciones espaciales (x, y, z) para seleccionar un plano de corte específico y codificar la posición espacial de la señal de RM.   Gradiente de Fase (Gy): Después de seleccionar el plano de corte y excitar los protones en ese plano, se aplica un "gradiente de fase" en una dirección perpendicular al gradiente de selección de corte. Este gradiente modifica temporalmente las frecuencias de precesión de los protones a lo largo de esa dirección, lo que causa que los protones adquieran diferentes fases dependiendo de su posición en esa dirección. Al desactivar el gradiente, los protones comienzan a relajarse, pero debido a este gradiente de fase, ahora tienen una diferencia de fase que refleja su posición específica a lo largo de esa dirección. Esto es crucial para codificar la posición espacial de la señal dentro del plano seleccionado. 

Cuando la relajación va a empezar, después de cerrar el gradiente de selección del plano de corte (Gz), se abre el gradiente de fase (Gy) a lo largo de uno de los lados. Todos los núcleos de la misma fila de las filas perpendiculares al gradiente perciben la misma frecuencia, pero distinta a la de las otras filas. Los vóxeles de mayor frecuencia se adelantan en fase con respecto a los de menor frecuencia. Al apagar el gradiente queda un desfase entre filas que permite identificarlas. Falta, por tanto, identificar la señal de los diferentes vóxeles en cada columna. Para ello se aplica el gradiente de frecuencia (Gx), perpendicular al de fase.

4. CESE DEL PULSO DE RADIOFRECUENCIA:

Una vez que cesa el puso de radiofrecuencia se produce la relajación de la magnetización transversal y los protones "caen de fase".

El sistema de protones pierde las dos propiedades de la aplicación del pulso de radiofrecuencia. 1. Pierde energía, DESPRENDIÉNDOLA AL EXTERIOR, al haber más protones en sentido paralelo nuevamente y 2. Se desalinean girando en sus direcciones iniciales. Esto provoca que se reduzca su magnetización transversal y aumente la LONGITUDINAL. 

-  T1: "Consiste en que disminuye el eje x y vuelve a aumentar el eje y". El tiempo que tarda el sistema en alcanzar su magnetización longitudinal al 63% original, tras el cese del pulso de radiofrecuencia, se denomina T1 o TIEMPO DE RELAJACIÓN LONGITUDINAL .

- T2: Desfase: "Giran sobre sí mismo en la dirección original" El tiempo que tarda el sistema en alcanzar su magnetización transversal al 37% original, tras el cese del pulso de radiofrecuencia,  se denomina T2 o TIEMPO DE RELAJACIÓN TRANSVERSAL.

El T1 (se verticalizan) y El T2 (giran en diferentes direcciónes sobre sí mismos) suceden a la vez

Por lo general T1 es un tiempo más largo que T2.

IMPORTANTE: 

- El T1 depende más de la cantidad de protones de las sustancias.

- El T2 de la relación de las sustancias con el campo magnético y las dishomogeneidades.

5. RECOGIDA DE ENERGÍA Y VISUALIZACIÓN EN EL ORDENADOR:

Cada sustancia, al tener diferente densidad protónica va a tener diferente T1 y T2 y va a emitir diferente cantidad de energía por tanto, una vez cesado el pulso de radiofrecuencia. Ejemplo: el agua tiene un T1 muy largo y un T2 largo. La grasa por el contrario tiene un T1 corto.

 Cuando adquirimos las imágenes potenciadas en T1  "hacemos hincapié" EN EL TIEMPO DE RELAJACIÓN LONGITUDINAL DE LAS SUSTANCIAS. De esta forma las sustancias con un T1 (como los líquidos) se representarán como zona oscura en el ordenador. La grasa tiene un T1 corto (se ve hiperintenso).

-  Espacio -k: Consiste en el conjunto de los datos en bruto recogidos pre-formación de imagen, pero tiene bastantes peculiaridades:

- Cada eco, punto de la matriz de dato contiene la INFORMACIÓN DE TODA LA IMAGEN (diferente, por ejemplo, al concepto de vóxel del TC, donde ese vóxel solo tiene la información de ese punto mismo en la imagen).

- Los ecos de más señal se dispondrán en el centro de dicho espacio.

- Existen muchos parámetros utilizados en la manipulación del espacio-k pero hay que tener en cuenta que la zona central de la matriz no se manipulará debido a que esta zona como hemos dicho es la de mayor calidad. 

- Los datos amacenados en el espacio-k se transformarán en imagen a traves de la transformada de Fourier por la cual se puede descomponer en su conjunto de señales (desde el dominio del tiempo/ amplitud al dominio de la frecuencia).

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¿PERO Y QUÉ PASA SI APLICAMOS MÁS DE UN PULSO DE ENERGÍA?:

- Tiempo de eco (TE): es el tiempo transcurrido entre el primer pulso enviado y la recogida de señal.

-Tiempo de repetición (TR): es el tiempo que pasa entre un pulso de excitación y el siguiente, es decir, el tiempo que tardamos en volver a repetir el ciclo de la secuencia.

-Tiempo de adquisición (TA): es el tiempo necesario para obtener la imagen, desde que emitimos el primer pulso hasta que obtenemos la imagen final. Es el tiempo dedicado al estudio. Depende también del procesado por ordenador y otros factores.

Esta nueva emisión la realizaremos en un tiempo T=TE/2, en el que los núcleos se relajan. Tras él, esperamos un nuevo T y recogemos la señal que en este caso se conoce como señal eco y por tanto como spin-eco.

Un TR corto (de 3 dígitos) genera imagen potenciada en T1 mientras que una TR largo (4 dígitos) genera imagen potenciada en T2.

Las secuencias en densidad protónica tienen un TR mayor de 2000, similares a lasT2 mientras que tienen un TE pequeño y esto es similar al T1. Buena delimitación anatómica y líquido lo vemos hiperintenso. Secuencia ampliamente utilizada en músculo.

