concentración del AC directamente de las imágenes de
RM.
En el modelo implementado hay dos parámetros que no dependen de las propiedades intrínsecas de las PSPM: la temperatura y el coeficiente de difusión del medio. El coeficiente de difusión del medio es más sensible que la temperatura del medio, ya que depende del movimiento molecular del agua, por lo que en tejidos no homogéneos el coeficiente de difusión varía a lo largo de todo el volumen lo que afecta la tasa de relajación longitudinal. Para cuantificar directamente la concentración de PSPM a partir de los datos obtenidos de una imagen de RM, la relajatividad longitudinal r1 debe ser conocida a priori.
En los procedimientos clínicos in vivo, la relajatividad longitudinal depende directamente del coeficiente de difusión del agua en el tejido, esta información es posible obtenerla de una manera aproximada a partir de una imagen de resonancia magnética potenciada en difusión (Apendice B). Por otro lado, la caracterización realizada previamente in vitro del agente de contraste a emplearse nos proporciona los siguientes parámetros: el diámetro de la partícula, la magnetización de la misma y el tiempo de relajación Néel. Empleando nuevamente las ecuaciones del modelo empleando estos parámetros y sustituyendo en cada voxel el coeficiente de difusión por el obtenido de la imagen potenciada en difusión, es posible construir un mapa de relajatividades (r1*). En
este caso r1* es el valor de la relajatividad en cada uno de los voxeles y depende
132 Figura 45. Esquema de la herramienta propuesta para la cuantificación de agentes de contraste directamente de la información proporcionada por las imágenes de RM. (a) obtención del volumen de relajatividades tomando en cuenta el coeficiente de difusión del agua en cada uno de los voxeles y la caracterización previa del AC realizada in vitro. (b) Esquema completo de la herramienta una vez obtenido el volumen de relajatividades.
(a)
(b)
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A partir de los datos obtenidos de la imagen de resonancia magnética potenciada en T1, es posible obtener el tiempo de relajación antes (TAntes) y
después (TDespués)de que el AC sea introducido en el cuerpo. Finalmente, con toda
esta información, es posible cuantificar la concentración de las PSPM en cada uno de los voxeles como sigue:
é
6.5. Discusión
En cuanto al estudio de partículas superparamagnéticas (PSPM) como AC en imágenes de RM, la capacidad la técnica de ciclado rápido de campo de medir tasas de relajación en intensidades de campo magnético desde el orden de los militestas hasta casi 2T ha permitido implementar un modelo teórico para la adecuada caracterización de la PSPM como AC y se ha sugerido el desarrollo de una herramienta computacional para la cuantificación de las partículas directamente de la información de proporcionada por una imagen de RM.
La técnica empleada ha demostrado su viabilidad para la caracterización relajométrica de nuevos AC. Los perfiles NMRD experimentales en conjunto con el ajuste del modelo teórico implementado permiten obtener información de las propiedades físico-químicas de las partículas difícilmente obtenidas por otras técnicas. Originalmente, este modelo fue descrito para su uso en PSPM con núcleo de hierro, principalmente magnetita o maghemita; en el presente trabajo se ha ampliado su uso a otras sustancias como el níquel introduciendo un factor de ponderación en la aportación del momento magnético de la partícula en el modelo.
Los resultados han demostrado que cuando se pondera la contribución de Langevin en el modelo, éste puede ajustarse a otros materiales magnéticos como el níquel. Es decir, cuando el modelo se emplea para la caracterización de
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partículas cuyo núcleo no sea exclusivamente de hierro u óxidos férricos se necesita una calibración extra.
Una de las limitaciones de este modelo es que originalmente fue desarrollado para la caracterización de partículas de hierro y con un diámetro máximo del tamaño de un dominio magnético o dominio weiss, en el caso de los óxidos férricos el diámetro máximo ronda los 20nm. Además, la modificación en el modelo teórico ha permitido caracterizar partículas de niquel, pero queda pendiente la validación en otros materiales y para diversos tamaños.
Una vez ajustados los parámetros del modelo para un AC basado en PSPM, se emplearon los datos de esta parametrización para calcular las concentraciones de las partículas en un fantomas directamente de la información proporcionada por la imagen de RM. Como se puede observar en la ecuación del modelo teórico implementado, ecu [6.8], solo existen dos parámetros dependientes del medio: la temperatura y el coeficiente de difusión del medio; mientras que el resto de parametros dependen de las propiedades de las partículas. En el caso del experimento in vitro en el escáner de 7T para la determinación de la concentración del AC en el fantomas, no es necesario modificar ningún parámetro cuando se realizó dicho cálculo ya que las muestras que se emplearon tanto en la caracterización como en el fantomas son similares, es decir el solvente es el mismo y la temperatura se puede controlar en ambos casos.
