Imagen de resonancia magnética
La resonancia magnética , en adelante MRI o MR (como tomografía del griego antiguo τομή tome , alemán , corte ' y γράφειν graphein , alemán , escriba' ), es una técnica de imagen que, especialmente en el diagnóstico médico, para ilustrar la estructura y función de los tejidos y Órganos del cuerpo que se utilizan. Se basa físicamente en los principios de la resonancia magnética nuclear ( inglés Nuclear Magnetic Resonance, NMR ), particularmente el gradiente de campo NMR , y por lo tanto también se conoce como resonancia magnética llamada ( coloquialmente, ocasionalmente, resonancia magnética abreviada). La abreviatura MRI , que también se puede encontrar, proviene del nombre en inglés Magnetic Resonance Imaging .
La resonancia magnética se puede utilizar para generar imágenes seccionales del cuerpo humano (o animal), que permiten una evaluación de los órganos y muchos cambios patológicos de órganos. Se basa en, en un sistema de tomografía por resonancia magnética (forma abreviada: tomógrafo de espín nuclear, dispositivo MRT), campos magnéticos muy fuertes generados , así como campos magnéticos alternos en el rango de radiofrecuencia con el que ciertos núcleos atómicos (generalmente los núcleos de hidrógeno / protones ) en el cuerpo se excitan de forma resonante , creando un circuito eléctrico en un circuito receptor.Se induce la señal . Dado que el objeto a observar "se irradia a sí mismo", la MRT no está sujeta a la ley física que rige la resolución de los instrumentos ópticos, según la cual la longitud de onda de la radiación utilizada debe ser menor cuanto mayor sea la resolución requerida. En MRT, los puntos de objetos en el rango submilimétrico se pueden resolver con longitudes de onda en el rango del medidor (ondas de radio de baja energía). El brillo de los diferentes tipos de tejidos en la imagen está determinado por sus tiempos de relajación y el contenido de átomos de hidrógeno (densidad de protones). Cuál de estos parámetros domina el contraste de la imagen está influenciado por la elección de la secuencia de pulsos.
No se generan ni se utilizan rayos X dañinos ni otras radiaciones ionizantes en el dispositivo . Sin embargo, los efectos de los campos magnéticos alternos en los tejidos vivos no se han investigado completamente.
Procedimientos y sistemas
Se han desarrollado numerosos procedimientos especiales de resonancia magnética para poder mostrar información sobre su microestructura y función (especialmente su flujo sanguíneo ) además de la posición y forma de los órganos , por ejemplo:
- la resonancia magnética en tiempo real para la visualización cinematográfica de articulaciones u órganos en movimiento (por ejemplo, como corazón)
- La angiografía por resonancia magnética (ARM) para la representación de los vasos,
- la resonancia magnética funcional (fMRI o fMRI) del cerebro,
- la resonancia magnética de perfusión para examinar el flujo sanguíneo tisular,
- la difusión o el tensor de difusión (DTI) para una reconstrucción virtual de las conexiones de las fibras nerviosas,
- Elastografía por RM .
Dependiendo del diseño, se distingue entre sistemas MRT cerrados con túnel corto o largo y sistemas MRT abiertos (oMRI) con brazo en C o túnel abierto lateralmente. Los sistemas de túnel cerrado brindan datos de imagen comparativamente mejores, mientras que los sistemas MRT abiertos permiten el acceso al paciente bajo control de resonancia magnética.
Otro criterio diferenciador es el tipo de generación de campo magnético. Los imanes permanentes o electroimanes convencionales se utilizan para campos magnéticos débiles de hasta aproximadamente 0,5 Tesla de densidad de flujo (inducción magnética), mientras que las bobinas magnéticas superconductoras se utilizan para campos más altos .
Desarrollo historico
La resonancia magnética específica de núcleos atómicos con un momento dipolar magnético descrita por Felix Bloch y Edward M. Purcell en 1945/46 fue la base del método de espectroscopia de resonancia magnética , que también se ha utilizado en medicina desde la década de 1950 . La tomografía por resonancia magnética fue inventada como método de formación de imágenes por Paul C. Lauterbur en septiembre de 1971; publicó la teoría de la imagen en marzo de 1973. Los principales parámetros que contribuyen al contraste de la imagen (diferencias en los tiempos de relajación de los tejidos) ya habían sido descritos por Erik Odeblad unos 20 años antes .
Lauterbur tenía dos ideas básicas que hicieron posible la obtención de imágenes basadas en resonancia magnética en primer lugar. Primero, lo hizo con RMN de gradiente de campo ; H. con la introducción de campos de gradiente magnético en el experimento de RMN convencional para asignar las señales de RMN a ciertas áreas espaciales de una muestra extendida (codificación espacial). En segundo lugar, sugirió un método en el que, mediante la rotación del campo magnético ortskodierenden en experimentos sucesivos, se han realizado codificaciones espaciales (proyecciones) del sujeto de examen a partir de las cuales luego se utiliza la retroproyección filtrada ( retroproyección filtrada en inglés ) una imagen del objeto bajo el examen podría calcularse. Su resultado, publicado en 1973, muestra una imagen bidimensional de dos tubos llenos de agua normal en un entorno de agua pesada .
Para un uso práctico de este descubrimiento, fueron necesarias innovaciones especiales en los aparatos. La empresa Bruker de Karlsruhe desarrolló espectrómetros de pulsos de RMN “controlados por cuarzo” en un grupo dirigido por los físicos Bertold Knüttel y Manfred Holz a principios de la década de 1960 . B. podría ser utilizado por Peter Mansfield para experimentos básicos. A partir de 1974, Mansfield desarrolló métodos matemáticos para convertir rápidamente las señales en información de imagen, así como técnicas para la excitación selectiva por cortes. Además, en 1977 introdujo el uso de conmutación extremadamente rápida de los gradientes (EPI = Echo Planar Imaging ). Esto hizo posible obtener imágenes en menos de un segundo (“técnica de instantáneas”), que, sin embargo, debe adquirirse con compromisos en la calidad de imagen hasta el día de hoy. Mansfield también es gracias a la introducción de bobinas de gradiente protegidas magnéticamente. En sus últimos años activos, estaba buscando soluciones para reducir la considerable contaminación acústica de los pacientes a través del cambio de gradiente extremadamente rápido.