La grasa tiene un T1 corto y un T2 corto: En imágenes potenciadas en T1 la grasa es hiperintensa. El agua un T1 largo y un T2 largo.

¿Cómo medimos las inhomogeneidades del campo magénetico (interferencias)?

El es el T2*: consiste en la medición justo después de aplicar un primer de RF, justo antes de que empieze el desfase (el propio T2).

De forma general nos quedaremos con los siguientes aspectos y es que:

- Un TR largo proporciona señales similares de los tejidos mientras que un TR corto proporciona una mejor diferenciación mejor entre ellos.

- TR largo y TE largo implica una imagen potenciada en T2 = LA IMAGEN SE OBTIENE TENIENDO EN CUENTA SOBRE TODO LA COHERENCIA DE FASE DE LOS PROTONES.

- TR corto y TE corto implica una imagen potenciada en T1= LA IMAGEN SE BASA SEGÚN LA VERTICALZACIÓN DE LOS PROTONES.

- TR corto y TE largo implica ausencia de señal.

- TR largo y TR corto implica una imagen potenciada en densidad protónica.

***** TR : CORTO < de 500 mseg. LARGO > de 1500 mseg.

¿Cuándo se considera un TR corto? ¿Y un TE largo? Si bien los valores son aproximados, se pueden utilizar los siguientes:

• TR corto: <700-800 ms.

• TR largo: >1500-2000 ms.

• TE corto: <20 ms.

• TE largo: >80 ms.

Ejemplo: Si tenemos dos tejidos con tiempos de relajación diferentes, si empleamos un pulso de 90 grados tenemos una fuerte magnetización transversal y baja longitudinal. Si esperamos un TR largo antes de emitir un nuevo pulso ambos tejidos alcanzarán nuevamente sus valores estándares y no se podrá diferenciar. En cambio, si empleamos un TR corto, al tener tiempos de relajación diferentes, con la emisión de un nuevo pulso el tejido que se relajaba rápido va a presentar una nueva magnetización transversal mucho más fuerte y generará una señal mas fuerte que el que se relajaba mas lentamente una vez que se le aplique el nuevo pulso.

DEBIDO A ESTO UN TR CORTO SERA BUENO Y UTIL PARA DIFERENCIAR TEJIDOS SI NOS FIJAMOS EN T1. ES DECIR, OBTENDREMOS UNA IMAGEN POTENCIADA EN T1. POR EL CONTRARIO UN TR LARGO SE UTILIZARÁ PARA IMÁGENES POTENCIADAS EN T2.

Imagen potenciada en T1: TR corto y TE corto.

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FAMILIAS DE SECUENCIAS:

Existen 2 grandes familias de secuencias:

1.La familia Spin Echo ( 90º y luego 180º; dual o fast spin echo si se aplican pocos o muchos de 180º) ¡EL TR Y TE SOLO SE MODIFICA PARA ESTA FAMILIA! : Basada en pulsos de 90º y 180º grados (el pulso de 180ª grados se utiliza para que los protones más veloces pillen a los protones que se desfasan). Incluye el fast spin echo (Single shot FSE, GRASE, FBI). Se pueden potenciar tanto en T1 como en T2. La reducción de TR ponderará la imagen en T1 ya que se resaltarán las diferencias entre la relajación longitudinal de la magnetización de los tejidos.

Hístóricamente la secuencia Spin-Echo fue la primera en utilizarse.

Aunque puede utilizarse para obtener secuencias potenciadas en T2, como la ponderación T2 depende de un TR largo entonces se prefiere utilizarse 

 -      Debemos destacar que una señal spin-eco se puede realizar tanto potenciada en T1 como en T2: De todas formas se utiliza más para T1, ya que para T2 tiene que esperarse mucho (necesita el pulso de refase, el de 180 º).

- Imágenes anatómicas.

- Secuencias rápidas: Son por ejemplo el FSE(Fas Spin Eco) y el TSE (Turbo Spin Eco). Consisten, en una vez aplicados los dos pulsos de RF, recibir muchos ecos en vez de uno solo para rellenar rápidamente el espacio k. El Single Shot: Emplea un único pulso de RF y posteriormente se reciben muchos ecos (utilizado sobre todo para ver estructuras con un T2 largo).

- GRASA HIPERINTENSA T2 (AL IGUAL QUE T1)--> AÑADIR SUPRESIÓN GRASA//// POCO SENSIBLES A SUSCEPTIBILIDAD.

1.2 La familia Inversión recuperación= IR =secuencias de SATURACIÓN (SUBFAMILIA DE SPIN-ECHO).

Se trata de una secuencia de pulsos de eco de espín precedida por un pulso de RF de 180°.

El pulso preparatorio invierte la magnetización longitudinal (Mz ). Los tejidos recuperan Mz  a diferentes velocidades de relajación longitudinal (T1) --> aplicamos el pulso de lectura de 90º de eco spin cunado la magnetización longitudinal de la sustancia de queramos medir alcance el punto nulo. 
El tiempo transcurrido entre el pulso preparatorio de 180° y el pulso de RF de excitación de 90° se denomina tiempo de inversión ( TI ).

Identifican muy bien ciertos aspectos de la imagen a costa de ser poco preciso y anatómico. Generalmente SUPRIMEN LA GRASA (a veces se diseñan específicamente para suprimir agua). Hay que tener en cuenta que son un tipo de secuencias que SE AÑADEN A UN T1, T2 O DENSIDAD PROTÓNICA o un SPIN ECO. 

- Aumentan el tiempo de exploración.

- Algunos ejemplos son: STIR (anula grasa): 180º (esto permite que a medida que se vuelven a verticalizar hay un momento que pasan por la "línea" de la sustancia que queremos anular y es ahí donde recibir su señal para anularlo)-90º-180º. ANULA TODAS AQUELLAS SUSTANCIAS CON T1 LARGO; HACE BRILLAR LO PATOLÓGICO (EL AGUA/EDEMA). ¡Cuidado con el contraste , que acorta el T1 de todos los tejidos!.

