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RESONANCIA MAGNÉTICA 
dirigida a TÉCNICOS SUPERIORES 
en IMAGEN PARA EL DIAGNÓSTICO
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RESONANCIA MAGNÉTICA 
dirigida a TÉCNICOS SUPERIORES 
en IMAGEN PARA EL DIAGNÓSTICO
Joaquín Costa Subias
Juan Alfonso Soria Jerez
© 2015 Elsevier España, S.L.U.
Avda. Josep Tarradellas, 20-30, 1.º
08029 Barcelona, España
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Advertencia
La imagen para el diagnóstico es un área en constante evolución. Aunque deben seguirse unas precauciones de 
seguridad estándar, a medida que aumenten nuestros conocimientos gracias a la investigación básica y clínica 
habrá que introducir cambios en los tratamientos y en los fármacos. En consecuencia, se recomienda a los 
lectores que analicen los últimos datos aportados por los fabricantes sobre cada fármaco para comprobar la dosis 
recomendada, la vía y duración de la administración y las contraindicaciones. Es responsabilidad ineludible del 
médico determinar las dosis y el tratamiento más indicado para cada paciente, en función de su experiencia y 
del conocimiento de cada caso concreto. Ni los editores ni los directores asumen responsabilidad alguna por 
los daños que pudieran generarse a personas o propiedades como consecuencia del contenido de esta obra.
El Editor
v
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
 Prólogo ......................................................................................... vii
 Prefacio ........................................................................................ ix
 Colaboradores ............................................................................... xi
PARTE 1 • Principios físicos e instrumentación
CAPÍTULO 1 Fundamentos de la RM .................................................................. 3
Santiago Mahillo Cáceres y María Teresa Corbalán Sevilla
CAPÍTULO 2 Contraste tisular............................................................................ 13
Dámaris Rodríguez García y Lara Núñez Moreno
CAPÍTULO 3 Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM ................... 21
María Isabel Rodríguez Soler
CAPÍTULO 4 Parámetros técnicos en la obtención de imágenes ........................... 31
María del Carmen Calle Márquez
CAPÍTULO 5 Formación de imagen ..................................................................... 41
Juan Alfonso Soria Jerez
CAPÍTULO 6 Secuencias aplicadas en RM .......................................................... 55
Juan Enrique Mahía Cures
CAPÍTULO 7 Artefactos en RM .......................................................................... 83
Dámaris Rodríguez García y Lara Núñez Moreno
PARTE 2 • Manejo del paciente
CAPÍTULO 8 Agentes de contraste ..................................................................... 101
Jorge Cobos Alonso
CAPÍTULO 9 Criterios de seguridad en RM ......................................................... 119
Francisco Jiménez Gálvez
CAPÍTULO 10 Cuidado del paciente ..................................................................... 133
Francisco Jiménez Gálvez
PARTE 3 • Anatomía seccional y procedimientos en imagen
CAPÍTULO 11 Neuroimagen................................................................................. 143
Jorge Mario Sánchez Reyes y Joaquín Costa Subias
CAPÍTULO 12 Musculoesquelético ....................................................................... 171
Consuelo Paloma Chimeno Herrero
CAPÍTULO 13 Abdomen ...................................................................................... 189
Luis Alberto Mullor Delgado y Manuel Delgado Márquez
CAPÍTULO 14 Angiografía por RM ........................................................................ 215
Karina Paola Rodríguez Rosales y Rodrigo Pastorín Salís
Índice de capítulos
vi
CAPÍTULO 15 Mama ........................................................................................... 241
Manuel Delgado Márquez y Luis Alberto Mullor Delgado
CAPÍTULO 16 Técnicas avanzadas ....................................................................... 253
César Canales Pimentel y Marly Pierina Rubio Sierra
 Glosario ........................................................................................ 265
 Respuestas de la autoevaluación ................................................... 275
 Respuestas de los casos prácticos ................................................. 277
 Índice alfabético ............................................................................ 279
vii
Durante mis años de médico radiólogo he vivido 
la evolución de la resonancia magnética, que ha 
permitido realizar estudios con mayor resolu-
ción y con marcada reducción en su duración, 
proporcionando un gran avance en el estudio de 
las diversas áreas de la anatomía humana y de-
mostrando una gran utilidad en áreas impensa-
bles hasta hace pocos años, como el corazón, 
la mama o la próstata, entre otras. Los equipa-
mientos actuales permiten estudios del cuerpo 
entero y la realización de técnicas funciona-
les como la difusión-perfusión y la espectroscopia, 
consiguiendo una mejor caracterización tisular 
de las lesiones.