Otras contribuciones importantes al amplio uso clínico de la resonancia magnética (MRT) provienen de los laboratorios de investigación alemanes. En Friburgo , Jürgen Hennig y sus colegas desarrollaron una variante del Spin-Echo MRT a principios de la década de 1980 , que se conoce hoy con las abreviaturas RARE ( Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement ), FSE ( Fast Spin Echo ) o TSE ( Turbo Spin Eco ). Es muy utilizado por su sensibilidad a las estructuras tisulares patológicas y su eficacia metrológica. En 1985, Axel Haase , Jens Frahm y Dieter Matthaei en Göttingen lograron un avance fundamental en la resonancia magnética con la invención del método de imagen rápida FLASH . La tecnología FLASH redujo los tiempos de medición en ese momento hasta en dos órdenes de magnitud (factor 100) sin una pérdida sustancial de calidad de imagen. El método también permite mediciones secuenciales ininterrumpidas en equilibrio dinámico, así como exámenes clínicos completamente nuevos, como registros de la cavidad abdominal mientras se mantiene la respiración, registros dinámicos de películas cardíacas sincronizadas con el ECG, registros tridimensionales de estructuras anatómicas complejas, vasculares representaciones con angiografía por resonancia magnética y hoy en día un mapeo demasiado funcional de la corteza con una resolución particularmente alta. Desde mediados de la década de 1980, esto allanó el camino para una aplicación amplia, principalmente clínica, de la resonancia magnética en el diagnóstico médico.
La contribución de Raymond Damadian , quien presentó la primera "imagen de resonancia magnética" de una persona en 1977 y solicitó una patente estadounidense para el uso de RMN para el diagnóstico de cáncer en 1974, es controvertida . Aunque la patente no describía un método para obtener imágenes, sino solo una medición puntual, Damadian ganó con otra patente (mediciones de múltiples cortes y ángulos múltiples, por ejemplo, para exámenes de resonancia magnética de la columna vertebral) de más de 100 millones de dólares estadounidenses de varios fabricantes de resonancia magnética. tomógrafos. Su escáner de RMN original, que no produjo imágenes, nunca se usó clínicamente, y el método de detección de cáncer que supuestamente encontró con él no es indudable. Se basa en las diferencias en los tiempos de relajación de la RMN del tejido sano y del tejido tumoral. Esta observación publicada por Damadian en 1971 (utilizando espectroscopía de resonancia magnética) se confirmó en principio, pero luego tuvo que ponerse en perspectiva en el sentido de que las diferencias no se aplicaban de manera consistente. Diferentes tiempos de relajación del tejido no son necesarios ni suficientes para la presencia de tejido tumoral en el sujeto de prueba. Damadian no fue incluido en el Premio Nobel de Imágenes por Resonancia Magnética de 2003, contra el cual protestó públicamente.
física
version corta
Esta sección describe el principio de la resonancia magnética de una manera muy simplificada y no completa. Para obtener una descripción más precisa, consulte las siguientes secciones.
El método se basa en el hecho de que los núcleos atómicos en el tejido examinado son estimulados de una manera sincronizada en fase a un movimiento específico por una combinación de campos magnéticos estáticos y de alta frecuencia y luego emiten una señal medible en forma de alternancia. voltaje hasta que el movimiento haya disminuido. Este movimiento se llama precesión de Larmor y se puede observar mecánicamente de manera análoga en la parte superior de un juguete cuando su eje de rotación no es vertical , sino precesión alrededor de la vertical (ver figura a la derecha). Tanto para la excitación como para la observación de la señal debe cumplirse una condición de resonancia , con la ayuda de la cual es posible determinar la ubicación de los núcleos en precesión mediante campos magnéticos estáticos no homogéneos .
Algunos núcleos atómicos (como los núcleos de hidrógeno ) en las moléculas del tejido a examinar tienen su propio momento angular ( espín nuclear ) y, por lo tanto, son magnéticos. Después de aplicar un fuerte campo magnético estático , estos núcleos generan una pequeña magnetización longitudinal en la dirección del campo estático ( paramagnetismo ). Al aplicar un campo alterno de alta frecuencia adicional durante un breve período de tiempo en el rango de radiofrecuencia , esta magnetización se puede desviar (inclinar) de la dirección del campo estático, es decir, se puede convertir parcial o completamente (saturación) en una magnetización transversal. La magnetización transversal comienza inmediatamente a precesar alrededor de la dirección del campo magnético estático , es decir, H. la dirección de magnetización gira (ver figura para la precesión). Este movimiento de precesión de la magnetización del tejido induce un voltaje eléctrico como la rotación del imán en la dínamo en una bobina (circuito receptor) y, por lo tanto, puede detectarse. Su amplitud es proporcional a la magnetización transversal.
Después de apagar el campo alterno de alta frecuencia, la magnetización transversal (nuevamente) disminuye, por lo que los espines se alinean nuevamente en paralelo al campo magnético estático. Para esta así llamada relajación, necesitan un tiempo de decaimiento característico. Esto depende del compuesto químico y del entorno molecular en el que se encuentra el núcleo de hidrógeno en precesión. Por lo tanto, los diferentes tipos de tejido difieren característicamente en su señal, lo que conduce a diferentes intensidades de señal (brillos) en la imagen resultante.
Lo esencial
La base física de la resonancia magnética (MRI) es la resonancia magnética nuclear (engl. Resonancia magnética nuclear , NMR ). Aquí se utiliza el hecho de que los núcleos atómicos de hidrógeno ( protones ) tienen un momento angular intrínseco ( espín ) y, asociado a éste, un momento dipolar magnético . Algunos otros núcleos atómicos también tienen espín y, por lo tanto, reciben un momento magnético . (Desde el punto de vista de la física clásica, un núcleo atómico puede verse en forma simplificada como una parte superior esférica con un momento angular y un momento dipolar magnético, aunque la causa de su momento angular no se puede describir correctamente de la manera clásica ).
Si dicho núcleo entra en un campo magnético estático , su energía es más baja cuando el momento dipolar magnético se alinea en paralelo al campo . Un par actúa sobre todos los demás núcleos atómicos, que intenta cambiar la dirección del momento magnético en la dirección del campo magnético. Debido al momento angular intrínseco del núcleo atómico y la conservación del momento angular , esto da como resultado el movimiento de precesión , es decir, H. la orientación del momento angular del núcleo gira alrededor de la dirección del campo magnético aplicado sin cambiar el ángulo de ataque.