- FLAIR (anula LCR): Elimina la señal de los líquidos libres (incluyendo el LCR) y aumenta el contraste con las zonas adyacentes. Normalmente se aplica sobre un Espin-Echo turbo. Tener en cuenta que como no tiene sensibilidad a la susceptibilidad no detecta muy bien la hermorragia.

- En otros casos podemos aplicar pulsos específicos de excitación de una determinada sustancia para saturarlas antes de empezar con cualquier tipo de secuencia. Es por ejemplo, FAT WATER (anula agua).

2. La familia Echo gradiente :  Vienen a resolver el problema de la anterior familia de secuencias en las cuales para obtener la máxima señal, todas requieren que la magnetización transversal retorne a su posición de equilibrio a lo largo del eje Z antes de repetir la secuencia, lo que requiere un elveado tiempo de adquisición. Principalmente, cuando el T1 es largo, esto puede alargar significativamente la secuencia.

La familia eco-gradiente se basa en emisión de pulsos de radiofrecuencia más pequeños (entre 10º y 70º) y campos magnéticos tranversales para cambiar su magnetización transversal y saber la posición de los protones. Su objetivo principal es reducir el tiempo de exposición.

Como he comentado, utilizan un único pulso de radiofrecuencia a menos grados, junto con la inversion de gradiente codificador de frecuencia. Se emplean principalmente para la imagen en T2* (es decir, el decaimiento de señal en TE) debido a que estas secuencias no corrigen las inhomogeneidades del campo magnético. Este tipo de señales, no van a producir apenas variaciones en al verticalización de los protones, solo en su orientación de giro por lo que provocan sobre todo alteraciones en la magnetización transversal y por tanto estas secuencias van a estar principalmente potenciadas en T2, SOBRE TODO CUANTO MENOR SEA EL ANGULO DEL PULSO EMITIDO. La relajación T2 se debe a un desfase causado por los protones de hidrógeno que no están totalmente sincronizados entre si. Los 3 factores los más importantes en la dispersión de fase por la falta de inhomogeneidad del CM (campo magnético) son:  1. Entorno magnetico de los protones, 1. Heterogeneidad del imán, 3. Irregularidad del CM por las sustancias paramagnéticas (efectoT2*).

Debido a que las secuencias de eco de gradiente son muy sensibles a las alteraciones en el campo magnético local, lo que puede ser causado por la presencia de sustancias paramagnéticas como el hierro o la desoxihemoglobina, pueden ser utilizadas para determinar microsangrados.

Dentro de eco gradiente tenemos diferentes secuencias. También podemos adicionar otro tipos de pulsos para características en concreto:

- Gradientes clásicas o lentas.

- Secuencias rápidas:  A diferencia de las secuencias rápidas de la familia Spin Echo aquí se aumenta la velocidad aplicando pulsos de RF con un TR muy pequeño.

Tenemos dos grandes tipos de secuencias rápidas de gradiente:

- Coherentes: Gradientes steady state; la magnetización transversal se refasa parcialmente o totalmente: FIESTA (Fast imaging employing steady-state; secuencia potenciada en T2  que por sus características genera un marcado efecto mielográfico al mostrar un mayor contraste entre el líquido cefaloraquídeo, el  estuche raquídeo y su contenido, aportando un gran detalle anatómico en este aspecto) o BALANCE. Proporcionan hiperintensidad a grasas y líquidos.

- Incoherentes.

- Secuencias T2 eco gradientes de susceptibilidad magnética: La sangre con degradación de hemoglobina se verá como una caída de señal.

-  Fase y Fuera de fase:Detecta vóxeles con mezcla de grasa y agua. Si cae de señal en fase opuesta quiere decir que contiene una mezcla de grasa y agua (ejemplo en metástasis vs adenoma). Si por el contrario la estructura solo contiene grasa entonces no habrá decaimiento de fase. No debe administrarse con contraste iv ya que la captación de la lesión puede no evidenciarse o incluso puede producirse un incremento paradójico de la supresión grasa. ¡¡ Cuando decimos que nos encontramos en fase quiere decir que sumamos tanto la intensidad del agua y grasa dando como lugar una señal en T1 más alta, y se restan cuando se encuentran en fuera de fase!!

* Importante tener en cuenta que no suprime la grasa madura=macrocópica (Para ello necesitaríamos una secuencia específica de supresión grasa).

Dentro de eco gradiente tenemos las secuencias en fase y fuera de fase. Ambas se encuentran potencidas en T1.

- Secuencia LAVA-Flex: técnica fast spoiled gradient echo con adquisición de imágenes en 3D. REQUIERE DE APNEA DE APROX 20s. Genera contraste de "solo agua", "solo grasa", en "fase fuera de fase" EN UNA SOLA ADQUISICIÓN. Por ejemplo la imagen "solo agua" permite obtener imágenes mejores incluso que las secuencias de saturación grasa específicas pudiendo funcionar como un perfecto T1 con saturación grasa. Por otra parte la imagen solo grasa ofrece beneficios en por ejemplo la detección de esteatosis hepática.

- Secuencia LAVA : Secuencia eco gradiente potenciada en T1  en la que se administra contraste pudiendo hacer una fase arterial portal y tardía. Incorpora también normalmente un FAT-SAT a la imagen.

En las secuencias espineco se ven negros los vasos y por tanto en secuencias con administración de contraste son mejor para diferenciar de vasos y de meninges. El espineco cube T1 se esta utilizando para ver captaciones sugerentes de metástasis mejor que el ecogradiente ya que en esta última secuencia los vasos se ven blancos.

Otras secuencias y aspectos:

- Secuencias tof: Time of flight : no utilizan contraste pero permiten reconstruir vasos arteriales y venosos.  Se basa en secuencias rápidas ecogradientes. "La llegada de nueva señal a la máquina de RM permite proporcionar una hiperintensidad".

