NEUROIMAGEN
EN
PSIQUIATRÍA
Celso Arango López
Benedicto Crespo-Facorro
NEUROIMAGEN
EN
PSIQUIATRÍA
Celso Arango López
Unidad de Hospitalización Breve de Adolescentes, Departamento de Psiquiatría,
Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Benedicto Crespo-Facorro
Unidad de Investigación en Psiquiatría, Servicio de Psiquiatría, Hospital Universitario Marqués de Valdecilla,
Facultad de Medicina, Universidad de Cantabria, Santander
Miquel Bernardo Arroyo
Institut de Psiquiatria i Psicologia, Hospital Clínic de Barcelona
parcial o total de esta obra por cualquier medio o procedimiento, comprendidos la reprografía y el tratamiento informático, y la distribución de ejemplares mediante alquiler o préstamo públicos.
© 2003. De los Autores © 2003. Psiquiatría Editores, S.L.
Paseo de Gracia 25, 3.º - 08007 Barcelona (España)
www.ArsXXI.com
ISBN 84-9706-056-3
Depósito Legal: B. 32.482 - 2003
Impresión: Aleu, S.A. - Zamora 45 - 08005 Barcelona (2003) Printed in Spain
Celso Arango López
Jefe de Sección, Unidad de Hospitalización Breve de Adolescentes, Departamento de Psiquiatría, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Antonio Benabarre
Médico Especialista, Institut de Psiquiatria i Psicologia, Hospital Clínic de Barcelona
Miquel Bernardo Arroyo
Médico Consultor; Jefe de Sección de Psiquiatría Hospitalaria, Institut de Psiquiatria i Psicologia, Hospital Clínic de Barcelona
Julio Bobes García
Catedrático de Psiquiatría; Jefe del Servicio de Psiquiatría del SESPA, Facultad de Medicina, Universidad de Oviedo
Miquel Casas Brugué
Catedrático de Psiquiatría, Facultad de Medicina, Universitat Autònoma de Barcelona; Jefe del Servicio de Psiquiatría, Hospital Universitari de la Vall d’Hebron, Barcelona
Ana M. Catafau Alcántara
Médico Adjunto, Medicina Nuclear, Hospital de la Santa Creu i Sant Pau, Barcelona
Benedicto Crespo-Facorro
Facultativo Especialista, Unidad de Investigación en Psiquiatría, Servicio de Psiquiatría, Hospital Universitario Marqués de Valdecilla; Profesor Asociado, Departamento de Medicina y Psiquiatría,
José Manuel de la Fuente Rodrigo
Chef de Service; Praticien Hospitalier, Centre Hospitalier Spécialisé, Lannemezan, Francia
Manuel Desco Menéndez
Laboratorio de Imagen Médica, Unidad de Medicina y Cirugía Experimental, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Juan Domingo Gispert López
Laboratorio de Imagen Médica, Unidad de Medicina y Cirugía Experimental, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
José Guardia Serecigni
Médico Consultor, Unidad de Conductas Adictivas, Servicio de Psiquitaría, Hospital de la Santa Creu i Sant Pau, Barcelona
Francisco Juan Lomeña Caballero
Médico Consultor, Servicio de Medicina Nuclear, Centre de Diagnòstic per la Imatge Clínic, Hospital Clínic, Corporació Sanitària Clínic; Profesor Asociado de Radiología y Medicina Física, Universitat de Barcelona,
Institut d’Investigacions Biomèdiques August Pi i Sunyer (IDIBAPS), Barcelona
M. Inés López-Ibor Alcocer
Profesora Titular de Psicología Médica, Departamento de Psiquiatría y
Psicología Médica, Facultad de Medicina, Universidad Complutense de Madrid
Juan José López-Ibor Aliño
Catedrático de Psiquiatría, Servicio de Psiquiatría, Hospital Universitario San Carlos, Departamento de Psiquiatría y Psicología Médica,
Facultad de Medicina, Universidad Complutense de Madrid
Vicente Molina Rodríguez
Departamento de Psiquiatría, Hospital Clínico de Salamanca
Ricardo Montz Andrée
Instituto PET Dr. Carreras, Madrid
Tomás Ortiz Alonso
Catedrático de Psicología Médica, Departamento de Psiquiatría y Psicología Médica; Director del Centro de Magnetoencefalografía, Universidad Complutense de Madrid
Eduard Parellada
Médico Especialista Senior, Institut de Psiquiatria i Psicologia, Hospital Clínic de Barcelona
Javier Pascau González
Laboratorio de Imagen Médica, Unidad de Medicina y Cirugía Experimental, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Beatriz Payá González
Programa de Salud Mental Infanto-Juvenil del Gobierno Regional de Cantabria, Centro Hospitalario Padre Menni, Santander
Javier Sánchez González
Laboratorio de Imagen Médica, Unidad de Medicina y Cirugía Experimental, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Cristina Santa Marta Pastrana
Unidad de Medicina Experimental, Hospital General Universitario Gregorio Marañón, Madrid
Eduard Vieta Pascual
Médico Especialista Senior; Coordinador de Investigación, Institut de Psiquiatria i Psicologia, Hospital Clínic de Barcelona;
Coordinador del Programa de Trastornos Bipolares, Institut d’Investigacions Biomèdiques August Pi i Sunyer (IDIBAPS), Barcelona
María del Coro Vizuete Rebollo
Se puede decir que Santiago Ramón y Cajal fue quien contribuyó en mayor medida al desarrollo de la neurología en España. En los casi 100 años que han trans-currido desde que recibiera el Premio Nobel de Fisiología y Medicina, en 1906, el campo de la neurología ha experimentado un importante desarrollo, y la aplicación de la psiquiatría al conocimiento de las enfermedades mentales está dando ahora importantes resultados. Sin embargo, España no ha estado al frente de estos desarro-llos, ni promoviendo los medios de investigación biomédicos, ni tampoco recono-ciendo y recompensando el mérito de sus más brillantes jóvenes científicos. Esta situación está empezando a cambiar. En psiquiatría, esto se evidencia en una mayor aportación de recursos para el desarrollo de la neuroimagen y en el apoyo a los exce-lentes valores existentes en investigación clínica, que utilizan diversas técnicas de neuroimagen para estudiar la estructura, función, anatomía y química de las enfer-medades mentales.
Este documento representa el rápido progreso de la psiquiatría española en el campo de la neuroimagen. Los autores del libro son españoles que se encuentran a la vanguardia de la investigación clínica del cerebro. Este libro fue concebido y escrito por tres notables psiquiatras: el Dr. Bernardo, que cuenta con una importante reputación internacional gracias a su destacada labor productiva y a su rigor científico, y los Dres. Arango y Crespo-Facorro, dos excepcionales jóvenes psiquiatras que han lide-rado con gran éxito diferentes programas de investigación sobre la esquizofrenia en Estados Unidos y que también han obtenido distintos premios en investigación gracias a minuciosos estudios de calidad publicados en destacadas revistas científicas interna-cionales. Estos tres autores representan a la más brillante tradición de la medicina aca-démica, y combinan perfectamente la riqueza clínica con el conocimiento académico y la adquisición creativa del nuevo conocimiento. Como responsables de este libro, los Dres. Arango, Bernardo y Crespo-Facorro han dedicado diversos capítulos a abordar los temas fundamentales de la neuroimagen, capítulos que han sido preparados por autores españoles con experiencia propia en la investigación de cada uno de los temas seleccionados. Este libro se convertirá en una rica e importante fuente de información sobre la neuroimagen para los lectores hispanohablantes, y servirá como guía y fuente
de motivación en sus países para una nueva generación de jóvenes médicos clínicos que aspiran a desarrollar una carrera en la investigación clínica.
Este libro llega en un momento en que existe un creciente reconocimiento de las enfermedades mentales como una de las causas principales de estados de angustia y discapacidades en el ámbito mundial. Las investigaciones en neuroimagen han ayu-dado a esclarecer cuestiones tales como dónde y cómo se manifiesta la disfunción del cerebro en los síntomas de la enfermedad.