El conocimiento técnico es fundamental para 
la realización de estudios de calidad, siendo vi-
tal la colaboración entre técnico y radiólogo. En 
mis años de médico he aprendido mucho de los téc-
nicos en imagen para el diagnóstico, que me han 
ayudado a optimizar los protocolos, mejorando 
los tiempos y la calidad de los estudios para llegar 
a lo que me parece más importante en el trabajo 
diario: lograr la mejor atención al paciente, lo que 
se traduce en un diagnóstico correcto.
En el presente libro se cubren las diferentes 
áreas de la resonancia magnética, permitiendo 
una mejor comprensión de la técnica y resul- 
tando de utilidad para técnicos, residentes y médi-
cos en general. Creo que el libro proveerá al lector 
de una revisión de los aspectos esenciales de la 
resonancia magnética.
Santiago E. Rossi
Director Médico 
Centro de Diagnóstico Dr. Enrique Rossi
Buenos Aires, Argentina
PRÓLOGO
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ix
Es un honor y un placer participar en esta obra 
necesaria en el mercado bibliográfico de la técnica 
radiológica de la resonancia magnética.
En el año 1983 se instaló la primera resonancia 
magnética en España, en el Centro Diagnóstico 
Pedralbes de Barcelona. En el transcurso de tan 
solo treinta y un años, esta técnica ha experimen-
tado una importantísima evolución tecnológica y 
de aplicaciones en la práctica médica.
En muchas ocasiones, el colectivo de técni-
cos superiores de imagen para el diagnóstico 
(TSID) y los centros de enseñanza han deman-
dado una obra de este tipo, y no me cabe la me-
nor duda de la calidad de sus contenidos y de 
que servirá como guía de recuerdo para los más 
veteranos y de libro de estudio para aquellos estu-
diantes técnicos de este campo de la radiología, 
ya que estas páginas abarcan desde los princi-
pios básicos de física e instrumentación hasta el 
desarrollo de técnicasfuncionales, secuencias, me-
dios de contraste, cuidados al paciente, etc.
Tenemos que agradecer las inquietudes cien-
tífico-técnicas de algunos compañeros, ya que 
gracias a ellos se ha podido llevar a cabo el desa-
rrollo de este libro. Trabajando codo con codo, 
técnicos y radiólogos editan una obra de gran 
valor para el colectivo.
Mi más sincera enhorabuena y mis felicitacio-
nes por la obra.
María Jesús Suárez Hernández
Presidenta 
Asociación Española de Técnicos en Radiología 
(AETR)
PREFACIO
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xi
María del Carmen Calle Márquez
TSID en el Servicio de Radiodiagnóstico, 
Hospital Universitario de Getafe, Madrid, 
España. 
Cesar Canales Pimentel
Médico adjunto y facultativo especialista de área 
en el Servicio de Radiodiagnóstico, Hospital 
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Consuelo Paloma Chimeno Herrero
Profesor asociado, Ciclo Formativo Grado 
Superior en Imagen para el Diagnóstico, 
TSID, Centro de Estudios Profesionales Santa 
Gema, Madrid, España. Jefe de Servicio y 
facultativo especialista de área en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario 
de Getafe, Madrid, España. Profesor asociado, 
Departamento de Diagnóstico por Imagen, 
Facultad de Medicina, Universidad Europea de 
Madrid, Villaviciosa de Odón, Madrid, España.