Tof y ASL siguen procedimientos relaticamente similares, pero el tof se utiliza para estudios vasculares y el ASL para estudios de perfusión. El tof se vasa en la diferencia de magnetizacion entre el tejido estacionario y la sangre en movimiento. El ASL hace marcaje de hematies previamente y luego analiza los que entran, salen etc de los vasos para realizar cálculos de perfusión. El tof hace una diferencia entre la materia estacionaria y el movimiento de los protones que entran en ese marco de materia estacionada previamente marcada.

- Técnicas T2 mapping Su utilidad es detectar anomalías del cartílago articular basadas en cambios en los tiempos de relajación, especialmente T2, no identificables con las secuencias convencionales. El tiempo de relajación T2 se dilata en las primeras fases de daño del cartílago, al aumentar su contenido acuoso en las capas más profundas, sustituyendo a los proteoglicanos. Las secuencias típicas de T2 mapping presentan un grosor del corte fino del orden de 2-3 mm, obtenidos perpendicularmente a la superficie del cartílago. Se obtienen de cuatro a seis ecos, con TE de 5 a 100 ms y TR y demás parámetros constantes. Estos pueden ser ecos de espín (para estimar T2) o ecos de gradiente para estimar T2*. Tras calcular los tiempos de relajación, se crean mapas codificados de colores para permitir identificar cambios dentro del cartílago.

- Secuencias de excitación del agua (WE): Se basa, al igual que la FAT-SAT en pulsos de saturación selectivos. En la secuencia WE se excitan selectivamente los protones del agua y dejan los de la grasa sin excitar. Se trata de un tipo de saturación grasa menos sensible a campos magnéticos inhomogéneos, aunque no exenta de artefactos, y más rápida que la FATSAT. En S-MSK es útil para valoración del cartílago debido al contraste que genera sobre la señal anulada de la grasa, con posibilidad de cortes finos de forma rápida.

- Física de la T2*: El tiempo de relajación T2* (leído como estrella T2) es una medida de relajación transversal que abarca tanto los efectos intrínsecos de T2 como el desfase adicional resultante de las faltas de homogeneidad en el campo magnético. Estas faltas de homogeneidad pueden ser derivadas de las características del tejido o derivadas de imperfecciones en el campo magnético de la máquina de RM. En condiciones IDEALES T2=T2*.

Los efectos de T2* se observan con mayor frecuencia en las imágenes GRE, donde la señal de RM se desvanece más rápidamente que con la caída de T2 sola. Como resultado, la mayoría de las secuencias T2* son secuencias GRE. Se utiliza tanto para la secuencia de susceptibilidad como para la fMRI--> detectar la actividad cerebral midiendo los cambios en el flujo sanguíneo cerebral donde las regiones activas del cerebro muestran cambios en el equilibrio de oxihemoglobina a desoxihemoglobina y lo que influye en los valores de T2*.

- Secuencia de susceptibilidad magnética (YA COMENTADA): Se utiliza de forma sobreañadida sobre secuencias T2. Normalmente sobre T2* eco-gradiente donde se verá la zona de interés como una caída de señal.   

Profundizando en la secuencia de susceptibilidad, es importante reseñar que es particularmente sensible a los compuestos que distorsionan el campo magnético local. SWI se generan a partir de secuencias de pulsos de eco de gradiente (GRE) con corrección de velocidad y alta resolución espacial en 3D.

Las secuencias GRE, como ya hemos comentado, son sensibles a las diferencias en la susceptibilidad del tejido porque carecen de la capacidad de reenfocar los espines desfasados ​​por las inhomogeneidades del campo magnético.

Aunque tradicionalmente se han utilizado secuencias GRE ponderadas en T2* simples para la detección de productos de hierro/sangre y calcificaciones , las secuencias SWI modernas incorporan varias características y mejoras que las hacen superiores.

Una característica clave de SWI es que la información de magnitud y fase se procesa/muestra de forma independiente, así como también se combina para fines de diagnóstico.  La imagen de magnitud se obtiene directamente mientras que la máscara se obtiene después de haber obtenido la imagen de fase sin procesar (dominada por gradientes de susceptibilidad "macro" grandes pero que cambian lentamente debido a inhomogeneidades de campo generalizadas, así como distorsiones debido al aire y al hueso en la base del cráneo) a la que se le aplica un filtro para obtener la imagen de false filtrada a la que por último se escala la imagen con el objetivo de aumentar las diferencias entre los tejidos, obteniendo finalmente la imagen ponderada de susceptiblidad para determinar la lesión.

La imagen de magnitud se guarda para fines de diagnóstico, mostrando el tejido de fondo con un contraste similar a la densidad de espín.

 No es posible distinguir entre la calcificación (compuesta principalmente de fosfato de calcio, pero que también contiene cantidades muy pequeñas de cobre (Cu), manganeso (Mn), zinc (Zn), magnesio (Mg) y hierro (Fe))   y los productos sanguíneos en las imágenes SWI posprocesadas, ya que ambas muestran pérdida de señal y floración. Sin embargo, las imágenes de fase filtrada pueden (en principio) distinguir entre ambos, ya que los compuestos diamagnéticos y paramagnéticos afectarán la fase de manera diferente (es decir, las venas/hemorragias y la calcificación aparecerán con una intensidad de señal opuesta).

Sin embargo, esto no está exento de complicaciones, ya que el hecho de que una lesión aparezca negra o blanca en las imágenes de fase depende de numerosos factores: 

- Lateralidad del sistema.

- Cómo se presentan las imágenes (por ejemplo, inversión de escala de grises).

- Tamaño y grado en que una lesión provoca un cambio de fase (aliasing). 

- Oxigenación.

TR = 25-50 ms, TE = 20-40 ms y ángulos de giro = 15-20º

- Perfusión: Tipos perfusion: 1.º T2- basado en ecogradiente T2*; se trata de una secuencia de valoración arterial-capilar-venoso para hacer una valoración de curva de tiempo (puede hacer correciones de saber cuánto pasa a intersticio y anular ésto para estimar mejor la angiogénesis),  2º Basado en secuencia T1; permite valorar también permeabilidad del vaso mediante el cálculo de k-trans (que nos puede indicar que puede haber pocos vasos pero ser de alta malignidad) 3ª Técnicas de arterial Spin Labelling (ASL). 