Debido a la energía térmica de los núcleos a temperaturas normales, los momentos dipolares son casi completamente aleatorios ( isotrópicos ); solo hay un exceso muy pequeño de núcleos atómicos (según la distribución de Boltzmann ) cuyos momentos dipolares están alineados en la dirección del campo magnético estático. Solo este pequeño exceso provoca la magnetización medible externamente en la dirección del campo estático externo (la magnetización longitudinal en la dirección longitudinal).
El movimiento de precesión de los espines nucleares tiene lugar con la frecuencia de Larmor . Depende de la fuerza del campo magnético externo y del núcleo en cuestión; para protones a 1 Tesla es 42,58 MHz, es decir, en el rango de ondas de radio VHF. Un campo adicional de alta frecuencia que oscila ortogonalmente al campo magnético estático , es decir, en el plano transversal , y cuya frecuencia está en resonancia con la frecuencia de Larmor , desvía todos los núcleos de su posición actual en relación con el campo estático en una fase sincrónica. conducta. La magnetización macroscópica se inclina desde la dirección del campo estático, lo que resulta en una magnetización transversal que, si el campo alterno se expone a la duración correcta, puede ser como mucho exactamente igual a la magnetización longitudinal original (saturación).
La magnetización transversal giratoria induce una tensión alterna en una bobina de medición. Su frecuencia es la frecuencia de Larmor, que en el caso de un campo de gradiente estático depende de la ubicación; su amplitud indica la fuerza de la magnetización transversal, que a su vez depende de la secuencia exacta (secuencia) de pulsos, la ubicación y el tipo de tejido.
El objetivo de la tomografía por resonancia magnética es generar imágenes de corte (en cualquier orientación) de la distribución espacial de la magnetización transversal .
Relajación de espín-celosía (relajación longitudinal T1)
Si la magnetización ha sido inclinada fuera de la dirección longitudinal (dirección z) por un campo magnético alterno de la frecuencia, intensidad y duración correctas de tal manera que precesa en el plano xy , la magnetización longitudinal inicialmente tiene el valor cero. . Si luego se apaga el campo alterno, el estado de equilibrio comienza a reconstruirse con magnetización exclusivamente longitudinal, es decir, menor energía. La causa de esta relajación de la red de espín es el efecto de los campos de interferencia fluctuantes en los momentos de los núcleos individuales, que son causados por átomos vecinos, que a su vez están en equilibrio térmico con el entorno más amplio, que por razones históricas se denomina "red". ". Eso significa que la magnetización se alinea nuevamente a lo largo del campo estático , la energía pasa de los núcleos a los átomos hacia la red. Esta alineación es exponencial:
- ,
donde la fuerza de la magnetización en la dirección de está en el estado de equilibrio. La constante indica en qué estado el sistema está fuera de equilibrio al comienzo del proceso de relajación (por ejemplo : saturación ,: inversión). El tiempo hasta que el componente z ha alcanzado aproximadamente el 63% de su valor inicial nuevamente se denomina tiempo o tiempo de relajación de la red de espín .
Los tiempos en líquidos puros de baja viscosidad como B. el agua suele estar en el rango de unos pocos segundos. Líquidos con mayor viscosidad (p. Ej., Aceites) o agua en sistemas estructurados como B. geles, materiales porosos o tejidos generalmente tienen tiempos más cortos . En sólidos muy ordenados, por el contrario, se encuentran tiempos de relajación muy largos, que posiblemente pueden estar en el rango de horas. Sin embargo, debido a los cortos tiempos en sólidos, tales materiales no juegan un papel en la tomografía por resonancia magnética convencional. Los valores típicos para en tejido humano se encuentran entre unos pocos segundos para fluidos corporales como sangre o líquido cefalorraquídeo (licor) y aproximadamente 100 ms para la grasa corporal (por ejemplo, el tiempo de licor a 1,5 Tesla es de alrededor de 4 segundos, el tiempo de la materia gris en el cerebro es de alrededor de 1,2 segundos).
Relajación spin-spin (tiempo de relajación transversal T2)
La magnetización transversal de un conjunto de espines ahora decae, similar a cómo aumenta el componente, a través de la interacción con los átomos vecinos. Aquí, sin embargo, es la llamada interacción espín-espín la responsable del desfase. La caída se puede representar nuevamente mediante una función exponencial, pero con una constante de tiempo diferente :
- .
A menudo, la magnetización transversal en el plano xy disminuye mucho más rápido de lo que puede explicarse por la interacción espín-espín. La razón de esto es que una imagen de RM se promedia sobre un elemento de volumen en el que el campo magnético externo no es constante (sino más bien no homogéneo). Después de que se elimina la señal de RF, las fases del movimiento de precesión de los núcleos cambian entre sí y los componentes xy de los espines nucleares individuales divergen.
Secuencia de medición, codificación de ubicación, estructura de la imagen
Para una mejor comprensión, el principio de la secuencia básica de eco de espín ( inventado por Erwin Hahn en 1950 ) se describe brevemente aquí. En este contexto, una "secuencia" (también conocida como "secuencia de pulsos") es una secuencia de campos de gradiente magnético y de alta frecuencia que se encienden y apagan en un orden predefinido muchas veces por segundo.
Al principio hay un pulso de alta frecuencia de la frecuencia apropiada ( frecuencia de Larmor ), el llamado pulso de excitación de 90 ° . Esto desvía la magnetización en 90 ° a través del campo magnético externo. Comienza a girar alrededor del eje original. Al igual que con un trompo que se empuja, este movimiento se llama precesión .
La señal de alta frecuencia resultante se puede medir fuera del cuerpo. Disminuye exponencialmente porque los espines de los protones se desincronizan ("desfase") y se superponen cada vez más destructivamente. El tiempo después del cual el 63% de la señal ha decaído se llama tiempo de relajación (relajación espín-espín ). Este tiempo depende del entorno químico del hidrógeno; es diferente para cada tipo de tejido. El tejido tumoral tiene z. B. normalmente más tiempo que el tejido muscular normal. A lo tanto la medición-ponderada muestra el tumor más ligero que su entorno.