Este texto presenta estas claves y los métodos que se han utilizado para llegar a ellas, y lo hace adjuntando tablas, datos e imágenes que facilitan el entendimiento a los lectores que carecen de experiencia técnica. El libro está destinado a los psiquiatras y profesionales de las enfermedades mentales con poca o ninguna experiencia en neuro-imagen. El lector adquirirá un amplio conocimiento y estará mejor preparado para asi-milar la rápida expansión de la comprensión de las enfermedades mentales en el campo de la psiquiatría. Se trata sin duda de una obra que se ganará el respeto y la admiración gracias a las aportaciones españolas al campo del conocimiento de la psiquiatría.
Prof. WILLIAMT. CARPENTERJR.
Director del Maryland Psychiatric Research Center, Universidad de Maryland, Baltimore, Estados Unidos
NEUROIMAGEN,
NEUROCIENCIA Y
PSIQUIATRÍA
El desarrollo de las técnicas de neuroimagen ha dotado a la psiquiatría de una ventana a través de la cual mirar directamente al cerebro. Ya desde el inicio de las cien-cias relacionadas con el cerebro, a finales del sigloXIX, los psiquiatras han reconocido
que la clave para la comprensión de los mecanismos subyacentes a las enfermedades mentales reside en el estudio y el conocimiento de la anatomía y la fisiología cere-bral, y de las funciones cognitivas y emocionales propias del cerebro. Hasta hace relativamente poco tiempo, en el estudio del cerebro nos hemos visto limitados a ana-lizar muestras post mórtem y a la utilización de medidas indirectas, pruebas neuro-psicológicas o determinaciones de metabolitos periféricos de la función cerebral.
El advenimiento de las técnicas de neuroimagen nos ha dotado de la capaci-dad de ver cosas que antes simplemente no podíamos ver. El psiquiatra contemporá-neo está en una posición parecida a la del traumatólogo o el cardiólogo cuando sur-gieron las técnicas de rayos X. Las técnicas de resonancia magnética (RM), en todas sus modalidades, o la tomografía por emisión de fotón único (SPECT) o de positrones (PET) constituyen herramientas tecnológicas de última generación que permiten explorar, evaluar y medir funciones y disfunciones del cerebro en personas sanas y en aquellas que padecen una enfermedad mental.
Es importante destacar que, aunque las distintas técnicas de neuroimagen pro-ducen imágenes muy bellas, la neuroimagen no consiste en “tomar fotografías del cerebro”. La neuroimagen debe entenderse siempre como un conjunto de tecnologías interrelacionadas que permiten al investigador y al psiquiatra clínico medir y cuantifi-car, probar procesos fisiológicos y metabólicos dinámicos, evaluar los efectos de deter-minados fármacos o sustancias químicas, y explorar la interrelación entre actividad mental y fisiología cerebral. De esta forma, si somos capaces de diseñar modelos imaginativos y sofisticados, incluso las técnicas que generan una visión estática del cerebro, como la RM, pueden convertirse de hecho en un camino para explorar pro-cesos dinámicos como el desarrollo y el envejecimiento cerebrales.
Sin embargo, y para ser capaces de valorar y demostrar las oportunidades que las técnicas de neuroimagen ofrecen, los psiquiatras actuales se ven obligados a crecer y extender sus conocimientos y sus áreas de estudio a terrenos en los cuales nunca se habían implicado anteriormente. Las técnicas de neuroimagen son un campo de inves-tigación relativamente nuevo y, por lo tanto, la mayoría de los psiquiatras clínicos e investigadores no tienen una base previa de conocimiento ni una tradición a partir de la cual crecer. Por otro lado, adquirir los conocimientos esenciales y necesarios para manejar estas técnicas pasa por estudiar materias con las cuales los psiquiatras, a priori, nos sentimos algo incómodos, como neuroanatomía, física, y matemáticas.
Es importante destacar que la neuroimagen debe ser considerada de forma inherente como multidisciplinaria. Aunque los equipos de adquisición de imágenes están situados típicamente en los departamentos de radiología y medicina nuclear, las técnicas de neuroimagen engloban y requieren la integración de expertos en física, informática, neurociencias cognitivas, neuroanatomía, neuropatología, fisio-logía, farmacología y bioestadística. La investigación en neuroimagen requiere un trabajo en equipo.
Un psiquiatra con una buena formación puede ofrecer su experiencia clínica en el manejo de pacientes, conocimientos sobre la anatomía y el funcionamiento cere-brales, una valoración acerca de la forma en que factores psicológicos como la ansie-dad pueden actuar sobre la fisiología cerebral, un buen conocimiento sobre la estruc-tura y la función cerebral normal, sobre los factores o procesos implicados en la aparición de las enfermedades, y una amplia base sobre el diseño experimental y la utilidad de la bioestadística. Muchos psiquiatras pueden aportar además su expe-riencia y formación en otras áreas relacionadas, como por ejemplo la neuroanatomía, la neurofarmacología y las neurociencias cognitivas.
En su conjunto, éste es un libro que recoge fielmente y de forma clara los conocimientos actuales y los últimos avances en este área de investigación. En los primeros capítulos se tratan con detalle los aspectos técnicos de las distintas téc-nicas de neuroimagen, incluyendo téctéc-nicas estructurales, de RM, y funcionales, la SPECT o la PET, la resonancia magnética funcional (RMf) y espectroscópica (MRS), disponibles en la actualidad. El conocimiento básico sobre los aspectos técnicos en que se sustentan las distintas técnicas de neuroimagen utilizadas es de especial importancia para poder entender el potencial y las limitaciones de los estudios reali-zados con estas técnicas. En los capítulos siguientes, y agrupados por enfermedades, se analizan y discuten exhaustiva y claramente los hallazgos de los distintos estu-dios que se han realizado en las últimas tres décadas. Algunas de las cuestiones que se recogen en los distintos capítulos son: cuáles son las características de la anato-mía cerebral, cómo responde el cerebro de los pacientes a determinados estímulos cognitivos o emocionales, cómo está organizado desde el punto de vista neuroquí-mico, y cuál es la acción que los distintos fármacos ejercen sobre estos parámetros en cada una de las enfermedades mentales tratadas.
Realmente, considero que es un libro de gran utilidad, tanto para los profe-sionales involucrados de forma casi exclusiva en la práctica clínica como para aquellos profesionales interesados por temas de investigación, que podrán disponer de un libro en castellano que describa los conocimientos adquiridos durante estos últimos años a partir de nuestras investigaciones y que sin duda han ayudado a situar a la psiquia-tría del sigloXXIen una posición destacada dentro de las neurociencias.
Prof. NANCYC. ANDREASEN
Directora del Departamento de Psiquiatría, Universidad de Iowa, Iowa, Estados Unidos
CAPÍTULO 1
Imagen estructural: tomografía computarizada
y resonancia magnética . . . 1
C. Santa Marta, J. Sánchez, J. Pascau, M. Desco
Tomografía computarizada . . . 1
Imagen por resonancia magnética . . . 3
CAPÍTULO 2
Resonancia magnética funcional . . . 15
C. Santa Marta, J. Sánchez, M. Desco
Introducción . . . 15
Técnicas de resonancia magnética funcional.