La más utilizada es la perfusión basada en T2* gracias a la caída de señal que tiene el gadolíneo en secuencias T2* debido a la susceptibilidad. Se suelen utilizar las secuencias ecogradiente por ser más rápidas, con comportamiento lineal a las concentraciones de gadolíneo. Obtenemos las variables: VSC (el más utilizado para neoplasias): se define como el volumen total de sangre que contiene una determinada zona del cerebro, FSC: es definido como el volumen de sangre atravesando una determinada zona cerebral por unidad de tiempo, TTM: representa el tiempo medio que emplea la sangre desde la entrada arterial hasta la salida venosa, medida en segundos. Estos parámetros se relacionan entre sí a través de la fórmula TTM=VSC/FSC.

La neoangeogénesis se puede calcular mediante la PRM y el parámetro hemodinámico que debe evaularse para el estudio de tumores es el rVSC. Las regiones con alto rVSC representan zonas de mayor número capilar-->> agresividad. Por otra parte, zonas de alta vascularización no indican malignidad (ej hememangioblastomas).

Es importante también tener en cuenta que las zonas de mayor perfusión no siempre se correlacionan con las áreas de realce en la imagen por RM en secuencias potenciadas en T1 ya que las zonas de alta captación T1 indican alteración de la permeabildiad de la BHE mientras que nosotros queremos aislar y determinar el concepto de hipervascularización.

Los astrocitomas de pequeño grado, como cabría esperar, poseen una neoangiogénesis no tan grande, y por tanto un rVSC menor.

El componente sólido de una metástasis y de un glioblastoma poseen valores similares de rVSC ya que la metástasis induce neovascularización similar a glioblastomas. Por otra parte, el edema peritumoral del glioblastoma está mucho más hiperperfundido, debido a la infiltración tumoral.

Tanto en la radionecrosis y la pseudoprogresión lo ideal es que la perfusión no esté aumentada. Valores de rVSC por debajo de 0.6 son sugestivos de radionecrosis.

* Fenómeno de secuestro en la perfusión: La curva no recupera su nivel basal por déficit de lavado de Gadolíneo. Esto es habitual en los tumores.

- Difusión: La difusión se basa a diferencia de las técnicas clásicas de RM en el tiempo de relajación, en el movimiento Browniano de las moléculas del agua. Aquellas moléculas que se encuentran en líquido se desfasan (se mueven) de forma aleatoria. Se utilizan secuencias altamente potenciadas en T2 (ecogradiente; ¡cuidado! --> ésto hace que sea una secuencia sensible a la susceptibilidad; la sangre subaguda restringe --> fijarse en secuencia T1 que será hiperintenso ) en las que el valor "b" permite precísamente discernir entre los protones que se mueven y los que no lo hacen mediante la representación de una curva que es el coeficiente de difusión ADC. De esta forma se obtienen habitualmente 2 valores "b" en el que el valor b=0 nos permite saber si lo que vemos hiperintenso en el b alto se debe a efecto T2.

El  valor b: refleja la intensidad y el momento de los gradientes utilizados para generar imágenes ponderadas por difusión.

La tractografía se basa en el principio de la difusión de distinguir el movimiento de los protones. En este caso las moléculas de aguda se desplazan en una misma dirección dentro de las vainas nerviosas.

Por lo general la restriccion de la difusion responde a edema citotoxico ("hinchazón celular"; fallo en la bomba de sodio). No solamente la restriccion de difusion se da en caso de isquemia si no también en estatus de epilepsia y enfermedades autoinmunes. No se sabe fisiopatológicamente exactamente a qué responde la restricción de la difusión ya que en estos ultimos casos mencionados (epilepsia y enfermedades autoinmunes por ejemplo) no se produce muerte celular.

Mapa ADC (coeficiente de difusión aparente): Valora movimiento del agua. Se aplica sobre secuencias Spin Echo potenciadas en T2. Muy importante para lesiones isquémicas.

- Areas de restricción al movimiento brilla agua y si existen movimiento no habrá resitricción y la señal se verá negro.

- Valoración cualitativa: Proporcionada por los valores individuales de b. El grado de difusión depende del factor b: este factor que determina tanto la secuencia spin echo, como los pulsos de radiofrecuencia emitidos y que determinarán como de potenciada en T2 está la imagen. Hay que tener cuidado para no confundirlo con restricción. El coeficiente de ADC se vera negro. 

- Valoración cuantitativa: Lo otorga el mapa ADC  Es necesario analizar el mapa ADC (en este caso la restricción en el mapa  ADC se ve negra). El mapa ADC nos muestra verdaderamente la restricción, sin que exista contaminación por la señal T2 obtenida. Para ello necesita 2 valores de "b" (uno siempre es 0 y otro menor de 1000 seg/mm2). Uno de los problemas del análisis cuantitativo es que la señal depende tanto de la difusión del agua como del tiempo de relajación T2, de tal forma que lesiones con alto contenido líquido van a poder dar un "EFECTO T2 shine-through (blanco en ADC y blanco en mapa b; te quedas sin saber si restringue o no la difusión)". ESTO lo podemos solucionar mirando el mapa ADC. El mapa B0- es un mapa tipo T2 que te permite saber de base "lo que se mueve y no se mueve".

** La intensidad de la señal que se obtiene no va a depender únicamente del movimiento de las moléculas de agua sino que también varía al modificar la amplitud, duración o intervalo de gradiente aplicado. El parámetro b es proporcional a todos estos actores.

** La restricción de la difusión se verá como un aumento de señal. El aumento de señal presente tanto en el mapa ADC como en la difusión no es una verdadera restricción.