Un pulso de alta frecuencia de reajuste de 180 ° adecuado puede tener el efecto de que parte del desfasaje ( desfasaje debido a inhomogeneidades del campo magnético que no se pueden cambiar con el tiempo) se invierte en el momento de la medición, de modo que más espines están nuevamente en la misma fase. Entonces, la intensidad de la señal no depende del tiempo de relajación, sino solo del tiempo de relajación, que se basa en efectos no reversibles. Dependiendo de los parámetros de la secuencia, la señal también puede depender del llamado tiempo de relajación ( relajación de la red de espín ), que es una medida de la velocidad a la que se restablece la alineación longitudinal original de los espines con el campo magnético externo. El tiempo también es específico del tejido, pero por regla general significativamente (5 × a 20 ×) más largo que el tiempo. El tiempo del agua es z. B. 2,5 segundos. Las secuencias de medición ponderadas permiten una mejor resolución espacial debido a la señal más fuerte, pero un contraste de tejido más bajo que las imágenes ponderadas.
Para obtener una grabación ponderada, el pulso de cambio de fase se establece relativamente tarde para que la relajación de giro-giro tenga tiempo de surtir efecto; se habla de un tiempo de eco largo TE. El intervalo de tiempo hasta la siguiente medición también es muy largo, por lo que la relajación de la retícula de espín también puede tener lugar por completo en todos los tejidos y la medición posterior puede estimularse completamente de nuevo en todas partes. Se habla de un tiempo de repetición largo TR. Con un TE largo y un TR largo, solo obtienes una señal brillante de los tejidos con un tiempo prolongado. Por el contrario, para una ponderación se necesita un TE corto y un TR corto, entonces las diferentes relajaciones de la red de espín de los diferentes tejidos predominan en el contraste de la imagen. Una secuencia con un TE corto y un TR largo crea un contraste que depende solo de la concentración de protones en el tejido, que prácticamente corresponde al número de átomos de hidrógeno. Estas imágenes ponderadas por densidad de protones (PD) tienen un contraste débil, pero una alta resolución espacial. Existen numerosos desarrollos adicionales de estas simples secuencias de eco de espín, por ejemplo, para acelerar o suprimir la señal del tejido adiposo. Un examen clínico de MRT comprende series de imágenes ponderadas de manera diferente y varios niveles espaciales.
Para poder asignar las señales a los elementos de volumen individuales ( vóxeles ), se genera una codificación espacial con campos magnéticos lineales dependientes de la ubicación (campos de gradiente ). Esto hace uso del hecho de que la frecuencia de Larmor para una determinada partícula depende de la densidad de flujo magnético (cuanto más fuerte es el componente del campo en ángulos rectos a la dirección del momento angular de la partícula, mayor es la frecuencia de Larmor):
- Hay un gradiente en la excitación y asegura que solo una sola capa del cuerpo tenga la frecuencia de Larmor apropiada, por lo que solo se desvían los giros de la capa ( selección de corte ).
- Un segundo gradiente a través del primero se enciende brevemente después de la excitación y efectúa un desfase controlado de los espines de tal manera que los espines desfase a diferentes velocidades en cada línea de imagen, lo que debilita la señal de suma (gradiente de codificación de fase ). Esta medición se repite con la intensidad del gradiente modificada de forma incremental tan a menudo como se vayan a calcular las líneas de la imagen. El debilitamiento de la señal debido al desfase cambia según la posición de los espines transmisores a lo largo del gradiente.
- El tercer gradiente se cambia en ángulo recto con los otros dos durante la medición; asegura que los giros de cada columna de imagen tengan una velocidad de precesión diferente, es decir, envíen una frecuencia de Larmor diferente ( gradiente de lectura, gradiente de codificación de frecuencia ).
Las medidas se ingresan línea por línea en una matriz ("espacio k"). El espacio k contiene así la señal de suma de las frecuencias espaciales horizontales en la horizontal y la suma de las frecuencias espaciales verticales en la vertical. Con una transformación de Fourier bidimensional , las contribuciones de las frecuencias individuales se separan, i. H. la intensidad de la señal se determina para cada vóxel. Los tres gradientes juntos hacen que la señal se codifique en tres planos espaciales. La señal recibida pertenece a una capa específica del cuerpo y contiene una combinación de codificación de frecuencia y fase, que la computadora puede convertir en una imagen bidimensional usando una transformada de Fourier inversa.
Densidades de flujo magnético utilizadas
La densidad de flujo magnético tiene un efecto directo sobre la calidad de la señal de los datos medidos, ya que la relación señal / ruido es aproximadamente proporcional a la densidad de flujo . Es por eso que ha habido una tendencia hacia densidades de flujo cada vez mayores desde el comienzo de MRT, que requiere el uso de bobinas superconductoras ultracongeladas . Como resultado, los costos y el esfuerzo técnico aumentan significativamente con densidades de flujo más altas. Las configuraciones de campo no homogéneas surgen particularmente en el caso de bobinas superconductoras con grandes aberturas para examinar personas.
Los dispositivos de campo bajo con 0.1-1.0 T (Tesla) se operan hoy con imanes permanentes como dispositivos de laboratorio para exámenes técnicos o de animales pequeños. En el caso de los crioelectroimanes en la medicina humana, la densidad de flujo para fines de diagnóstico suele ser de 1,5 T a 3,0 T. Si se excede 3 T, el paciente o la persona que realiza la prueba solo puede ser conducido muy lentamente al área del superconductor. bobina, ya que las corrientes de Foucault que se desarrollan en el cerebro pueden provocar fenómenos de relámpagos, mareos y náuseas.
Desde alrededor de 2005, se han investigado densidades de flujo más altas de 7 Tesla ( sistemas de campo ultra alto ) en medicina humana. Estos sistemas han sido aprobados para exámenes clínicos de rutina desde 2017. Ahora se utilizan cada vez más en la práctica médica. De esta forma, las enfermedades del cerebro, como la epilepsia focal lesional, pueden hacerse visibles.