Jorge Cobos Alonso
Profesor asociado, Departamento de 
Diagnóstico por Imagen, Facultad de Medicina, 
Universidad Europea de Madrid, Villaviciosa de 
Odón, Madrid, España. Profesor colaborador, 
Ciclo Formativo Grado Superior en Imagen 
para el Diagnóstico, TSID, Centro de Estudios 
Profesionales Santa Gema, Madrid, España. 
Médico adjunto y facultativo especialista 
de área en el Servicio de Radiodiagnóstico, 
Hospital Universitario de Getafe, Madrid, 
España. Miembro de la SERAM, España.
María Teresa Corbalán Sevilla
Médico interno residente en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital 
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Joaquín Costa Subias
Profesor asociado y coordinador, Departamento 
de Diagnóstico por Imagen, Facultad de 
Medicina, Universidad Europea de Madrid, 
Villaviciosa de Odón, Madrid, España. Médico 
adjunto y facultativo especialista de área en 
el Servicio de Radiodiagnóstico, Hospital 
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Manuel Delgado Márquez
Profesor colaborador, Ciclo Formativo Grado 
Superior en Imagen para el Diagnóstico, 
TSID, Centro de Estudios Profesionales Santa 
Gema, Madrid, España. Médico adjunto y 
facultativo especialista de área en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario de 
Getafe, Madrid, España. Profesor colaborador, 
Departamento de Diagnóstico por Imagen, 
Facultad de Medicina, Universidad Europea de 
Madrid, Villaviciosa de Odón, Madrid, España.
Francisco Jiménez Gálvez
Profesor asociado, Departamento de 
Radiología, Universidad de la Cruz Roja, 
Lisboa, Portugal. TSID, Servicio de Radiología, 
Hospital Universitario de Getafe, Madrid, 
España. Secretario general de la Asociación 
Española de Técnicos en Radiología, España.
Juan Enrique Mahía Cures
TSID en el Servicio de Radiología, Hospital 
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Santiago Mahillo Cáceres
TSID en el Servicio de Radiología, Hospital 
Universitario de Getafe, Madrid, España.
Luis Alberto Mullor Delgado
Médico adjunto y facultativo especialista 
de área en el Servicio de Radiodiagnóstico, 
Hospital Universitario de Getafe, Madrid, 
España. Socio de la Sociedad Española de 
Radiología Médica, España.
Lara Núñez Moreno
Médico interno residente en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario de 
Getafe, Madrid, España.
Rodrigo Pastorín Salís
Médico adjunto y facultativo especialista 
de área en el Servicio de Radiodiagnóstico, 
Hospital Infanta Leonor, Madrid, España.
Damaris Rodríguez García
Profesor colaborador, Ciclo Formativo Grado 
Superior en Imagen para el Diagnóstico, 
TSID, Centro de Estudios Profesionales Santa 
Gema, Madrid, España. TSID en el Servicio de 
Radiología, Hospital Universitario de Getafe, 
Madrid, España.
Karina Paola Rodríguez Rosales
Médico adjunto y facultativo especialista en 
Radiodiagnóstico, Hospital Universitrio de 
Getafe, Madrid, España.
María Isabel Rodríguez Soler
Profesor colaborador, Ciclo Formativo Grado 
Superior en Imagen para el Diagnóstico, 
TSID, Centro de Estudios Profesionales Santa 
Gema, Madrid, España. TSID en el Servicio de 
Radiología, Hospital Universitario de Getafe, 
Madrid, España.
COLABORADORES
Colaboradores
xii
Marly Pierina Rubio Sierra
Médico interno residente en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario 
de Getafe, Madrid, España.
Jorge Mario Sánchez Reyes
Profesor colaborador, Departamento de 
Diagnóstico por Imagen, Facultad de Medicina, 
Universidad Europea de Madrid, Villaviciosa 
de Odón, Madrid, España. Médico adjunto y 
facultativo especialista de área en el Servicio 
de Radiodiagnóstico, Hospital Universitario de 
Getafe, Madrid, España.