** El valor "b" a medida que aumenta, la intensidad de la señales que proporciona disminuye. De tal forma que valores "b" bajos se utilizan para aumentar la sensibilidad. Esta pérdida de señal será mayor en aquellas lesiones donde la difusión esté facilitada.

RM funcional: Se basa en el efecto T2* de la desoxihemoglobina.

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¿Cómo detectamos la grasa?: La supresión de grasa se puede lograr con 4 técnicas: saturación espectral de grasa (incluímos aquí la el método de presaturación espectral con recuperación de inversión (SPAIR)), recuperación de inversión de tau corta (STIR),  método de Dixon y método de excitación de agua.

- Saturación de la grasa espectral-FAT-SAT-SPIR-SPAIR:  Método de inversión recuperación conociendo. Conociendo la precesión exacta de la grasa se administra un pulso de RF para relajarla.  Sus ventajas es que anula la grasa de manera muy exacta y se puede utilizar tras la administración de civ.  Por otra parte su desventaja es que es sensible a inhomogenidades del campo magnético. ADEMÁS CUANDO COEXISTE GRASA CON AGUA NO SE PRODUCE EL ANULAMIENTO DE SEÑAL.

- Saturación de la grasa inversión recuperación- STIR: Anula la señal de cualquier tejido con tiempo de relajación similar a la grasa --> no diferencia sangre de grasa en ocasiones, no se puede utilizar cuando se administra contraste iv.

- Saturación de la grasa con método DIXON: Se basa en el principio físico del desplazamiento químico (se considera un artefacto de la RM), se permite adicionar a otros tipos de familia de secuencias (por ejemplo, eco de espín, eco de gradiente) y ponderaciones (T1,T2  y Eco-gradiente). La técnica de Dixon aprovecha el hecho de que las moléculas de agua y de grasa preceden a velocidades diferentes. Como tal, con el tiempo, alternarán entre estar en fase y opuesta. La adquisición simultánea de imágenes en fase y en fase opuesta permite que las imágenes se combinen matemáticamente de dos maneras, lo que da como resultado un total de cuatro secuencias. **en fase = (agua + grasa)**fase opuesta = (agua - grasa) **solo grasa = en fase - fase opuesta = (agua + grasa) - (agua - grasa) **solo agua = en fase + fase opuesta = (agua + grasa) + (agua - grasa).

Si añadimos, por ejemplo, una secuencia de saturación espectral de la grasa como SPIR podemos anular tanto la grasa macroscópica como la microscópica.

- La técnica VIBE (Volume Interpolated Breath-hold Examination)(volumétrico de apnea interpolada): Físicamente se trata de una secuencia de eco de gradiente 3D (GRE) alterada por radiofrecuencia para crear imágenes tridimensionales ponderadas en T1 que emplean técnicas de interpolación (técnica de interpolación: implica llenar los espacios entre los cortes capturados para construir un volumen tridimensional integral --> permite reconsutrucción 3D).  Genera imágenes tambien en fase, fuera de fase, con imágenes solo agua y solo grasa.

Algunos ejemplos de los nombres comerciales con esta técnica son THRIVE (T1 High Resolution Isotropic Volume Excitation) en Philips, LAVA (Liver Acquisition with Volume Acceleration) en General Electric.

Aclaración: 

SPIR y SPAIR difieren de STIR en varios aspectos:

(1) STIR es una secuencia completa, mientras que SPIR/SPAIR puede considerarse como un tipo de módulo preparatorio que se puede agregar a otras secuencias;

(2) SPIR/SPAIR suprime selectivamente la grasa, mientras que STIR suprime todos los tejidos con valores T1 similares a la grasa.

(3) SPIR/SPAIR sólo se puede realizar en imanes altamente homogéneos.

(4) STIR se utiliza para producir imágenes con contraste similar a T2, SPIR/SPAIR se puede utilizar con secuencias de cualquier ponderación.

(5) Las secuencias SPIR/SPAIR tienen una relación señal-ruido más alta que STIR. 

Otros aspectos

Para prótesis de bajo magnetismo (material ortopédico), se recomienda un retraso de 6 a 8 semanas después de la implantación para evitar el desplazamiento del material. Las válvulas cardíacas son generalmente compatibles con la RM.

Gadolineo: se ve hipertenso en la RM. Si la célula no "funciona bien", entonces actúa reteniéndose dentro, sin salir de ella. De esta forma, en los tejidos dañados se produce un aumento de la señal.

De forma MUY general:

T1:

HIPOINTENSO =NEGRO (NO HAY SEÑAL): AIRE, CALCIO, HUESO, SANGRE MUY AGUDA.

GRIS: FLUIDOS, LIGAMENTOS, TENDONES MUSCULOS/

GRIS CLARO: TEJIDOS CARGADOS DE PROTEINAS, ABSCESOS, QUISTES, LIQUIDO SINOVIAL 

HIPERINTENSO=ALTA SEÑAL= BLANCO: GRASA, SANGRE, GADOLINO, MELANINA, PROTEINAS.

Cerebro:

1. LCR: Oscuro.

2. Grasa: Brillante.

3. Materia Blanca: Intermedia a brillante.

4. Materia Gris: Intermedia a oscura.

5. Hueso (cráneo): Oscuro.

6. Médula Ósea: Intermedia a brillante.

7. Vasos sanguíneos: Mayormente oscuros; Dependiendo de las características del flujo, puede ser brillante u oscuro.

8. Glándula Pituitaria:  Intermedia.

9. Plexo coroideo:  Intermedio.

10. Cerebelo: Materia gris más oscura que la sustancia blanca.

11. Tallo encefálico: Intermedio a brillante.

12. Senos paranasales: Oscuros (llenos de aire).

13. Tálamo, Putamen, Hipocampo, Núcleo Caudado: Intermedio.

14. Cuerpo Calloso: Intermedio.

15. Glándula Pineal: Intermedia.

Columna vertebral:

1. Médula Espinal:  Intermedia.

2. LCR: Oscuro.

3. Hueso: Oscuro.

4. Médula Ósea: Intermedia a brillante.

5. Disco intervertebral: Intermedio a brillante 

6. Ligamentos: Intermedio a Oscuro.

7. Raíces nerviosas: Intermedio.

Abdomen y Pelvis:

1. Hígado: Intermedio a oscuro.

2. Vesícula biliar y conducto biliar común: oscuros.

3. Bazo: Intermedio.

4. Riñón:  Intermedio.

5. Uréteres:  Intermedio.

6. Páncreas: Intermedio a oscuro.

7. Vejiga urinaria: Oscura.

8. Próstata: Intermedio.

9. Útero:  Intermedio.