Se han introducido e investigado densidades de flujo superiores a 3 Tesla en las siguientes instituciones desde 2005:
- el Instituto Leibniz de Neurobiología (IfN) en Magdeburg (dispositivo de 7 Tesla para exámenes de la cabeza, desde 2005; sistema de 4.7 Tesla para exámenes en animales pequeños, desde 2018)
- el Instituto Erwin L. Hahn de Resonancia Magnética en las Universidades de Duisburg-Essen y Radboud (Nijmegen) (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Teslas, desde 2006)
- el Instituto de Ingeniería Biomédica (IBT) en ETH Zurich (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Tesla, desde 2006)
- el Instituto Max Planck de Cibernética Biológica en Tübingen (sistema de 9,4 Tesla para exámenes de la cabeza, desde 2007; sistema de 14,1 Tesla para exámenes en animales pequeños)
- el Hospital General de la Ciudad de Viena como parte de la Universidad Médica de Viena (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Tesla, desde 2008)
- el Instituto Max Planck de Cognitivas y Neurociencias en Leipzig (dispositivo de 7 Tesla para exámenes de la cabeza, desde 2008)
- el Centro Alemán de Investigación del Cáncer en Heidelberg (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Tesla, desde 2008)
- el Centro Max Delbrück de Medicina Molecular en Berlín (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Tesla, utilizable desde 2009)
- el Centro de Investigación Jülich (9,4 Tesla MR PET -Hybridsystem para exámenes de la cabeza, desde abril de 2009 hasta principios de 2014)
- el Hospital Universitario Erlangen junto con la Friedrich-Alexander-University Erlangen-Nürnberg y Siemens Healthcare (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 Tesla, desde 2015)
- el Hospital Universitario de Würzburg ( Centro Alemán de Insuficiencia Cardíaca ) (resonancia magnética de cuerpo entero de 7 teslas, desde 2017)
- el Hospital Universitario de Bonn ( Centro Alemán de Enfermedades Neurodegenerativas (DZNE) Bonn) (resonancia magnética de 7 teslas para exámenes de la cabeza, desde 2016)
Los imanes superconductores permanecen energizados y magnéticos en caso de un corte de energía, lo que significa que en una emergencia (incendio de un edificio o similar) los trabajadores de rescate pueden estar en riesgo al tirar equipos ferromagnéticos (botellas de aire respirable, ...) en la abertura del dispositivo. Por esta razón, los imanes se apagan automáticamente cuando se activa una alarma de incendio calentando un punto de la bobina destinada a este fin para que sea normalmente conductora, después de lo cual el imán se descarga de manera controlada a través de una resistencia de carga puente.
Sistemas experimentales
En la investigación física, química y biomédica, son comunes los dispositivos de alto campo para muestras y animales pequeños con hasta 21 T. Con un diámetro de pocos centímetros, la apertura de estos dispositivos es mucho menor que la de los sistemas mencionados anteriormente. Con un tomógrafo de campo tan alto z. B. Se realizan determinaciones de edad de objetos que son química o radiológicamente imposibles.
Evaluación de imágenes
La intensidad de la señal de los vóxeles se asigna en valores de gris codificados. Dado que depende de numerosos parámetros (como la intensidad del campo magnético), no existen valores estándar para la señal de cierto tejido ni una unidad definida, comparable a las unidades Hounsfield en tomografía computarizada . La consola MR solo muestra unidades arbitrarias (arbitrarias) que no se pueden utilizar directamente para el diagnóstico. La interpretación de la imagen se basa en cambio en el contraste general , la ponderación respectiva ( ponderación sinónima ) de la secuencia de medición y las diferencias de señal entre tejidos conocidos y desconocidos. Por tanto, al describir una lesión, los hallazgos no hablan de “claro” u “oscuro”, sino de hiperintenso para señal alta , claro e hipointenso para señal baja , oscuro .
Dependiendo de la ponderación, los diferentes tejidos se muestran en una distribución de intensidad característica:
- En la ponderación T1 , el tejido graso aparece hiperintenso (señal alta, ligero) y, por tanto, también tejido graso (p. Ej., Médula ósea ). Por lo tanto, esta ponderación es muy adecuada para la representación anatómica de estructuras de órganos y especialmente después de la administración de medio de contraste ( gadolinio ) para una mejor delimitación de estructuras desconocidas (por ejemplo, un tumor ).
- En la ponderación T2 , los fluidos estacionarios aparecen hiperintensos, de modo que las estructuras llenas de fluido (por ejemplo , espacios de licor ) aparecen brillantes y ricas en señales. Por lo tanto, esta ponderación es adecuada para mostrar formaciones de derrame y edema , así como z. B. diferenciar quistes de tumores sólidos. Con las imágenes de rayos X , especialmente con la tecnología especial de rayos X de la tomografía computarizada (TC), los términos hiperdenso e hipodenso se utilizan en contraste para describir el grado relativo de ennegrecimiento.
- Las imágenes ponderadas en protones son aburridas pero nítidas. El cartílago se puede evaluar con gran detalle. En relación con un pulso de saturación de grasa, las imágenes de DP son, por lo tanto, estándar en los exámenes articulares.
En la morfometría basada en vóxeles , las imágenes de RM se procesan además algorítmicamente para determinar parámetros objetivos a partir de ellos y analizarlos estadísticamente. Estos métodos se utilizan en particular para determinar el tamaño de ciertas estructuras cerebrales al examinar el cerebro humano.
propiedades
Ventajas de la resonancia magnética
Una ventaja de la resonancia magnética sobre otros métodos de imagen es el mejor contraste de los tejidos blandos. Es el resultado de la diferencia en el contenido de grasa y agua de diferentes tipos de tejido. El proceso funciona sin radiación ionizante dañina . Una mejora adicional resulta de dos series de exposición, con y sin la administración de medios de contraste . B. mediante una coloración blanca más intensa se reconocen mejor los focos de inflamación o tejido tumoral vital.
Los nuevos métodos de grabación más rápidos permiten escanear imágenes de cortes individuales en fracciones de segundo, lo que proporciona una resonancia magnética en tiempo real real , que reemplaza los experimentos anteriores basados en la fluoroscopia convencional . Así, por ejemplo, se pueden visualizar los movimientos de los órganos o se puede monitorizar la posición de los instrumentos médicos durante una intervención ( radiología intervencionista ). Hasta ahora , las mediciones sincronizadas con un EKG se han utilizado para representar el corazón latiendo (figura a la derecha) , con datos de varios ciclos cardíacos combinados para formar imágenes completas. Los enfoques más nuevos para MRT en tiempo real, por otro lado, prometen imágenes cardíacas directas sin sincronización de EKG y con respiración libre con una resolución temporal de hasta 20 milisegundos.
La falta de exposición a la radiación también es esencial, por lo que se prefiere este método a la TC para exámenes de bebés y niños, así como durante el embarazo.
Desventajas de la resonancia magnética
- En los sistemas clínicos estándar, la resolución está limitada a aproximadamente un milímetro debido a factores técnicos, en particular la intensidad de campo limitada. En el área de investigación, se pueden lograr resoluciones espaciales de menos de 0.02 mm.