Juan Alfonso Soria Jerez
Profesor asociado, Departamento de Procesado 
de Imagen II y Departamento de Informática, 
Grado en Radiología, Escuela Superior de Salud 
de la Cruz Roja Portuguesa, Lisboa, Portugal. Pro-
fesor asociado, Departamento de Imagen I, TSID, 
Centro de Estudios Profesionales Santa Gema, 
Madrid, España. TSID, Servicio de Radiodiagnós-
tico, Hospital Universitario de Getafe, Madrid, 
España. Vicesecretario general y director de Tecno-
logía Radiológica, revista de la Asociación Española 
de Técnicos en Radiología (AETR), España.
1PARTE
Principios físicos 
e instrumentación
1. Fundamentos de la RM 3
2. Contraste tisular 13
3. Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM 21
4. Parámetros técnicos en la obtención de imágenes 31
5. Formación de imagen 41
6. Secuencias aplicadas en RM 55
7. Artefactos en RM 83
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3
© 2015. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
Santiago Mahillo Cáceres y María Teresa Corbalán Sevilla
INTRODUCCIÓN. EVOLUCIÓN 
TECNOLÓGICA DE LA RM
La resonancia magnética (RM) se ha convertido 
en una técnica de obtención de imágenes funda-
mental, incluida en múltiples protocolos diag-
nósticos, debido en gran parte a que no utiliza 
radiaciones ionizantes. No obstante, es una de las 
técnicas que conlleva mayores dificultades con-
ceptuales debido a sus complicados principios 
físicos, los cuales se describen en los diferentes 
apartados que componen este capítulo. Pero 
antes de emprender la andanza por sus funda-
mentos, es esencial echar la vista atrás en un breve 
recorrido histórico por quienes contribuyeron 
en el desarrollo de la RM tal y como se la conoce 
hoy en día.
Uno de los cimientos no sólo de la RM, sino 
también de la tomografía computarizada y de 
gran parte de la tecnología actual, es la trans-
formada de Fourier, expresión perteneciente a la 
obra Théorie analytique de la chaleur publicada 
en 1822 por el famoso matemático francés Jean 
Baptiste Joseph Fourier, más de un siglo antes de 
que Bloch y Purcell, considerados por algunos los 
padres de la RM, fueran galardonados en 1952 
con el Premio Nobel en Física.
Otro concepto fundamental, que ya desde 
1920 empezaron a plantear varios físicos, es el 
del espín nuclear. Uno de estos físicos, Wolfgang 
Pauli, propuso su existencia y la del momento 
magnético del protón en un intento de explicar 
la estructura hiperfina del espectro atómico. En 
1940, Felix Bloch publicó un método cuantitativo 
para medir el momento magnético del núcleo, 
pero la Segunda Guerra Mundial interrumpió 
de forma temporal las investigaciones en este 
campo.
Una vez finalizada la guerra, dos grupos inde-
pendientes de investigadores capitaneados por 
el físico Felix Bloch (Universidad de Stanford) y el 
ingeniero eléctrico Edward M. Purcell (Universidad 
de Harvard) retomaron sus anteriores trabajos 
sobre la medición de la resonancia magnética 
en materia condensada. Ambos investigadores 
llegaron a conclusiones similares, y describieronque algunos núcleos atómicos colocados en un 
campo magnético y estimulados con una onda de 
radiofrecuencia son capaces de absorber energía. 
Posteriormente estos núcleos liberan la energía ex-
cedente, transmitiendo así ondas de radio que 
pueden ser captadas mediante una antena; pre-
cisamente en esto se basa la imagen por RM. Los 
dos trabajos se publicaron simultáneamente y 
obtuvieron un gran reconocimiento que les sirvió 
para ganar el Premio Nobel.