Contraste BOLD . . . 16
Diseño experimental: el paradigma . . . 18
Aplicaciones clínicas . . . 21
CAPÍTULO 3
Espectroscopia por resonancia magnética . . . 23
J. Sánchez, C. Santa Marta, M. Desco
Introducción . . . 23
Interpretación de los estudios de espectroscopia
por resonancia magnética . . . 24
Tipos de espectroscopia por resonancia magnética . . . 25
CAPÍTULO 4
Neuroimagen funcional nuclear . . . 29
A. M. Catafau
Introducción . . . 29
Neuroimagen nuclear. Generalidades . . . 30
CAPÍTULO 5
Tomografía computarizada por emisión de fotón único . . . 43
A. M. Catafau
Tomografía computarizada por emisión de fotón único
cerebral de perfusión . . . 43
Tomografía computarizada por emisión de fotón único
cerebral de neurotransmisión . . . 50
CAPÍTULO 6
Tomografía por emisión de positrones . . . 61
J. J. López-Ibor, R. Montz, M. I. López-Ibor
Introducción . . . 61
Metodología de la tomografía por emisión de positrones . . . 62
Técnica del estudio de neuroimagen funcional por tomografía
por emisión de positrones . . . 64
Estudio normal . . . 65
Estudios de neuroimagen en trastornos afectivos . . . 66
Estudios de tomografía por emisión de positrones en el trastorno
obsesivo-compulsivo . . . 66
Estudios de tomografía por emisión de positrones
en la esquizofrenia . . . 67
CAPÍTULO 7
Cuantificación de imágenes funcionales . . . 69
J. D. Gispert, J. Pascau, M. Desco
Introducción . . . 69
Segmentación . . . 70
Creación de mapas paramétricos estadísticos . . . 74
Fusión de imágenes multimodalidad . . . 78
CAPÍTULO 8 Neuroimagen funcional mediante magnetoencefalografía . . . 81
T. Ortiz Introducción . . . 81
¿Qué es la magnetoencefalografía? . . . 83
¿En qué se basa la magnetoencefalografía? . . . 84
Aplicaciones en psiquiatría . . . 86
CAPÍTULO 9 Aspectos metodológicos y estadísticos de la neuroimagen . . . . 89
J. D. Gispert, M. Desco Introducción . . . 89
Representación de la información . . . 89
Obtención de datos cuantitativos . . . 90
Ajuste al modelo estadístico . . . 91
Correlación no significa causalidad . . . 92
Significado de significación . . . 92
Potencia estadística . . . 93
Estadística multivariable . . . 94
Conclusión . . . 95
CAPÍTULO 10 Metodología y lectura crítica de la literatura (aspectos no técnicos) . . . 97
C. Arango, B. Crespo-Facorro y M. Bernardo Introducción . . . 97
Necesidad de un buen grupo control . . . 97
Inespecificidad de los hallazgos . . . 99
Potencia estadística . . . 101
Sesgo en las publicaciones . . . 102
Marcadores de rasgo y estado . . . 102
CAPÍTULO 11
Morfología cerebral en la esquizofrenia:
estudios de neuroimagen estructural . . . 107
B. Crespo-Facorro, C. Arango, M. Bernardo, E. Parellada Introducción . . . 107
Sistema ventricular cerebral . . . 109
Volumen cerebral y sustancia gris total . . . 111
Lóbulo frontal . . . 112
Lóbulos temporal y parietal . . . 113
Estructuras cerebrales del sistema límbico . . . 114
Estructuras cerebrales de la línea media . . . 115
Evaluación de la pérdida de la asimetría hemisférica . . . 117
Estudios mediante la técnica del averaging . . . 118
Asociación entre variables clínicas y cognitivas y medidas morfológicas . . . 118
Conclusiones . . . 119
CAPÍTULO 12 Esquizofrenia. Neuroimagen funcional . . . 131
E. Parellada, M. Bernardo, B. Crespo-Facorro, C. Arango De la hipofrontalidad a la disfunción de circuitos neuronales . . . 131
Del síntoma a las dimensiones de la esquizofrenia . . . 134
Del bloqueo de receptores D2 estriatales al rastreo de los receptores D2 extraestriatales y a la manipulación del sistema dopaminérgico . . . 136
Neuroimagen funcional de receptores: más allá de la dopamina . . . 140
De la emisión a la transmisión sofisticada: RMf y RMS . . . 140
CAPÍTULO 13 Neuroimagen estructural y funcional en los trastornos afectivos . . . 149
A. Benabarre, E. Vieta, F. J. Lomeña Introducción . . . 149
Neuromorfometría de los trastornos afectivos: neuroimagen estructural . . . 151
Neuroimagen funcional . . . 161
Tomografía por emisión de positrones y trastornos afectivos . . . 171
Resonancia magnética funcional y trastornos afectivos . . . 173
Futuro de la neuroimagen en el trastorno bipolar . . . 176
CAPÍTULO 14 Neuroimagen en el trastorno obsesivo-compulsivo . . . 187
M. I. López-Ibor, B. Crespo-Facorro, J. J. López-Ibor Introducción . . . 187
Estudios estructurales mediante resonancia magnética . . . 190
Estudios funcionales mediante tomografía por emisión de fotón único . . 192
Estudios funcionales mediante tomografía por emisión de positrones . . . . 194
Estudios mediante espectroscopia por resonancia magnética . . . 196
Estudios de potenciales evocados . . . 197
Conclusiones . . . 197
CAPÍTULO 15 Neuroimagen y drogodependencias . . . 203
J. Guardia, M. Casas Introducción . . . 203
Alteraciones estructurales en drogodependencias . . . 206
Actividad cerebral tras la administración o la retirada de sustancias . . . 209
Craving de sustancias . . . 213
Receptores y transportadores cerebrales . . . 216
Conclusiones y orientaciones futuras . . . 222
CAPÍTULO 16 Neuroimagen en demencias . . . 229 F. J. Lomeña Introducción . . . 229 Demencia . . . 229 Neuroimagen . . . 235
Tomografía por emisión de fotón único . . . 238
Tomografía por emisión de positrones . . . 244
CAPÍTULO 17
Neuroimagen en psiquiatría infantil . . . 253
B. Payá, C. Arango Introducción . . . 253
Hallazgos en neuroimagen de las distintas patologías psiquiátricas en edades infantiles . . . 254
Conclusiones y futuras direcciones de la neuroimagen en psiquiatría infantil . . . 269
CAPÍTULO 18 Neuroimagen y trastornos de la personalidad . . . 279
J. M. de la Fuente, C. Vizuete, J. Bobes Introducción . . . 279
Neuroimagen morfológica . . . 279
Neuroimagen funcional . . . 282
CAPÍTULO 19 Aportaciones de la neuroimagen al pronóstico en psiquiatría . . . 289
V. Molina Introducción . . . 289
Trastorno obsesivo . . . 289
Trastorno bipolar . . . 290
Esquizofrenia . . . 291
Demencia de tipo Alzheimer . . . 295
CAPÍTULO 20 Empleo de la neuroimagen en la investigación y desarrollo (I+D) de psicofármacos . . . 299
A. M. Catafau Introducción . . . 299
Relación entre I +D de psicofármacos y neuroimagen . . . 300
Contribución de la neuroimagen bioquímica a la I +D de psicofármacos . . . 302
Contribución de la neuroimagen funcional a la I +D de psicofármacos . . . 312
Futuro de la contribución de la neuroimagen en I +D de psicofármacos . . . 314
CAPÍTULO 21
¿Qué podemos esperar del futuro
de la neuroimagen en psiquiatría? . . . 321
M. Bernardo, C. Arango, B. Crespo-Facorro
IMAGEN ESTRUCTURAL:
TOMOGRAFÍA
COMPUTARIZADA Y
RESONANCIA MAGNÉTICA
C. Santa Marta, J. Sánchez, J. Pascau, M. Desco
Tomografía computarizada
La tomografía computarizada (TC) también se conoce por su acrónimo TAC (tomografía axial computarizada). El primer sistema fue desarrollado por Hounsfield en 1971. Constituyó un avance revolucionario, al eliminar el problema de la superpo-sición de estructuras de las técnicas radiológicas clásicas, que facilitó notablemente la interpretación de los resultados. En el caso del cerebro, los únicos métodos de ima-gen existentes en aquel momento eran la radiología de cráneo convencional y un método muy invasivo conocido como ‘neumoencefalografía’, consistente en inyectar aire en los ventrículos para desplazar el líquido cefalorraquídeo (LCR) y actuar como contraste en una posterior imagen de rayos X.
Un equipo de TC consta de un tubo emisor de rayos X y un detector en el lado opuesto, que giran describiendo un círculo alrededor del paciente, obteniendo datos de un plano determinado del paciente desde diferentes ángulos. A partir de esta informa-ción un ordenador reconstruye los llamados ‘cortes tomográficos’ de la zona deseada. Al igual que sucede al obtener una radiografía, los rayos X se atenúan al atra-vesar el cuerpo del paciente en un factor que depende de la densidad de los tejidos que encuentran en su camino. De este modo, el mecanismo de producción de contraste en la imagen es el mismo que para la radiología convencional, por lo que adolece del mismo problema de falta de contraste en tejidos blandos.