- El metal sobre o en el cuerpo puede causar efectos secundarios y alteraciones de la imagen. Los cuerpos extraños metálicos existentes (por ejemplo, astillas de hierro en el ojo o el cerebro) pueden incluso volverse peligrosos debido al desplazamiento o al calentamiento durante el examen, por lo que un examen por resonancia magnética puede estar contraindicado en estos pacientes . Los implantes metálicos modernos hechos de titanio e incluso aleaciones de acero son paramagnéticos o diamagnéticos , dependiendo de la composición y , por lo tanto, generalmente no representan un problema en la resonancia magnética.
- Se sabe que las resonancias magnéticas de 1,5 Tesla son seguras para los empastes de amalgama . Sin embargo, los científicos turcos muestran que las resonancias magnéticas más nuevas con intensidades de campo de 3 y más Tesla no están completamente libres de efectos sobre la fuga marginal de los empastes de amalgama.
- Los dispositivos eléctricos pueden dañarse en el imán. Por lo tanto, hasta ahora no se ha permitido examinar a los portadores de un marcapasos más antiguo y dispositivos similares. Sin embargo, los dispositivos especiales ofrecen la posibilidad de un examen de hasta 1,5 Tesla, por lo general, después de que se hayan cambiado a un modo MRT especial.
- Los implantes cocleares o implantes auditivos similares suministrados magnéticamente solo se pueden usar con restricciones en términos de intensidad de campo y ciertas secuencias. Los fabricantes de estos dispositivos emiten aprobaciones de resonancia magnética para sus implantes. En algunos casos, los pacientes pueden ser examinados con hasta 3 Tesla después de la extracción quirúrgica del imán del implante. Las posibles complicaciones incluyen desmagnetización y dislocación del imán del implante, interacciones con los circuitos del implante y artefactos en la imagen de resonancia magnética. Un examen de resonancia magnética solo debe realizarse con una indicación estricta y siempre debe ser una decisión caso por caso por parte del radiólogo que lo realiza.
- Los órganos que se mueven rápidamente, como el corazón, solo se pueden mostrar con una calidad limitada con la mayoría de los dispositivos comunes o requieren una compensación de movimiento a través de múltiples escaneos a lo largo del tiempo. Sin embargo, con los sistemas multicanal y las bobinas receptoras de RF con numerosos elementos de bobina que funcionan en paralelo, estos exámenes son posibles utilizando métodos como la obtención de imágenes en paralelo y cada vez más se incorporan a los diagnósticos clínicos de rutina.
- El examen suele llevar más tiempo en comparación con otros procedimientos de diagnóstico por imágenes.
- Debido a las densidades de campo utilizadas, el contenido de calcio de las estructuras óseas no se puede cuantificar en condiciones de rutina, ya que el tejido óseo contiene poca agua y poca grasa. Enfermedades óseas como Por otro lado, debido al aumento del flujo sanguíneo y al contenido de agua asociado, por ejemplo, las inflamaciones o los tumores a menudo son más fáciles de detectar que con exámenes de rayos X o tomografía computarizada .
- En muy raras ocasiones puede producirse una reacción alérgica al medio de contraste , aunque los medios de contraste para RM generalmente se toleran mucho mejor que los agentes de contraste para rayos X que contienen yodo. Sin embargo, recientemente se han observado ocasionalmente fibrosis sistémicas nefrogénicas inducidas por el medio de contraste .
- La conmutación extremadamente rápida de las corrientes en las bobinas de gradiente a veces conduce a ruidos fuertes durante la grabación. Las bobinas de gradiente están ubicadas en el campo magnético estático y sus conductores se excitan para vibrar debido a la fuerza de Lorentz . Dependiendo de la secuencia seleccionada, se puede escuchar un chirrido, golpeteo, zumbido, traqueteo o aserrado intermitentes; las frecuencias de repetición de la generación de imágenes pueden alcanzar el rango de kHz. Por lo tanto, es importante asegurarse de que el paciente tenga la protección auditiva adecuada para cada medición. Aunque la fuerza de Lorentz aumenta con la intensidad del campo, los parámetros de secuencia (especialmente la resolución espacial) tienen una influencia significativamente mayor en el volumen durante la medición.
- El alto consumo de energía para la refrigeración directa, el aire acondicionado y el sistema de ventilación . Esto es 40-100 kilovatios en funcionamiento y alrededor de 10 kW en modo de espera o en espera , ya que algunos componentes, como B. la bomba de vacío, el enfriamiento de la bobina superconductora y partes de la electrónica de control no deben apagarse incluso cuando el sistema no está en uso para mantener la superconductividad.
- El pequeño diámetro del tubo en el que se introduce al paciente puede provocar sentimientos de opresión y ansiedad. Mientras tanto, sin embargo, también hay dispositivos con una abertura de túnel ligeramente mayor de 75 cm (en lugar de 60 cm). Además, hay dispositivos abiertos especiales que tienen una homogeneidad de campo algo más pobre, pero también otorgan acceso al médico, por ejemplo, para biopsias guiadas por resonancia magnética .
Artefactos
En comparación con la tomografía computarizada , los artefactos (alteraciones de la imagen) ocurren con más frecuencia y suelen alterar más la calidad de la imagen. Los artefactos típicos de resonancia magnética son:
- Artefactos de movimiento y flujo
- Artefactos de replegamiento (el objeto está fuera del campo de visión ( campo de visión , FOV), pero aún dentro de la bobina del receptor)
- Artefactos de desplazamiento químico (debido a diferentes frecuencias de precesión de los protones de grasa y agua)
- Artefactos de cancelación y distorsión (debido a inhomogeneidades del campo magnético local), los llamados artefactos de susceptibilidad (pero estos también pueden usarse para diagnosticar hemorragias en el cerebro, por ejemplo)
- Artefactos de borde (en el área de transiciones de tejidos con señales muy diferentes)
- Artefactos de línea (fugas de alta frecuencia)
- Artefactos de fuentes externas de interferencia en la habitación, como B. Tipos más antiguos de perfusores y máquinas de anestesia (incluso si están relativamente lejos del imán); a menudo aparecen como rayas en la dirección de codificación de fase
- Artefactos como resultado de equipos de transmisión de radio, p. Ej. B. Transmisores de 433 MHz de la banda ISM y dispositivos Bluetooth
Contraindicaciones
- Los sistemas de marcapasos y desfibriladores pueden resultar dañados por el examen o causar daño al paciente a través de la interacción con los campos magnéticos del MRT. Las superficies de contacto de los electrodos implantados pueden calentarse, las partes magnéticas del implante podrían moverse o la función del sistema podría verse completamente alterada. Algunos fabricantes de tales implantes han desarrollado ahora sistemas compatibles con IRM que han sido aprobados en la Unión Europea, Estados Unidos y Japón. En la actualidad, se están observando muchos marcapasos y sistemas ICD en ensayos clínicos controlados.