Se ha desarrollado una primera versión de un software de simulación como Proyecto de Fin de Carrera de la Ingeniería en Telecomunicación.de la ETSIT- UPM. El software consiste en una interfaz gráfica, que ha sido calibrada exclusivamente para el AC comercial ENDOREM y que permite elegir entre dos opciones. La primera de ellas consiste en simular las intensidades de grises que se obtendría en una imagen de RM a cualquier intensidad de campo magnético y a cualquier concentración de AC. La interfaz permite seleccionar la concentración
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del AC en un área determinada y observar la variación de la intensidad de la imagen en función de la intensidad del campo magnético aplicado. La segunda opción, permite seleccionar en una imagen un píxel determinado y a partir de su intensidad (nivel de gris) y conociendo el campo magnético aplicado es posible determinar la concentración de AC en la región de interés. Para esto último es necesario contar con una imagen de la muestra sin AC para poder aplicar la ecu. [6.15].
Para poder extender esta técnica a un procedimiento clínico, es necesario contar con un aproximado del coeficiente de difusión del medio. Del análisis de sensibilidad del modelo, se desprende que tanto la temperatura como el coeficiente de difusión son poco sensibles a pequeños cambios. En el caso del coeficiente de difusión, un aumento del 10% en este parámetro conlleva a un aumento en el error porcentual solo del 3% en el cálculo final de la concentración de las PSPM en el fantomas cuando se calcula esta directamente de la información de las imágenes de RM. En el caso de la temperatura, un aumento del 10% en este valor, no conlleva ningún cambio en el error porcentual. Aun así, es necesario conocer el coeficiente de difusión del medio, ya que este depende del tejido y de la forma como se encuentre contenida el agua donde las partículas se depositarán finalmente, esta información puede ser proporcionada por una imagen de RM potenciada en difusión.
Las imágenes potenciadas en difusión (DWI) exploran el movimiento aleatorio de las moléculas de agua en el cuerpo, con lo cual realizando una calibración con sustancias de las que se conozca a priori el coeficiente de difusión del agua, es posible obtener una aproximado de este coeficiente directamente de una DWI. Por ejemplo, en el caso de que se empleara Endorem como AC, se tendrían que utilizar los parámetros descritos en la Tabla II excluyendo el parámetro del coeficiente de difusión del medio, que es determinado por la DWI. Con estos datos y con la ayuda del modelo teórico es posible obtener la relajatividad en cada vóxel para la intensidad del campo magnético en el que el
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equipo de resonancia magnética funciona. El uso de un procedimiento de registro que fusione el mapa de relajatividades, obtenido a partir de la DWI, con las imágenes potenciadas en T1 antes y después de la liberación del AC hará posible
estimar directamente la concentración del AC a partir de datos de las imágenes de RM. Los resultados obtenidos en los experimentos ex vivo son alentadores y abren grandes posibilidades para un correcto desempeño de la herramienta propuesta de cuantificación.
Entre las limitaciones de esta herramienta está que la medida del tiempo de difusión del medio proporcionada por la imagen potenciada en difusión es que sus alores son relativos y no absolutos. Para solventar esto, hace falta una calibración previa de la herramienta que permita obtener los valores absolutos de difusión del medio a partir de una imagen potenciada en difusión. Además, las diferencias en la difusión entre el medio intracelular y el medio extracelular pueden ser significantes, y las imágenes de MRI realizan una promediación de todo un volumen.
Por otro lado, la gran variabilidad de los sistemas in vivo de los sistemas ex vivo pueden poner en entre dicho la funcionalidad de la herramienta propuesta para la cuantificación de AC en imágenes de RM. Por último, y el factor más importante a considerar es la fagocitosis de las PSPMs por los linfocitos que pueden llegar a agregar las partículas modificando la medida del tiempo de relajación, y por lo mismo la intensidad de la señal de RM. Como se observa en la tabla 4, el parámetro más sensible a los cambios es el diámetro de la partícula, por lo que la agregación de las mismas ocasionaría medidas erróneas en el cálculo de la concentración. Finalmente, para determinar la eficacia de esta herramienta propuesta haría falta una validación de la implementación en un fantomas que simule de la mejor manera las condiciones presentes en una imagen real in vivo.
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