Aunque los equipos modernos tratan de reducir en todo lo posible la dosis de radiación recibida por el paciente, ésta es casi siempre superior a la suministrada por la radiología convencional. Éste es un inconveniente grave, que hace que la mayor Editores,
calidad de la TC sólo se utilice cuando es realmente necesaria y que trata de limitar el número de cortes al mínimo. La imagen obtenida en una TC tiene una serie de carac-terísticas que definen sus usos y limitaciones. Los cortes suelen obtenerse cada 8 o 10 mm, aunque el grosor del corte puede rebajarse hasta 1 mm. Aumentar el número de cortes de un estudio supone una mayor radiación para el paciente.
El avance tecnológico más reciente en este terreno es la denominada ‘TC helicoidal’, también llamada menos correctamente ‘TC espiral’. Se diferencia de la convencional en que el movimiento del tubo de rayos X y el detector se sincroniza con el de la camilla del paciente, de modo que, en vez de obtener un número deter-minado de cortes, se explora un volumen completo más rápidamente. En la práctica ofrece ventajas notables, que comentaremos a continuación, derivadas de la mayor velocidad de adquisición y de la mejor calidad tridimensional de los datos.
La mayor velocidad de adquisición de datos resulta especialmente útil cuando se realizan estudios dinámicos (evolución con el tiempo) para analizar, por ejemplo, la perfusión sanguínea. Para ello se emplean ‘medios de contraste’, que son sustancias radioopacas, principalmente compuestas de yodo, administradas habitualmente por vía intravenosa y que hasta ahora se utilizaban para realzar algunas estructuras pato-lógicas, sobre todo tumores, en imágenes estáticas. La TC dinámica de perfusión abre una serie de nuevas indicaciones, tales como la embolia pulmonar o el estudio de accidentes cerebrovasculares, donde proporciona un diagnóstico muy fiable en menor tiempo y coste que otras modalidades de imagen. Aunque menos relevante clínica-mente (de momento), también destaca la extraordinaria calidad tridimensional que proporciona la TC helicoidal, que produce representaciones volumétricas muy deta-lladas, útiles sobre todo como guía para el neurocirujano o para producir las llamadas ‘endoscopias virtuales’ o representaciones del interior de órganos huecos, semejantes a las obtenidas mediante la introducción de instrumentos ópticos.
Las principales ventajas de la TC son su bajo coste, alta disponibilidad y buena resolución. A cambio, presenta mala calidad de imagen en la base del cráneo, debido al artefacto creado por la presencia de muchas estructuras óseas, lo que difi-culta la interpretación de las imágenes de la fosa posterior (cerebelo). Otro inconve-niente es que no distingue claramente entre sustancia gris y blanca, debido al bajo contraste en tejido blando.
Una última desventaja de la TC es la elevada dosis de radiación que recibe el paciente. En efecto, la TC es la técnica de imagen médica que suministra mayores dosis de radiación ionizante al paciente (también la TC helicoidal, aunque menos que la convencional). Un estudio TC de cráneo, por ejemplo, puede suponer una dosis de radiación equivalente a unas 50 radiografías de tórax. Por esta razón se intenta limi-tar en lo posible el uso de la TC a casos con indicación clara, en los que el posible riesgo se compensa con un beneficio clínico inmediato. Esto excluye la utilización de la TC para cualquier estudio de investigación que busque la cuantificación de volú-menes, para lo cual debe utilizarse exclusivamente la resonancia magnética (RM). Editores,
Utilidad de la tomografía computarizada en psiquiatría
La mayor utilidad de la TC en psiquiatría es claramente la de descartar la exis-tencia de lesiones orgánicas. Así por ejemplo, en un anciano con un historial de caídas y un cambio de estado mental no explicado, una TC craneal podrá determinar la pre-sencia de un accidente isquémico (visible sobre todo si hay hemorragia), un hema-toma subdural o epidural o una fractura de cráneo.
A fecha de hoy, podemos decir que salvo en casos de trauma y urgencias, para casi todas las indicaciones la imagen por RM proporciona mejor información, sin irradiar al paciente. También por esta razón, la práctica totalidad de estudios cuantita-tivos, morfométricos o volumétricos, realizados en enfermedades psiquiátricas se obtienen mediante RM.
Imagen por resonancia magnética
La imagen por RM es una de las modalidades de imagen médica de más reciente aparición y que ha experimentado un avance más rápido. Proporciona una buena resolución espacial y un contraste excelente y muy variado. Puede producir no sólo imágenes morfológicas sino también funcionales, y su abanico de indicaciones se amplía día a día, invadiendo el terreno de otras modalidades (TC, angiografía, eco-grafía, etc.). A diferencia de la TC, la RM ofrece la posibilidad de obtener cortes en cualquier dirección del espacio.
Una ventaja importante de la RM es que no utiliza radiación ionizante, aun-que tampoco se puede afirmar aun-que no tenga ningún efecto biológico. La exposición a las ondas electromagnéticas utilizadas en el rango de las radiofrecuencias (p. ej., como las emisoras de FM) produce calentamiento. Además, la conexión y desconexión rápida de los gradientes da lugar a corrientes inducidas que pueden llegar a provocar estimulación nerviosa. Ninguno de estos efectos se considera especialmente perjudi-cial, pero como precaución se han establecido limitaciones en los equipos clínicos para la energía que se puede depositar con la radiofrecuencia (RF) y los valores máximos de inducción debidos a los gradientes.
Los principales inconvenientes son la posible sensación de claustrofobia pro-vocada por la necesidad de permanecer inmóvil en un túnel angosto, molestias por el ruido producido y la imposibilidad de obtener imágenes de pacientes que lleven implantes metálicos o determinados marcapasos (ya los hay magnetocompatibles). En determinados casos puede ser preciso recurrir a la sedación del paciente para contra-rrestar la angustia producida por el túnel.
La historia de la RM es relativamente breve: en 1946, Bloch y Purcell descu-brieron el fenómeno de la RM nuclear; ambos recibieron el premio Nobel en 1952 por Editores,
su descubrimiento. En el período entre 1950 y 1970, la RM sólo se utilizaba como téc-nica de análisis molecular fisicoquímico. En 1971, Damadian demostró que las cons-tantes de relajación de los tejidos y de los tumores eran diferentes, lo que motivó a los científicos a considerar la RM como técnica para la detección de lesiones. En 1975, Richard Ernst propuso el método de obtener imágenes mediante RM y en 1977 Damadian consiguió obtener una imagen de todo el cuerpo.
La electrónica de los equipos de RM es compleja y los imanes para generar el campo magnético de la potencia requerida son muy grandes y bastante costosos. Esto hace que la disponibilidad del método sea todavía relativamente baja, lo que tiende a limitar su uso.
Imagen por resonancia magnética. Principios físicos
Comprender a fondo los fenómenos físicos que hay detrás de la RM no es tarea fácil, aunque tampoco es imprescindible a la hora de obtener o interpretar imágenes.
Como ya se ha indicado previamente, la RM se basa en un fenómeno físico descubierto en fechas relativamente recientes denominado ‘resonancia magnética nuclear’. Sin entrar en detalles, podemos decir que es un fenómeno por el cual deter-minados núcleos, al estar sometidos a un campo magnético externo, giran a una fre-cuencia que es proporcional a la intensidad de dicho campo, donde la constante de proporcionalidad se denomina ‘constante giromagnética’ (). Estos núcleos son capa-ces de absorber y emitir energía electromagnética (ondas de radiofrecuencia) con la misma frecuencia a la que ellos giran, produciéndose el efecto de la resonancia (fig. 1-1). Aunque hay varios elementos de interés biológico cuyos núcleos presentan el fenómeno de RM (hidrógeno, fósforo, sodio, etc.), en los sistemas de imagen para uso clínico se trabaja sólo con el núcleo del átomo de hidrógeno.