En las dos décadas siguientes varios científicos 
partieron de este punto para realizar progresos 
significativos en la aplicación de la RM en medi-
cina, estudiando los tiempos de relajación en san-
gre y músculo, el concepto de difusión y la adqui-
sición de señales en modelo animal. Entre ellos, 
el médico estadounidense Raymond Damadian 
demostró en su trabajo “Tumor detection by nu-
clear magnetic resonance”, publicado en la revista 
Science en 1971, que los tiempos de relajación del 
agua presente en tumores de hígado y riñón de 
ratas diferían de los del tejido normal, resultados 
que posteriormente corroboró en tejido humano.
Introducción. Evolución tecnológica 
de la RM 3
La física de la RM 4
Propiedades de la materia. 
Diamagnetismo y paramagnetismo 4
Campos magnéticos y electricidad 4
Núcleo atómico. Núcleo 
de hidrógeno 5
Movimiento de precesión 6
Ecuación de Larmor 7
Estados energéticos. Protones 
en paralelo y antiparalelo 7
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
4
En 1973, Paul Lauterbur (Universidad de Nue-
va York) planteó la codificación espacial de la 
señal aplicando gradientes magnéticos en tres pla-
nos; gracias a ello consiguió las primeras imáge-
nes tomográficas de objetos obtenidas mediante 
técnicas de RM. De forma simultánea, el físico 
inglés Peter Mansfield hizo una descripción ma-
temática de la transformación de una señal tem-
poral en una representación espacial e intro-
dujo el concepto del espacio K. Estos hallazgos 
revolucionaron el mundo de la imagen, trazando 
el camino a seguir por otros investigadores. Así 
por ejemplo, Vahan Damadian construyó en 1976 
un tomógrafo de RM de cuerpo entero, publicó 
en Science la primera imagen de un tumor en una 
rata y años más tarde reconstruyó la imagen de un 
tórax, y en 1979 Bill Moore obtuvo las primeras 
imágenes tomográficas de la cabeza. Por estos 
trabajos y su posterior trascendencia, Peter Mans-
field y Paul C. Lauterbur fueron galardonados 
con el premio Nobel de Fisiología y Medicina en 
2003, quedando al margen Damadian, motivo 
de gran polémica.
El primer equipo para obtener imágenes por 
RM se instaló en 1981, y en 1983 el American 
College of Radiology consideró la RM como una 
técnica estándar en el campo del diagnóstico clí-
nico. A partir de entonces las grandes compañías 
comerciales vieron el potencial de la RM, hecho 
que aceleró los estudios en nuevas técnicas y 
equipamiento. Así, en 1986 Herning y su equipo 
empezaron a desarrollar las secuencias rápidas 
denominadas spin eco y casi simultáneamente, 
las aún más rápidas eco de gradiente.
Desde ese momento hasta la actualidad, la 
evolución tecnológica en el ámbito de la RM 
no ha tenido pausas, y cada vez las máquinas 
son más potentes, los estudios más rápidos, la 
resolución más precisa y los cortes más finos, y 
además existen multitud de aplicaciones a las que 
se dedican otros capítulos de este libro.
LA FÍSICA DE LA RM
El objetivo de este apartado consiste en realizar 
una breve introducción de la física básica de la 
RM, en un intento de aprender de forma sencilla 
los mecanismos mediante los cuales se obtienen 
las imágenes, algo fundamental en una técnica 
en la que la imagen cambia drásticamente depen-
diendo de cómo se lleve a cabo la adquisición de 
datos. Para empezar, es preciso familiarizarse con 
la definición de RM e ir desarrollando a posteriori 
algunos conceptos más específicos.
La RM es un fenómeno físico fundamentado 
en las propiedades mecanicocuánticas de los nú-
cleos atómicos y se basa en la inducción de transi-
ciones entre diferentes estados de energía. Ocurre 
al someter partículas (electrones y protones) de 
núcleos atómicos de número impar a un potente 
campo magnético, de forma que éstos puedan 
absorber selectivamente energía en la frecuencia 
de ondas de radio (8 a 130 MHz) dentro del es-
pectro electromagnético.