Musculoesquelético:

1. Músculo: Intermedio.

2. Hueso: Oscuro (señal baja)

3. Médula Ósea: Intermedia a brillante

4. Vasos sanguíneos: Mayormente oscuros; Dependiendo de las características del flujo, puede ser brillante u oscuro.

5. Grasa: Brillante.

6. Ligamentos: Intermedio a oscuro

7. Raíces nerviosas: intermedia 

8. Cartílago: Intermedio a oscuro. 

9. Líquido sinovial: oscuro.

10. Tendones: Intermedio a oscuro. 

T2:

BAJA SEÑAL: AIRE,CALCIO, HUESO CORTICAL, SANGRE RAPIDA

SEÑAL INTERMEDIA-GRIS SOCURO: LIGAMENTOS TENDONES CARTILAGOS// GRIS CLARO: MUSCULO,CARTILAGO, GRASA(QUE A VECES PARECE CASI DE ALTA SEÑAL)

ALTA SEÑAL: FLUIDOS, LCR, GRASA (AUNQUE LIGERAMENTE DE MENOR SEÑAL QUE EN T1)

Cerebro

1. Músculo : Intermedio a oscuro.
2. Grasa: Muy brillante
3. LCR: Intermedio a brillante
4. Materia blanca: más oscura que la materia gris
5. Materia Gris: Intermedia a brillante
6. Hueso: Oscuro (señal baja)
7. Médula ósea: variable pero a menudo brillante
8. Vasos sanguíneos: Mayormente oscuros, dependiendo de las características del flujo, pueden ser brillantes u oscuros.
9. Glándula Pituitaria: Intermedia Plexo Coroides: Intermedio a brillante
10. Cerebelo (consta de materia blanca y gris): la materia gris es más brillante que la materia blanca.
11. Tallo encefálico: intermedio
12. Senos paranasales: Oscuros (llenos de aire)
13. Tálamo: más brillante que la materia blanca
14. Putamen: Más brillante que la materia blanca
15. Glándula Pineal: Intermedia
16. Hipocampo: más brillante que la materia blanca
17. Cuerpo Calloso: Intermedio a Oscuro
18. Núcleo caudado: más brillante que la materia blanca

En los cuerpos vertebrales la distribución de la médula amarilla puede ser en forma de bandas en la proximidad de las placas terminales, como múltiples focos que dan un aspecto parcheado al cuerpo vertebral o como aumento de señal T1 y baja señal en T2 FAT-SAT y STIR de forma homogénea.

Semiología básica:

• Inflamación: Aumentan tiempos de relajación T1 (hipo) y T2 (hiper).
• Neoplasia: Aumenta tiempos de relajación T1 y T2 (señal aumenta) pero MENOS QUE EN INFLAMACIÓN.
• Infiltración  grasa: Acorta tiempo de relajación T1(hipointenso).

Hematoma:

• Hb oxigenada: FE de bajo spin→ no paramagnético. Tiempo de relajación alto T1 y T2.
• DesoxiHb (dentro de eritrocitos): FE de alto spin→ paramagnético→ T1 de relajación sigue alto por no interacción espín-espín, pero T2 el tiempo de relajación se reduce.
• Meta intra: FE en forma férrica; muy paramagnética; a pesar de ser intracelular; T1 tambien se relaja.
• Meta extra: En este caso al perder las propiedades de susceptibilidad magnética local se produce el aumento de señal en T2 haciendo que también sea hiperintenso.
• Crónica: Señal similar al agua (pérdida de la señal ferromagnética; lo que queda es agua )

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- Sustancias repelidas por el campo magnético: diamagnéticas.

- Sustancias atraídas débilmente por el campo magnético: paramagnética.

- Sustancias atraídas fuertemente por el campo magnético: ferromagnética.

La sangre en su evolución cronológica se degrada de oxiHB (diamagnética) a deoxi HB (paramagnética) de tal forma que se puede clasificar la sangre en hiperaguda, aguda, subaguda y crónica.

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Principales artefactos en RM