El funcionamiento de estos sistemas es bastante complejo: la muestra (el paciente) debe colocarse en el seno de un potente campo magnético constante, habi-tualmente generado mediante un electroimán superconductor. El volumen muestra se ‘ilumina’ con impulsos de ondas de radio cuya frecuencia corresponde a la de resonancia del núcleo de hidrógeno. Los núcleos de hidrógeno en los diferentes tejidos absorben esta energía, devolviéndola después hacia el exterior, donde es captada por una bobina o antena. Esta energía devuelta contiene información diversa sobre el entorno químico de los núcleos que la producen, siendo esta información la que deter-mina el contraste de las imágenes (v. fig. 1-1). Este aspecto se discute con mayor pro-fundidad en el siguiente apartado.
Con lo que se ha explicado hasta ahora, todavía no hay imagen: toda la mues-tra emite a la vez. Para producir imágenes es necesario introducir información espacial; esto se logra a base de modificar, de forma lineal, el valor del campo magnético en función de la posición, esta variación se denomina ‘gradiente de campo’ (fig. 1-2). La variación de campo en función de la posición hace que los núcleos giren a frecuencias Editores,
햲 햴 햳 햵 H RF RF 1 Figura 1-1
El fenómeno de la RM. (1) Volumen muestra, con una concentración determinada de núcleos de hidrógeno. (2) Campo magnético externo. (3) Energía electromagnética (radiofrecuencia) que excita la muestra. (4) Energía de radiofrecuencia (RF) devuelta y captada por una antena.
햲 햴 햳 RF Bobinas de gradiente Figura 1-2
Imagen por RM. (1) Paciente. (2) Bobinas de gradiente que permiten variar espacialmente el valor del campo magnético del imán principal. (3) La variación espacial del campo permite obtener la imagen.
Editores,
distintas en función de la posición que ocupan. Por lo tanto, las frecuencias de la señal que emite la muestra están relacionadas con su posición en el espacio, lo que se utiliza para la generación de la imagen. Combinando los gradientes de forma adecuada pue-den conseguirse imágenes según cualquier orientación sin mover al paciente.
Mecanismos de relajación
Una vez que el núcleo ha sido excitado, es decir, ha absorbido la energía de radio-frecuencia, tiende a recuperar su estado inicial a través de los denominados ‘mecanismos de relajación’. Estos mecanismos se simbolizan por sus tiempos de relajación, T1 y T2. El tiempo de relajación espín-red (también llamado ‘T1’) representa la veloci-dad a la que el núcleo excitado cede la energía a su entorno. La eficiencia de este pro-ceso viene determinada por la capacidad de dicho entorno para absorber el expro-ceso de energía de los núcleos. Por ejemplo, las grandes moléculas, como la grasa, vibran a fre-cuencias parecidas a la de resonancia y tienen una relajación T1 muy eficaz, es decir, el núcleo devuelve muy rápidamente la energía absorbida al ser excitado. Por otro lado, moléculas pequeñas como el agua vibran muy rápido y les es más difícil absorber la energía suministrada por el núcleo al relajarse, por lo que sus tiempos de relajación T1 son muy largos.
El tiempo de relajación espín-espín (también llamado ‘T2’) representa la pér-dida de señal a causa de pequeñas diferencias en la frecuencia de giro de los núcleos. Estas variaciones en las frecuencias de giro se deben a variaciones del campo magné-tico local, generadas por la molécula que contiene el núcleo excitado. Esta diferencia en la frecuencia de giro hace que la señal se disperse en diferentes frecuencias, lle-gando a desaparecer. Por lo tanto, cuanto mayores sean las variaciones del campo local, mayores serán las pérdidas de señal debidas a la relajación T2. Las macromo-léculas como la grasa, con muchos enlaces, producen grandes variaciones de los campos locales y por lo tanto tienen valores T2 cortos (sus núcleos de hidrógeno se dispersan muy rápidamente). Por otra parte, las moléculas pequeñas, como el agua, con pocos enlaces tienen tiempos de relajación T2 largos.
Como se verá a continuación los mecanismos de relación serán muy impor-tantes a la hora de determinar el contraste en las imágenes de RM.
Contraste en la imagen de resonancia magnética
A diferencia de lo que ocurre con radiografías o ecografías, la apariencia de una imagen de RM no depende de un único parámetro físico o químico. En la RM la intensidad de cada píxel es función de varios parámetros: unos intrínsecos al tejido, como la densidad de núcleos de hidrógeno (llamada ‘densidad protónica’) y los tiempos de relajación T1 y T2, y otros asociados a la técnica de adquisición (ajus-tables por el operador). La contribución de cada uno de los parámetros intrínsecos Editores,
puede controlarse ajustando los tiempos en los que se envían los pulsos de radiofre-cuencia y los gradientes. La combinación de pulsos y gradientes y su sincronización se denomina ‘secuencia’.
Veamos cómo intervienen en el contraste los tres parámetros intrínsecos del tejido: densidad protónica (DP), T1 y T2.
El primero es de fácil comprensión: representa la concentración de núcleos de hidrógeno en el tejido. La intensidad de cada píxel1es proporcional al número de
núcleos contenidos en el vóxel2. Dependiendo de los parámetros de la secuencia
de adquisición, este valor de la densidad protónica se ve modificado por otros factores como los tiempos de relajación (T1, T2). Lo que sí es seguro es que tejidos con baja densidad de núcleos dan una imagen oscura (cortical del hueso, aire, tejido fibroso, etc.), independientemente del tipo de secuencia de adquisición.
La influencia de los tiempos de relajación T1 y T2 en la imagen es más com-plicada que la de la densidad protónica. Ellos son los responsables de que el con-traste en las imágenes de RM sea mucho más rico que el de las imágenes de TC. En líneas generales, en una imagen potenciada en T1 aparecen oscuros los tejidos de T1 largo (agua) y brillantes los de T1 corto (grasa). En una imagen potenciada en T2 aparecen oscuros los tejidos de T2 corto (músculo, parénquima) y brillantes los de T2 largo (agua).
Secuencias de adquisición
De los muchos parámetros ajustables que tienen las secuencias de RM (más de veinte o treinta), hay dos de gran importancia que son comunes a casi todas ellas: el tiempo de eco (TE) y el tiempo de repetición (TR). El tiempo de eco es el que trans-curre entre el envío del pulso de radiofrecuencia de excitación y la lectura del eco; el tiempo de repetición es el que transcurre entre dos pulsos de excitación consecuti-vos. En líneas generales, la variación del tiempo de repetición de una secuencia cam-bia el contraste debido a mecanismos de relajación T1, mientras que la variación del tiempo de eco producirá modificaciones en el contraste debido a los mecanismos de relajación T2. Se denomina ‘potenciar la imagen’ a dar más peso a un parámetro que a los otros en la intensidad de gris final del píxel. Las imágenes de RM resultan poten-ciadas en densidad protónica, T1 o T2 dependiendo, sobre todo, de los valores de tiempo de repetición y tiempo de eco utilizados en la secuencia.
Hay tres grandes familias de secuencias: espín-eco, eco de gradiente e inver-sión recuperación.
Las secuencias espín-eco ofrecen un buen contraste entre los tejidos y tienen una buena relación señal-ruido (son «limpias») pero los tiempos de adquisición son
1Píxel: el elemento gráfico más pequeño que compone una imagen (2D). 2Vóxel: el elemento más pequeño que compone una estructura en 3D.
Editores,
largos (3-6 min). Una variante de estas secuencias es la turboespín-eco que, en gene-ral, ha sustituido la secuencia espín-eco por imágenes ponderadas en T2 y en densi-dad protónica. Las imágenes T1 ofrecen el mejor contraste entre tejidos, mientras que en las imágenes T2 brillan el LCR, las estructuras con alto contenido en agua y, habi-tualmente, casi toda la patología.
Las secuencias de eco de gradiente son más rápidas que las espín-eco, pero ofrecen menor contraste en imágenes ponderadas en T2. La diferencia más significa-tiva es la sensibilidad de estas secuencias a las heterogeneidades del campo magnético, por lo que no son recomendables si el paciente lleva prótesis metálicas o cualquier otro implante que distorsione el campo. Sin embargo, son muy útiles para detectar elementos paramagnéticos (hemosiderina tras hemorragias). La rapidez de las secuen-cias eco de gradiente hace que sean las más apropiadas para obtener una imagen tri-dimensional de alta resolución. Por ejemplo, puede obtenerse un conjunto de 70-100 cortes en 3-5 min o una imagen angiográfica.