Por otro lado, la imagen por RM en medicina 
es una técnica diagnóstica en la que se introduce 
al paciente en un campo magnético creado por 
un gran imán y mediante la aplicación de ondas 
electromagnéticas se consigue la “resonancia” 
de los núcleos de sus átomos y posteriormente 
se recoge la energía liberada en forma de señal. 
Dado que los distintos tejidos devuelven una se-
ñal específica, ésta se puede transformar en una 
imagen tomográfica si es tratada adecuadamente, 
obteniendo imágenes de gran precisión de las 
distintas partes del cuerpo.
La RM es una interacción entre un campo 
magnético externo, ondas de radiofrecuencia 
y núcleos atómicos. Cuando se somete 
a un cuerpo a un campo magnético y 
posteriormente se lo estimula mediante ondas 
electromagnéticas (ondas de radiofrecuencia), 
se consigue la resonancia de los núcleos de sus 
átomos. La base de la obtención de imágenes 
radica en medir la energía liberada y el tiempo 
en que vuelven a su estado de relajación 
una vez que dejan de estar estimulados.
Propiedades de la materia. 
Diamagnetismo y paramagnetismo
Según el comportamiento de un material al ser 
sometido a un campo magnético, se puede clasi-
ficar en tres categorías: paramagnético, diamag-
nético y ferromagnético.
Los materiales paramagnéticos son débilmente 
atraídos hacia la zona más intensa del campo 
magnético. Éste alinea todos los momentos mag-
néticos ya existentes que componen el material, 
produciendo un momento magnético global que 
se suma al del campo magnético.
Los materiales diamagnéticos son aquellos 
que son débilmente repelidos hacia las regiones 
de menor campo magnético. Cuando se introdu-
ce un material diamagnético en un campo mag-
nético, se induce en él un momento magnético 
de sentido opuesto al campo.
Por último, los materiales ferromagnéticos 
son fuertemente atraídos hacia la zona de mayor 
intensidad del campo.
Campos magnéticos y electricidad
Gran parte de los fenómenos observables en 
la naturaleza se pueden entender en forma de 
interacciones entre fuerzas, como es el caso del 
electromagnetismo. De forma resumida, esta in-
teracción se basa en el hecho de que los campos 
magnéticos se generan por partículas cargadas 
eléctricamente, que están en movimiento.
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
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La carga eléctrica es una propiedad intrínseca 
y fundamental de las partículas elementales que 
forman la materia. Habitualmente, la materia 
posee el mismo número de cargas positivas que 
negativas, por lo que es neutra. Un cuerpo está 
cargado eléctricamente cuando posee un exceso 
de carga en uno u otro sentido, siendo entonces 
capaz de ejercer una fuerza eléctrica con otros 
cuerpos cargados (las partículas con cargas igua-
les se repelen y con carga contraria se atraen). 
Cuando además estas partículas se encuentran 
en situación de movimiento, aparece la fuerza 
magnética.
Toda fuerza lleva asociado un campo. Se habla 
en este contexto de campo magnético y campo 
eléctrico. Tanto las fuerzas como sus campos 
asociados son magnitudes vectoriales y para ser 
definidas necesitan una magnitud, una dirección 
y un sentido. La carga es el elemento básico del 
campo eléctrico, mientras que el dipolo o mo-
mento dipolar magnético lo es para el campo 
magnético. El momento magnético es un vector 
perpendicular a la dirección del movimiento que 
tienen las cargas que lo han generado. Un ejem-
plo de ello son los electrones girando en torno 
al núcleo.
Como se verá en el siguiente apartado, el 
núcleo del átomo se comporta como un campo 
magnético similar al de un imán en barradebido 
a sus protones con carga positiva (fig. 1.1), mien-
tras que los electrones girando a su alrededor 
representan el momento magnético.
Los campos magnéticos se miden en unidades 
conocidas como teslas (T).