- Astillas de metal o clips para vasos hechos de material ferromagnético en una posición desfavorable (por ejemplo, en el ojo o en el cerebro)
- Filtro de cava temporal
- Si bien la resonancia magnética también es segura durante el embarazo , la administración de medios de contraste que contienen gadolinio conduce a una tasa de mortalidad significativamente mayor en los recién nacidos durante o después del nacimiento con una razón de riesgo (HR) de 3.7 y una mayor probabilidad de enfermedades reumatológicas , inflamatorias y dermatológicas. con un índice de riesgo de 1,36. Por lo tanto, no se debe utilizar ningún medio de contraste para la resonancia magnética durante el embarazo. Por otro lado, la resonancia magnética sin el uso de medios de contraste no se asocia con un mayor riesgo para el feto. En un canadiense retrospectiva estudio de cohorte con más de 1,4 millones de niños que fueron seguidos hasta su cuarto año de vida, no hubo significativamente mayor riesgo de formación de imágenes por resonancia magnética , incluyendo congénitas anomalías , tumores, o la visión o pérdida de la audición en la resonancia magnética en el primer trimestre que es particularmente sensible a los teratógenos .
- Implante coclear (con algunos implantes cocleares, es posible realizar una resonancia magnética si se siguen las instrucciones exactas del fabricante del implante coclear. Por ejemplo, se deben utilizar ciertos dispositivos de resonancia magnética o intensidades de campo y el implante coclear debe fijarse / fijarse en la cabeza con un vendaje de presión adicional.)
- Bombas de insulina implantadas (las bombas externas deben retirarse para su examen)
- En el caso de claustrofobia (= miedo al espacio), es posible el examen bajo sedación o anestesia.
- Las perforaciones hechas de materiales conductores deben quitarse u observarse durante el examen porque pueden calentarse. Los tatuajes pueden causar alteraciones en la imagen, pero por lo demás son inofensivos. Solo hay unos pocos informes de sensaciones anormales.
Lista de abreviaturas de secuencias de resonancia magnética comunes
abreviatura | Explicación | sinónimo |
---|---|---|
CE-FAST : Adquisición rápida mejorada por contraste en el estado estable | GE con componente SE mediante la utilización de la magnetización de equilibrio | PSIF, CE-GRASS |
CISS : Interferencia constructiva en estado estacionario | Dos secuencias de GE, cuyas señales individuales se añaden de forma constructiva | |
CORE : Exámenes regionales clínicamente optimizados | ||
CSFSE : Eco de giro de adquisición rápida de corte contiguo | ||
CSI : imágenes de desplazamiento químico | ||
DANTE : Retrasos que se alternan con nutaciones para una excitación personalizada | Serie de pulsos | |
DE-FLASH : Doble eco - Disparo rápido en ángulo bajo | ||
DEFAISE : Eco de giro intercalado de adquisición rápida de doble eco | ||
DEFGR : Equilibrium Fast Grass impulsado | ||
DESS : estado estable de doble eco | Secuencia de doble GE en la que las señales se suman a una | |
EPI : Echo Planar Imaging | Múltiples GE después de un estímulo; a menudo, todos los datos sin procesar en un tren de pulsos | |
EPSI : Imágenes espectroscópicas eco planar | ||
FADE : Doble eco de adquisición rápida | ||
FAISE : Eco de giro intercalado de adquisición rápida | ||
RÁPIDO : técnica de estado estable de adquisición rápida | GE usando magnetización de equilibrio | FISP |
FEER : eco de campo con repetición de fase de eco uniforme | ||
FFE : Eco de campo rápido | GE con excitación de ángulo pequeño | FISP |
FISP : imágenes rápidas con precesión en estado estable | GE usando magnetización de equilibrio | |
FLAIR : Recuperación de inversión atenuada por líquido | SE con pulso de 180 ° aguas arriba, tiempo de inversión prolongado para suprimir la señal de líquido | |
LLAMA : Multi-eco rápido de ángulo bajo | ||
FLARE : Ángulo bajo rápido con mejora de la relajación | ||
FLASH : Disparo rápido en ángulo bajo | GE con excitación de ángulo pequeño, generalmente con deterioro de HF | T1-FFE, HIERBA estropeada, SPGR |
GRASS : Adquisición gradiente reenfocada en el estado estacionario | GE usando magnetización de equilibrio | FISP, RÁPIDO |
GE : eco de gradiente | GRE | |
HASTE : Eco de giro turbo de un solo disparo adquirido por Half Fourier | Turbo-SE con adquisición de medio Fourier, todos los datos sin procesar en un tren de pulsos | |
IR : Recuperación de inversión | SE o similar con un pulso de 180 ° aguas arriba | |
IRABS : recuperación de inversión Fast Grass | ||
LOTA : Promedio a largo plazo | ||
MÁSTIL : Técnica de supresión de artefactos de movimiento | ||
MPGR : adquisición reenfocada de gradiente multiplexado por cortes con estado estable | ||
MP-RAGE : Eco de gradiente rápido preparado para magnetización | Versión 3D de Turbo-FLASH | |
MSE : Eco de giro modificado | ||
PCMHP : fases cardíacas múltiples de contraste de fase | ||
PSIF : estudio de precisión con procesamiento de imágenes rápido (FISP invertido) | GE con componente SE mediante la utilización de la magnetización de equilibrio | CE-FAST, CE-GRASS |
RARO : Adquisición rápida con mejora de la relajación | SE con varios pulsos de 180 °, una línea de datos brutos por eco | TSE, FSE |
RASE : Eco de giro de adquisición rápida | ||
RASEE : Eco de giro de adquisición rápida mejorado | ||
SE : eco de espín | Tren de pulsos de 90 ° a 180 ° | |
SENSE : codificado por sensibilidad | ||
SMASH : Adquisición simultánea de armónicos espaciales | ||
SPGR : Adquisición recuperada de gradiente estropeado en el estado estacionario | Eco degradado con spoilers | DESTELLO |
STE : Eco estimulado | ||
STEAM : modo de adquisición de eco estimulado | Tren de pulsos con tres pulsos de 90 ° | |
SPIR : presaturación espectral con recuperación de inversión | Supresión de grasa | |
SR : Secuencia de recuperación de saturación | SE oa con pulso de 90 ° aguas arriba | |
SSFP : precesión libre en estado estacionario | ||
STIR : Recuperación de inversión de Tau corto | ||
TFL : Turbo Flash | ||
TGSE : Eco de giro de gradiente turbo | Secuencia Turbo SE en la que los SE están rodeados por GE | CÉSPED |
TIRM : Magnitud de recuperación de turbo-inversión | Turbo-SE con pulso de 180 ° aguas arriba, representación de la señal absoluta | |
TRUE-FISP : imágenes verdaderamente rápidas con precesión constante | GE con utilización de la magnetización de equilibrio, todos los gradientes sim. | SSFP |
TRUFI : Imágenes verdaderamente rápidas con precesión constante | ||
Turbo-FLASH : disparo rápido en ángulo bajo | FLASH con pulso ascendente de 180 ° (IR) o pulso de 90 ° (SR) | |
TSE : Eco de giro turbo | SE con varios pulsos de 180 °, una línea de datos brutos por eco | FSE, RARO |
UTE : tiempo de eco ultracorto | Tiempos de eco muy cortos en el rango de microsegundos | |
UTSE : Turbo Spin-Echo ultrarrápido | ||
VIBE : Examen de la respiración interpolada por volumen |
Tiempo de examen en una tomografía por resonancia magnética.