Por último, las secuencias de inversión recuperación (IR) añaden un primer pulso de inversión de la magnetización que se utiliza para realzar el contraste T1 o eliminar la señal de algún tejido. En una imagen craneal se utilizan secuencias inver-sión recuperación para mejorar el contraste entre sustancia gris y sustancia blanca, y éstas tienen nombre propio: STIR, que suprime la señal de la grasa y FLAIR, que suprime la señal de agua (LCR). En la imagen del cráneo, la secuencia FLAIR se utiliza a menudo, en especial cuando quieren evaluarse lesiones periventriculares que en ima-gen T2 aparecen tan brillantes como el LCR.
Neuroimagen. Aplicaciones clínicas
Un estudio neurológico completo puede llegar a ser bastante largo e incluir una imagen estructural, tanto del parénquima como angiográfica (fig. 1-3), y una imagen
Figura 1-3
Imagen angiográfica obtenida sin contraste intravenoso. El tiempo de adquisición fue de 5:12.En la figura se muestran reconstrucciones en tres planos perpendiculares (sagital,axial y coro-nal); la adquisición de datos se realizó en el plano axial.
Editores,
funcional. El número y tipo de secuencias utilizadas no está estandarizado, puesto que hay innumerables posibilidades para seleccionar técnica y orientación de los cortes. Es opcional utilizar contraste intravenoso, gadolinio, para realzar lesiones cerebrales o para obtener imágenes angiográficas. Por supuesto, se aborda de diferente manera el estudio de una lesión cerebral que el estudio de una enfermedad que, a priori, no ofrece dife-rencias anatómicas significativas con un cerebro normal, como puede ser el caso en muchas enfermedades psiquiátricas (v. cap. 10).
Figura 1-4
En la columna de la derecha se muestran dos cortes de secuencia espín-eco T1; en la columna de la izquierda se muestran cortes similares y adquiridos con secuencia espín-eco T2. Obsér-vese la hiperintensidad del líquido y el tumor en las imágenes T2.
Editores,
En un estudio estructural «normal» se obtienen imágenes T1 y T2 (fig. 1-4) en, al menos, dos orientaciones diferentes y una imagen FLAIR (fig. 1-5). Si existe algún tumor es casi obligatorio repetir las imágenes T1 con contraste intravenoso para visualizar el realce de la lesión. La duración de un estudio sin contraste intravenoso
Figura 1-5
La fila superior muestra imágenes FLAIR en las que, a pesar de tener contraste T2, no se observa señal del líquido cefalorraquídeo (LCR). En la fila inferior, los mismos cortes obtenidos con una secuencia turboespín-eco T2.
Editores,
oscila entre los 15 y los 25 min, a los que hay que añadir 10 o 15 min si es necesaria la administración de gadolinio.
Las imágenes angiográficas son de gran calidad, pueden adquirirse de manera no invasiva mediante técnicas de detección de flujo, propias de la RM, o utilizando gadolinio como sustancia de contraste con una secuencia 3D eco de gradiente fuerte-mente ponderada en T1. La primera opción es costosa en tiempo y se relaciona con determinados artefactos de turbulencia en bifurcaciones y estenosis que dificultan la interpretación de las imágenes.
La segunda opción es más rápida y tiene menos artefactos, pero es invasiva y necesita sincronizar con bastante exactitud la inyección de gadolinio y la adquisición de la secuencia para obtener una buena imagen.
En el caso del estudio de enfermedades psiquiátricas es muy habitual adquirir imagen 3D de vóxel submilimétrico cuando se pretende aplicar posteriormente técni-cas volumétritécni-cas y morfométritécni-cas. Es habitual comparar volúmenes de estructuras como el hipocampo o la amígdala entre pacientes (p. ej., pacientes con esquizofrenia) y controles normales (v. cap. 11). Para ello se utilizan secuencias eco de gradiente pon-deradas en T1 y de vóxel submilimétrico que, tratadas con los programas adecuados, permiten efectuar medidas de volúmenes muy precisas.
La imagen por tensor de difusión (Difusion Tensor Imaging, DTI) obtiene su contraste de las diferencias entre coeficientes de difusión de las moléculas de agua contenidas en cada tejido. A partir de las imágenes de difusión puede construirse el denominado ‘tensor de difusión’, que permite caracterizar la naturaleza anisotró-pica de la sustancia blanca, puesto que las imágenes son sensibles a la difusión a lo largo de una sola dirección. Se adquieren siempre imágenes de difusión en las tres direcciones del espacio, además de otra imagen sin ponderar, para poder caracterizar la difusión de manera isotrópica. En áreas isquémicas o infartadas la difusión está restringida en cualquier dirección, mientras que en las fibras de sustancia blanca, la difusión sigue obligatoriamente la dirección de las fibras. La principal utilidad de la imagen de difusión (fig. 1-6) es la detección precoz de infartos cerebrales, pero se están investigando las posibilidades de esta técnica en la esquizofrenia, donde parece discriminar diferencias en la estructura de la sustancia blanca, entre pacientes y per-sonas sanas, aunque no pueda demostrarse reducción en el volumen de sustancia blanca (v. cap. 11).
Perspectivas futuras de la resonancia magnética
La evolución de la tecnología está permitiendo un avance rapidísimo de la RM. La resolución se incrementa día a día ya que, a diferencia de otras modalidades, no hay límite por dosis de radiación ionizante al paciente (que es nula en la RM): sólo la tecnología limita la calidad de imagen obtenida. De hecho, pueden obtenerse imá-genes de microscopia por RM (de momento en muestras muy pequeñas y con eleva- Editores,
dos campos magnéticos), con resoluciones del orden de las decenas de micras. La velocidad de adquisición de imagen (resolución temporal), algo lenta en los primeros equipos, también ha crecido espectacularmente hasta el punto de obtener imagen car-díaca en movimiento.
Sin embargo, los avances más interesantes de la RM son los debidos a la intro-ducción de nuevos mecanismos de contraste. Para imagen morfológica o estructural pueden generarse diferentes contrastes, capaces de realzar o atenuar diferentes estruc-turas o tejidos (líquido, grasa, etc.) y capaces también de estudiar el flujo sanguíneo (angiografía por RM), incluso sin utilizar medios de contraste intravenoso.
Otra posibilidad es la realización de un análisis químico por RM mediante RMS, que abre la posibilidad de biopsias incruentas, o análisis bioquímico no inva-sivo (v. cap. 3).
En la actualidad, la RM es la modalidad de imagen de referencia para el estu-dio del cerebro. También se prevé que sea la RMf la modalidad de elección para es-tudios de investigación psicocognitiva, desplazando a la tomografía por emisión de positrones (Positron Emission Tomography, PET) en muchas aplicaciones.
Muchas de estas nuevas aplicaciones se encuentran con la dificultad del coste y disponibilidad de equipos. Este problema se solucionará en los próximos años con la generalización de uso y abaratamiento de la técnica.
X Radiaciones ópticas Brazo posterior de la cápsula interna
X
Esplenio del cuerpo calloso Figura 1-6Imágenes de difusión obtenidas en tres direcciones perpendiculares. Las flechas blancas indi-can la dirección en la que se ha medido la difusión. Los recuadros sobre la imagen dan el nombre y dirección de las fibras que aparecen señaladas con una flecha roja. Obsérvese que las fibras cuyo reco-rrido es perpendicular a la dirección de difusión aparecen blancas, lo que significa que en ellas el movi-miento de las moléculas de agua está restringido. (Por cortesía de Philips Sistemas Médicos.)
Editores,
BIBLIOGRAFÍA
La bibliografía de este capítulo es general y se recomienda para ampliar conocimientos sobre neuroimagen.