• De movimiento: Imagen desenfocada. Si los movimientos son constantes en misma dirección se produce imagen fantasma.
• Artefactos de flujo: el más habitual es el de la sangre en movimiento que genera un vacío de señal intraluminal en la mayoría de las secuencias. 
• Artefacto de cremallera: consiste en una o dos bandas paralelas a lo largo de la dirección de la codificación de fase. Normalmente se producen por presencia de dispositivos magnéticos en la sala.  En ocasiones se ve como una banda hiperintensa si interfiere con la señal de radiofrecuencia.
• Fenómeno de aliasing: se debe al uso de un FoV menor del área anatómica a estudiar. Normalmente sucede en la dirección de codificación de fase. Puede provocar que los datos que quedan fuera del FOV aparezcan plegados en el lado opuesto de imagen o en el mismo lado. Algunas soluciones para evitarlo son: aumentar el FOV, cambiar la orientación de fase o activar una herramienta que anula la señal fuera de él llamada oversampling.
• Artefacto de cúspide: Se debe a la excitación del pulso de radiofrecuencia y la subsiguiente detección de la señal de un tejido que se encuentra fuera de los gradientes del campo magnético, es decir, que surge exterior al FOV. Para evitarlo se debe de coincidir la bobina receptora con el valor deseado de FoV.
•  Artefacto de truncamiento o de Gibbs: suele aparecer como líneas paralelas adyacentes a interfaces con alto contraste entre sí. Se produce debido a la transformada de Fourier por la cual la imagen se genera a partir de una secuencia finita.
• Artefacto de saturación: Se produce porque el tiempo de repetición es mucho menor que el tiempo de relajación T1.  Este artefacto también se produce por superposición de cortes adyacentes. Esto provoca artefacto, sobre todo si se utiliza ángulo de pulso entre 60º y 90º. En los casos  en los que se utilice secuencias eco gradientes con ángulos de giro bajo se solucionará este artefacto.
• Artefacto de volumen parcial: Se produce cuando el tamaño del vóxel es tan grande que abarca diferentes tipos de tejidos. Se soluciona con cortes más finos o  usando secuencias 3D o disminuyendo el FoV y aumentando el tamaño de matriz.
• Artefacto de excitación cruzada: Se produce cuando el pulso de radiofrecuencia excita protones de tejidos adyacentes. Es poco habitual hoy en día en las máquinas actuales y se caracterizaba por una pérdida de señal en la imagen.
• Artefacto por defecto de homogeneidad del campo magnético: Si hay fallo en la calibración del campo (shining) se producen artefactos principalmente en secuencia de saturación. Esta inhomogeneidad sucede principalmente en zonas de interfase tejido aire. Los artefactos por heterogeneidad del campo magnético se manifiestan como una falta de supresión homogénea de la grasa en un extremo de la imagen en secuencias que incorporan supresión grasa. En algunas máquinas se dispone de una herramienta llamada shimming que ayuda a homogeneizar el campo magnético principal.
• Artefacto de ángulo mágico: Depende del ángulo del colágeno la señal puede variar punto esto sucede principalmente con un ángulo de 55º. Este artefacto no aparece en secuencias con TE largo T2.
• Artefacto por desplazamiento químico: Se produce en la interfase de los tejidos formados por agua y grasa y se debe a que tienen frecuencias de resonancia diferentes.  En la imagen de resonancia magnética la posición del vóxel viene determinada por la dirección de codificación de frecuencia del protón. En el caso de que un vóxel se componga por protones de diferente frecuencia de precisión tendrá una localización diferente en el eje de codificación de frecuencia (desplazamiento químico). Por ejemplo, en una imagen en la que haya grasa y agua los protones correspondientes a la grasa generarán una imagen retrasada con respecto a los protones correspondientes al agua, produciéndose una superposición de imágenes a un lado de la interfase mientras que al otro lado habrá un vacío de señal.

Para comprobar el nombre de las secuencias de RM más habituales de los proveedores recomendamos buscar en internet: MRI Cross Vendor Terminology (MRI Acronyms).

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Casos de perfusión

- En pacientes con glioblastoma que se valora pseudoprogresion, tras la terapia stupp, si no hay angiogenesis y si crece, entonces es pseudoprogresion seguramente.
- En valoración de lesión tumoral si no recupera linea base en perfusion es característica de malignidad, indica que no tiene permeabilidad suficiente.

- Se considera característico de tumor tener un volumen corregido de más de tres veces con respecto a la sustancia blanca contralateral.

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Casos de espectometría

- Ratio colina-queratina se encuentra disminuído en la pseudoprogresión ya que no hay angiogénesis.

-  El aumento marcado del pico de lípidos orienta a necrosis. Se suele poner el ROI en los sitios de restricción de la difusión.

- Cociente Colina/creatina alto entonces sugiere tumor. Creatinina/NAA alto sugiere tumor (sobre todo en el tiempo alto). Si hay mucho pico de lípidos orienta a que se ha cogido demasiada muestra de necrosis. 
- En valoración de lesión tumoral si no recupera linea base en perfusion es característica de malignidad, indica que no tiene permeabilidad suficiente.

- Creatinina y fosfocreatina están relacionados con metabolismo energetico. Colina relacionado con síntesis de membrana, N-acetilaspartato relacionado con la intregridad neuronal.

Para la espectro se utilizan dos técnicas de adquisición de volumen: de punto definido(press) y adquisicion de eco estimulado (steam). Estas técnicas se aplican con dos TE diferentes. El corto mejora la relacion s/r mientras. 

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 Anotaciones:

- Metástasis localización típica es corticosubcorticales. Lesion glial es propiamente de sustancia blanca.

- Los vasos serpentiginosos y sangrados intralesionales difusos en un tumor orienta más a glioma que metástasis.
- Para distinguir edema de infiltracion tumoral podemos hacer tactografia y perfusión (en el caso de edema por metástasis se visualizará un estado de hipoperfusión). 

- Para realizar el estudio de perfusión vamos a utilizar normalmente la perfusión sagital 3d, la perfusión y el MPRAGE.

- La pseudoprogresión ocurre temprano, usualmente en los primeros 3 a 6 meses después de la radioterapia, mientras que la radionecrosis aparece más tarde, meses o años después. La pseudoprogresión es un efecto inflamatorio reversible del tratamiento, mientras que la radionecrosis es un daño irreversible al tejido cerebral causado por la radiación. 

- En la valoración del lecho qx tras estirpación de lesión tumoral hay que tener en cuenta el material de hemostasia que existe en el lecho qx, que suele ser HipoT2, HiperT1 ¡y no es sangre! (ver la SWI).

- La necrosis laminar es hipoT1. Hay que tener cuidado porque algunos infartos de localización muy cortical (típicamente hemodinámicos ya que la corteza está supeditada a mayor necesidad) suelen ser hiperT2-hipoT1 en la fase aguda.

- Habitualmente en RM no se puede visualizar el IV par.

- El ependimoma no deforma el 4º ventrículo y el meduloblastoma si. El meduloblastoma tiene siembra aracnoidea y suele ser hiperdenso en la TC. Ambos pueden calcificar.

- La gliosis a diferencia del edema de la sustancia blanca no produce efecto de masa.