Núcleo atómico. Núcleo de hidrógeno
El átomo está formado por tres partículas elemen-
tales: los protones y los neutrones, que se encuen-
tran en una pequeña región central denominada 
núcleo, y los electrones, que giran en torno al nú-
cleo en un área hasta 10.000 veces mayor, la lla-
mada corteza. Sin embargo, prácticamente toda 
la masa del átomo se concentra en el núcleo, y se 
llama número másico al número total de proto-
nes y neutrones.
Los protones poseen carga positiva y los elec-
trones, negativa; por eso, al estar formados por el 
mismo número de protones que de electrones, los 
átomos son eléctricamente neutros. El número de 
protones que tiene un átomo es el número ató-
mico. Los átomos con el mismo número atómico 
determinan un elemento químico, mientras que 
el número de neutrones varía en los distintos 
isótopos que existen de un elemento. El elemento 
más simple es el hidrógeno, que está formado 
únicamente por un protón y un electrón.
Para la obtención de imágenes en RM se utilizan 
los átomos de hidrógeno, en cuyo núcleo sólo 
hay un protón, ya que son los más abundantes 
en el cuerpo humano.
En el cuerpo humano hay gran cantidad de áto-
mos de hidrógeno, debido a su alta proporción en 
agua. El núcleo del átomo de hidrógeno contiene 
un único protón, que gira de forma constante al-
rededor de su eje, actuando como una carga eléc-
trica en continuo movimiento. Este movimiento 
intrínseco del protón se llama espín y es la base 
del magnetismo del núcleo (fig. 1.2).
El espín nuclear es una característica intrínseca 
del núcleo de hidrógeno. Consiste en que el 
protón gira de forma continua alrededor de su 
eje, comportándose así como un pequeño imán.
Cuando el átomo de hidrógeno no se ve sometido 
a una fuerza externa, muestra una disposición 
totalmente aleatoria, apuntando en cualquier 
dirección del espacio; así globalmente existe una 
FIGURA 1.1
Esquema del campo magnético de un imán en barra.
FIGURA 1.2
Esquema representativo del espín de un protón.
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
6
anulación mutua y se da un equilibrio electro-
magnético (fig. 1.3).
Los estudios de imagen por RM se basan en 
el comportamiento de estos núcleos de hidró-
geno bajo la influencia de campos magnéticos 
externos. Cuando se somete a un paciente a un 
campo magnético, los protones de los átomos 
de hidrógeno presentes en los tejidos, que se 
comportan como pequeños imanes, se alinean 
con dicho campo magnético, unos en paralelo y 
otros en antiparalelo (fig. 1.4). Una vez alineados, 
son estimulados con una onda de radiofrecuencia 
y cambian su orientación, es decir, los protones 
entran en resonancia. Al interrumpir la onda de 
radiofrecuencia, los núcleos liberan energía en 
forma de onda electromagnética y vuelven a su 
situación inicial, proceso que se conoce como 
tiempo de relajación. Este tiempo de relajación 
y las diferencias en la densidad de protones pre-
sentes en los tejidos determinarán la intensidad 
de la señal.
Movimiento de precesión
Ya se ha descrito cómo los protones se alinean 
con un movimiento sobre su propio eje al so-
meter al organismo a la presencia de un campo 
magnético externo. Este proceso de alineación se 
acompaña de un movimiento similar al de una 
peonza, es decir, no gira en una posición vertical 
exacta, sino que en el extremo del eje dibuja una 
FIGURA 1.3
Distribución aleatoria en un conjunto de átomos de hidrógeno sin someterlos a un campo magnético.
FIGURA 1.4
Distribución orientada en paralelo y antiparalelo de átomos de hidrógeno sometidos a un campo magnético.
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
7
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circunferencia en torno a la dirección del campo 
magnético hasta que consigue alinearse con él. 
Este fenómeno se conoce como movimiento de 
precesión (fig. 1.5) y se produce por la interac-
ción del campo magnético externo y el campo 
magnético nuclear.
En presencia de un campo magnético externo, 
los protones se alinean con éste siguiendo un 
movimiento de precesión similar a una peonza, 
resultado de la interacción del campo 
magnético nuclear y el campo magnético 
externo.