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Editores,
RESONANCIA MAGNÉTICA
FUNCIONAL
C. Santa Marta, J. Sánchez, M. Desco
Introducción
La imagen cerebral estructural no aporta información que permita detectar y localizar la activación cerebral producida al realizar una cierta tarea cognitiva. Sin embargo, estos procesos pueden estudiarse mediante diversas técnicas de imagen fun-cional cerebral, cuyo objetivo es localizar las áreas del cerebro que se activan como respuesta a algún estímulo o situación cognitiva.
Hasta principios de la década de 1990, la imagen funcional utilizaba técnicas basadas en medir la actividad eléctrica cerebral mediante electroencefalografía (EEG) (y más recientemente la actividad magnética, magnetoencefalografía [MEG]) o el flu-jo cerebral y la actividad metabólica mediante la inyección de medios de contraste radiactivos como la tomografía computarizada por emisión de fotón único (Single
Pho-ton Emission Tomography, SPECT) y la tomografía por emisión de positrones (Positron Emission Tomography, PET). Las técnicas eléctricas y magnéticas (EEG y MEG) tienen
una excelente resolución temporal, del orden del milisegundo, pero muy mala reso-lución espacial. La PET y la SPECT, por su parte, tienen una resoreso-lución temporal baja, del orden de varios segundos en el mejor de los casos. La resolución espacial es del orden de medio centímetro, difícil de mejorar. Además, requieren la inyección de un trazador radiactivo, lo que dificulta la repetición del experimento en un mismo sujeto, siendo habitual recurrir a estadísticas intersujeto para presentar resultados.
La imagen que se obtiene por resonancia magnética funcional (RMf) tiene la gran ventaja que ofrece varias modalidades de adquisición y puede utilizarse en la ma-yoría de los centros que disponen de una máquina con campo magnético de 1,5 T o mayor, sin necesidad de contar con otros aparatos específicos; además, la repetición del experimento no plantea ninguna dificultad, al no utilizar radiación ionizante. Actualmente la RMf proporciona buena resolución espacial (milimétrica) y resolu- Editores,
ción temporal por debajo del segundo. Actualmente es la única técnica que ofrece esta combinación de buena resolución temporoespacial.
Técnicas de resonancia magnética funcional.
Contraste BOLD
Se han propuesto diferentes métodos para determinar la actividad cerebral con imágenes de RM. Todos ellos se basan en la adquisición de imágenes mientras el paciente está en reposo y realiza una cierta tarea cognitiva. La diferencia entre ambos juegos de imágenes representa, en un caso ideal, la zona activada del cerebro.
En los primeros ensayos (1) se utilizó un método de perfusión, basado en la inyección de un bolo de gadolinio (contraste paramagnético utilizado habitualmente en imágenes de resonancia). El tránsito del bolo a través de la microvasculatura pro-voca un descenso de señal en la imagen, debida a la diferencia de susceptibilidad mag-nética entre los capilares llenos de gadolinio y el tejido circundante.
Un claro inconveniente de este método es la necesidad de inyectar un bolo de contraste cada vez que se ejecuta una tarea, lo que dificulta las repeticiones en un mismo paciente, al igual que ocurre en el caso de la PET y la SPECT.
La técnica más usada en estos momentos (2) no requiere inyección de con-traste exógeno, sino que se basa en la detección de la diferente proporción entre oxi-hemoglobina y desoxioxi-hemoglobina en los estados de reposo y activación cerebral. La técnica se conoce como ‘BOLD’ (Blood Oxigen Level Dependence).
Fundamento de la técnica
La oxihemoglobina y la desoxihemoglobina tienen diferentes propiedades magnéticas. La oxihemoglobina es diamagnética, y por lo tanto no es visible en la ima-gen de RM, mientras que la desoxihemoglobina es paramagnética (se magnetiza lige-ramente dentro de un campo magnético) y por lo tanto puede detectarse su presencia en una imagen de RM (3). La desoxihemoglobina, por tanto, actúa como una sustan-cia de contraste natural, endógena, cuya concentración depende del equilibrio entre el aporte de oxígeno (flujo sanguíneo) y su consumo (metabolismo del tejido). La dife-rencia de concentraciones relativas de oxihemoglobina y desoxihemoglobina cuando el tejido está en reposo y cuando está activado define el contraste BOLD.
Cuando una zona se activa se produce fisiológicamente un incremento de flujo para aumentar el aporte de oxígeno; sin embargo, el incremento de consumo de oxígeno es menor que el aumento del aporte, con lo que se produce un exceso de oxihemoglo-bina, que se traduce en un ligero cambio de intensidad detectable en la imagen. Editores,
En el cerebro en reposo hay una estrecha relación entre el flujo sanguíneo cere-bral regional (FSCr) y las tasas cerecere-brales regionales del metabolismo de glucosa y oxí-geno (4). Con la activación fisiológica, y a través de mecanismos fisiológicos que todavía no se conocen por completo, el FSCr se incrementa hasta en un 50 % como respuesta al incremento de actividad neuronal, claramente en exceso respecto al aumento de necesidades metabólicas de oxígeno.
El incremento de FSCr, junto con el ligero incremento de consumo de oxígeno, resulta en un aumento relativo de la concentración de oxihemoglobina respecto a la des-oxihemoglobina en el territorio capilar y en el lecho venoso del córtex activado (5).
Esta variación en la relación entre las concentraciones de oxihemoglobina y desoxihemoglobina produce un aumento de la intensidad de señal en la imagen (res-puesta BOLD) (fig. 2-1).
Limitaciones de la imagen BOLD
La resolución espacial de la RMf está limitada porque los vasos que originan la respuesta BOLD alimentan o drenan territorios de un tamaño superior a la resolución máxima que puede conseguirse con la imagen de RM estructural.
Estos cambios de señal son muy pequeños, del orden de un 2-6 % entre la imagen de reposo y la de activación, por lo que se hace necesario repetir muchas veces la adquisición de la imagen para asegurar que los cambios de señal no queden enmas-carados por variaciones aleatorias (ruido), que pueden ser del orden del 15 %.
4 s 8 s 12 s Tiempo
Intensidad de señal
Figura 2-1
Esquema temporal de la evolución de la respuesta BOLD. Se representa la intensidad de señal frente al tiempo. Nótese el retraso de unos 5 s en el pico de la respuesta.
Editores,
La resolución temporal está limitada por la existencia de un retraso del orden de 3-6 s entre el pico de actividad neuronal y la respuesta hemodinámica: hay que tener en cuenta que el contraste proporcionado por la desoxihemoglobina es sólo un reflejo indirecto de la actividad neuronal.
Para tener datos fiables hay que adquirir al menos seis veces imágenes de todo el cerebro. Las secuencias que se utilizan actualmente permiten adquirir entre 30 y 50 cortes en menos de un segundo. Como resultado de un experimento es normal obtener entre 5.000 y 20.000 imágenes de un mismo paciente.
Como en toda exploración por RM, hay ciertas limitaciones en lo que respecta a los pacientes que pueden ser estudiados. En primer lugar las mismas que presenta un estudio normal por resonancia: no debe realizarse a pacientes con marcapasos, ni con determinados implantes metálicos, ni a pacientes claustrofóbicos (v. cap. 1 para más detalles sobre las contraindicaciones generales de la RM). En segundo lugar, el paciente tiene que colaborar y ser capaz de mantenerse inmóvil durante todo el expe-rimento para asegurar que la posición de las imágenes es la misma.
Diseño experimental: el paradigma
Un experimento completo de RMf tiene varias etapas: diseñar un paradigma, adquirir las imágenes del paciente en reposo y realizando la tarea elegida, corregir arte-factos de movimiento y hacer un tratamiento estadístico para obtener los píxeles que se han activado (fig. 2-2).
Se llama ‘paradigma’ al diseño experimental en el que el sujeto se somete alter-nativamente a dos (a veces más) situaciones. Es frecuente que estas situaciones corres-pondan al reposo y a la ejecución de una tarea, aunque se encuentran diseños mucho más complejos. El paradigma constituye la clave de todo estudio de activación, su pro-pósito es aislar la respuesta correspondiente a una respuesta cognitiva. Hay dos pun-tos críticos: el diseño del paradigma y conseguir que el paciente lo realice correcta-mente.