La duración de un examen de resonancia magnética depende de la parte del cuerpo que se esté examinando, el problema clínico y el dispositivo utilizado. El examen de la cabeza que se realiza con frecuencia suele durar de 10 a 30 minutos, y un examen de la columna lumbar suele durar unos 20 minutos. Cuanto mayor sea la resolución de detalle deseada, mayor será el tiempo de examen estimado. A menudo se toman dos series de imágenes, primero una sin agente de contraste y luego con agente de contraste.
El tiempo de examen debe tenerse en cuenta al elegir el método de diagnóstico . La capacidad de un paciente para permanecer quieto durante el tiempo requerido puede limitarse individualmente y dependiendo de la enfermedad. Por lo general, se requiere sedación o anestesia para una resonancia magnética en bebés y niños pequeños .
Los desarrollos recientes prometen acortar significativamente el tiempo de examen mediante la grabación en paralelo de la señal de RM con numerosas bobinas receptoras, de modo que en casos extremos son posibles tiempos de grabación de menos de un segundo.
Costos y estadísticas de los exámenes de resonancia magnética (Alemania)
Los precios de una resonancia magnética en Alemania se basan en la tarifa de los médicos y oscilan entre 140 y 1200 euros, según el órgano y el esfuerzo que implica el examen. El seguro médico legal pagado por sus asegurados bajo la Escala de Valor Uniforme define los precios significativamente más bajos (90 a 125 euros). Los procedimientos especiales (resonancia magnética del corazón, exámenes de todo el cuerpo, imágenes vasculares, resonancia magnética mamaria) solo se pagan parcialmente o no están cubiertos por el seguro legal, p. Ej. B. porque aún no se ha demostrado el beneficio del examen o porque los efectos secundarios en forma de diagnóstico erróneo y sobrediagnóstico son demasiado altos. Según la información proporcionada por los radiólogos, los costos de creación son a veces tan altos que los dispositivos solo pueden operarse con cálculos mixtos y ofertas de servicios privados adicionales.
En 2009, alrededor de 5,89 millones de personas en Alemania recibieron al menos una tomografía por resonancia magnética. El vicepresidente del consejo de administración de Barmer GEK , Rolf-Ulrich Schlenker, afirmó que los costes anuales totales estimados para los exámenes de tomografía computarizada (TC) y resonancia magnética ascendían a 1,76 mil millones de euros en enero de 2011 .
año | 2005 | 2006 | 2007 | 2008 | 2009 | 2010 | 2011 | 2012 | 2013 | 2014 | 2015 | 2016 |
---|---|---|---|---|---|---|---|---|---|---|---|---|
Exámenes de resonancia magnética | 6,003,944 | 6.260.293 | 6,894,000 | 7.353.000 | 7,945,000 | 8,624,000 | 8.874.000 | 9.270.000 | 10.018.000 | 10,637,000 | 11,322,130 | 11,812,067 |
Máquinas de resonancia magnética | 1,640 | 1,762 | 1.845 | 1.938 | 2.060 | 2.211 | 2,317 | 2.305 | 2,332 | 2,470 | 2,747 | 2.840 |
Los valores en cursiva representan estimaciones.
Galería de imágenes
Imagen única de una tomografía por resonancia magnética de un cerebro humano; Versión animada de varios planos de corte transversales
Resonancia magnética del corazón humano, vista de cuatro cámaras; Versión animada
Resonancia magnética del corazón humano, vista sagital; Versión animada
Fabricante de sistemas de resonancia magnética
- Agilent (antes de 2010 hasta Varian )
- Ascpect Imaging
- Aurora Imaging Technology, Inc.
- Bruker (tomógrafo de investigación de campo alto)
- Canon Medical Systems (anteriormente Toshiba )
- Esaote (tomógrafo de campo bajo con imán permanente para diagnóstico de extremidades)
- Fonar Corp., en Europa por Tecserena
- GE Healthcare
- Sistemas médicos de Hitachi
- Magnetismo de Ningbo Xingaoyi (XGY)
- Sistemas médicos paramédicos (MROpen)
- PhiHealth (asociación con Cerner Corporation )
- Philips
- Siemens Healthineers
- SternMed
- Time Medical Holdings Company Limited
- United Imaging
Formato de datos
El estándar DICOM se ha establecido en gran medida para el almacenamiento y archivo de los resultados de los procedimientos de imágenes médicas . Después del examen, el paciente suele recibir un soporte de datos (por ejemplo, CD-ROM o DVD-ROM ) con sus propias imágenes seccionales , que luego pasa al médico tratante. A menudo, estas imágenes no se convierten a un formato gráfico más común , como. B. JPEG convertido para que el paciente necesite un programa de visualización independiente para verlo. A menudo hay uno en el soporte de datos que, además de mostrar las imágenes DICOM, también puede ofrecer funciones adicionales como medidas o herramientas de lupa.
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