Un ejemplo interesante de paradigma es el utilizado para revelar el funciona-miento de la memoria de trabajo (6). El paradigma del experimento consistía en mos-trar un rostro en un monitor durante 3 s; el paciente retiene el rostro en la memoria durante 8 s (sin estimulación visual), al cabo de los cuales se le vuelve a mostrar un rostro durante otros 3 s. El sujeto presiona un botón para indicar si ambos rostros son o no el mismo. En el transcurso del experimento se muestran aleatoriamente diferentes rostros para controlar el estímulo visual. En este estudio se demostró que los circuitos de visión y memoria no están separados, sino que se expanden a lo largo de un continuo que va desde áreas más perceptuales y situadas en la parte posterior del cerebro hasta las más involucradas con la memoria, en la parte anterior. Editores,
Los estudios de RMf necesitan imágenes adquiridas tanto en activación como en reposo cognitivos, para poder compararlas y extraer conclusiones. El diseño experi-mental más sencillo es el ‘diseño de bloques’: el paciente ejecuta una tarea que produzca una activación única durante un cierto período de tiempo y, a continuación, permanece en reposo durante otro período de tiempo igual. El experimento completo consiste en repetir la alternancia reposo-activación tantas veces como sea necesario para adquirir un volumen de datos que permita el tratamiento estadístico posterior. La duración de cada período oscila entre 30-60 s, durante los cuales hay que adquirir imágenes de toda la zona de interés (o de todo el cerebro, si el sistema lo permite) al menos seis veces.
Las técnicas de adquisición cada vez más rápidas y la mejora en los diseños de los paradigmas han hecho posible la separación de varios eventos cognitivos. Estos experimentos utilizan paradigmas relacionados con el evento (event-related), en los cua-les se repite una tarea que incluye varios procesos cognitivos. El análisis de los datos (7) de estos experimentos es más complicado que en el caso del diseño de bloques, y no se va a tratar en este texto.
Adquisición
Posproceso Paradigma
Figura 2-2
Esquema de las etapas de un experimento de imagen funcional. El posproceso incluye las etapas de registro y análisis estadístico.
Editores,
El procesamiento de los datos es siempre muy delicado y puede conducir fácilmente a resultados incorrectos, es decir, encontrar áreas de activación que no son reales u obviar áreas que sí estaban activadas.
Un primer problema es la gran cantidad de imágenes que hay que procesar, lo que requiere un equipo informático rápido y de gran capacidad. En un experimen-to de bloques, el primer paso es sustraer las imágenes de reposo de las de activación. Sin embargo, siempre hay pequeños movimientos del sujeto entre unas imágenes y otras, por lo que, si se sustraen las imágenes directamente, pueden aparecer falsas zonas de activación por que los píxeles que se están restando no tienen la misma loca-lización anatómica. Por ello es necesario «registrar» las imágenes, es decir, efectuar las rotaciones y traslaciones necesarias para que su posición geométrica se corresponda del modo más exacto (8). Otra opción, utilizada sobre todo en estudios multisujeto, es normalizar las imágenes a un estándar, como puede ser el sistema de coordenadas de Talairach (v. cap. 7).
El segundo paso es utilizar un tratamiento estadístico para detectar las regio-nes del cerebro cuya señal cambia sincrónicamente con el curso del paradigma. Se han propuesto muchos métodos estadísticos, el más habitual es buscar una correlación entre la respuesta BOLD y una curva ideal de evolución temporal del paradigma.
Por último, se generan mapas donde los píxeles que se han activado se repre-sentan en colores y se colocan sobre una imagen de resonancia con buena resolución anatómica. La escala de colores se elige de acuerdo con la significación estadística de cada píxel (fig. 2-3).
Figura 2-3
Serie de tres cortes axiales contiguos de cerebro, adquiridos con una secuencia de RMf y un paradigma de finger tapping bilateral. Los píxeles superpuestos en color corresponden a las áreas de activación mientras se ejecuta la tarea, y han sido calculados a partir de las imágenes que se mues-tran. (Por cortesía de Philips MR Research Network KUL.)
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Aplicaciones clínicas
La RMf se ha revelado como una herramienta muy poderosa para estudios cog-nitivos en neurociencias, ofreciendo acceso no invasivo a las redes corticales y subcor-ticales involucradas en procesos cognitivos sensoriales, motores o de orden superior. Los primeros estudios de RMf demostraron actividad en el córtex primario (visual, sensorial y motor y auditivo). De mayor interés es la detección de activación durante procesos cognitivos más complejos, como tareas de lenguaje (generación de palabras o audiciones), memoria a corto plazo o aprendizaje motor. Dejando aparte estos estudios de investigación en sujetos normales, la aplicación clínica más común es la localización prequirúrgica de zonas elocuentes o significativas, cuya lesión pro-ducirá secuelas predecibles. Se utiliza como estudio preoperatorio, en epilepsia y en la monitorización de la recuperación después de infarto o accidente traumático (9).
El estudio preoperatorio pretende identificar el tejido que puede extraerse o dañarse durante la operación, habitualmente cirugía de tumores cerebrales. La visua-lización 3D y la clasificación funcional del córtex permiten la definición de los abor-dajes y trayectorias quirúrgicas más apropiadas.
En el terreno de la epilepsia, la RMf también puede ser útil para mejorar el planteamiento prequirúrgico, sobre todo en casos en los que puede afectarse al área del lenguaje. Hasta ahora, la determinación hemisférica del lenguaje se hacía por medios invasivos, como el test de Wada que utiliza una inyección intracarotídea de amobarbital y un registro eléctrico de la actividad cerebral mediante electrodos colo-cados intraoperatoriamente. La RMf puede sustituir estos tests invasivos.
La utilización de estudios de RMf en psiquiatría se hace fundamentalmente en trabajos de investigación, sin que de momento se hayan establecido aplicaciones clí-nicas directas. Desde un punto de vista metodológico, la intención de estos estudios es común: pretenden encontrar diferencias de localización de respuestas cerebrales entre sujetos normales y pacientes con distintas patologías psiquiátricas (10), o bien utilizar esta información para mejorar la orientación terapéutica o pronóstica (11).
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ESPECTROSCOPIA POR
RESONANCIA MAGNÉTICA
J. Sánchez, C. Santa Marta, M. Desco
Introducción
La espectroscopia por resonancia magnética (Magnetic Resonance Spectroscopy, MRS) se ha utilizado como técnica de análisis químico in vitro en biología, química orgánica y ciencia de los materiales durante más de medio siglo. La capacidad de la espectroscopia para medir concentraciones de diferentes sustancias de una forma no invasiva sugiere su posible uso como herramienta de diagnóstico médico (1). Su apli-cación en clínica, habitualmente combinada con la imagen de resonancia magnética (RM), comenzó cuando la evolución tecnológica dio lugar a la aparición de imanes de alto campo (más de 1 Tesla) con una muy buena homogeneidad. En 1985 Sottom-ley y en 1986 Luyten (2) realizaron los primeros experimentos de MRS in vivo.
La MRS se basa en el mismo principio que la imagen por RM, es decir, en el giro del momento magnético de determinados núcleos producido por un campo mag-nético externo. La frecuencia de giro del momento magmag-nético es proporcional al campo magnético aplicado, y la constante de proporcionalidad se denomina ‘factor giromagnético’ (). Puesto que ambas técnicas se basan en principios parecidos, ambos estudios pueden realizarse en el mismo equipo variando algunos ajustes pre-vios. Este hecho favorece la posibilidad de realizar estudios de RM y MRS de forma conjunta, pudiendo combinar la información estructural de una con la información bioquímica de la otra. Otros aspectos que ambas técnicas tienen en común son el uso de radiación no ionizante y el no ser invasivas.
La diferencia entre estos dos tipos de pruebas radica en la información que cada una de ellas proporciona. Mientras que la RM ofrece información estructural, obtenida principalmente de la señal del agua y la grasa, la MRS nos proporciona información sobre la concentración de algunas moléculas bioquímicas. Para adquirir este tipo de información, la MRS aprovecha los pequeños campos magnéticos que se generan en Editores,