Ecuación de Larmor
Como se ha dicho anteriormente, cuando se colo-
ca a un paciente en un campo magnético externo, 
los protones se alinean con dicho campo en un 
movimiento de precesión y a una determinada 
velocidad angular, denominada frecuencia de 
precesión de Larmor. Para poder perturbar estos 
protones, el pulso de radiofrecuencia que se envíe 
debe ser de la misma frecuencia que la frecuencia 
de precesión que tienen, y para ello se utiliza la 
ecuación de Larmor, resultante del producto de 
dos parámetros:
Boω = ⋅ γ
donde w es la frecuencia de precesión en mega-
hercios (MHz), Bo es la fuerza del campo mag-
nético externo (T) y g es la constante o relación 
giromagnética, característica para cada núcleo, 
que se mide en MHz/T (en el caso del hidrógeno 
es de 42,5 MHz/T).
Los protones alineados pueden absorber energía 
cuando son expuestos a ondas de radiofrecuencia, 
siempre que éstas tengan la misma frecuencia de 
precesión que los protones, lo que se puede 
calcular con la ecuación de Larmor.
Estados energéticos. Protones 
en paralelo y antiparalelo
En un campo magnético, los protones pueden 
tener dos estados energéticos:
1. estado paralelo o estado de baja energía, en 
el que los protones se encuentran alineados 
con el campo magnético externo, y
2. estado antiparalelo o estado de alta energía, 
en el que los protones han sido estimulados 
por ondas de radiofrecuencia (a la frecuencia 
de Larmor) y han absorbido energía.
El vector de magnetización de los protones paralelos 
tiene el mismo sentido que el del campo magnético 
externo, mientras que el de los antiparalelos tiene 
el sentido opuesto. Los protones se reparten casi 
de forma equitativa entre el sentido paralelo y el 
antiparalelo, pero siempre existe un pequeño exceso 
de protones en paralelo, es decir, en estado de baja 
energía. Aunque esta diferencia es muy pequeña 
(como ejemplo, en un campo magnético de 0,5 T 
y a temperatura corporal es de 2 por millón), hace 
posible la producción de señal en RM. La separa-
ción entre los dos niveles de energía –paralelo y 
antiparalelo– es proporcional al campo magnéti-
co, siendo la señal de resonancia magnética mejor 
cuanto mayor sea el campo magnético aplicado.
Dentro de un campo magnético, los protones se 
reparten en estado paralelo y antiparalelo, con 
un pequeño exceso en estado paralelo o de baja 
energía.
La descripción anterior es válida desde el punto 
de vista del átomo y ayuda a entender qué ocurre 
a escala macroscópica.
MAGNETIZACIÓN LONGITUDINAL
En RM se trabaja con el momento magnético 
total, que resulta de la suma de todos los mo-
mentos magnéticos individuales de cada núcleo. 
En ausencia de campo magnético, los protones 
se distribuyen uniformemente, lo que supone la 
anulación de sus fuerzas. Recuerde que los proto-
nes se alinean con el campo magnético externo al 
que están sometidos y que habrá más protones en 
sentido paralelo. El exceso de protones en parale-
lo origina un vector de magnetización o momento 
magnético (M), cuya magnitud es directamente 
proporcional a la intensidad del campo magnéti-
co externo y tiene su misma dirección. Este vector 
se conoce como magnetización longitudinal, que 
precesiona sobre el eje del campo magnético ex-
terno a la frecuencia de Larmor (fig. 1.6).
La magnetización neta en equilibrio es paralela 
al eje z del campo magnético externo y se 
conoce como magnetización longitudinal.
El valor de este vector depende de la densidad de 
protones, de modo que cuantos más protones 
haya en el tejido estudiado, mayor será su valor.
w=Bo⋅g
FIGURA 1.5
Esquema gráficodel movimiento de precesión de un protón.
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
8
APLICACIÓN DE PULSOS DE RADIOFRECUENCIA
Cuando los protones se encuentran en estado de 
equilibrio, alineados con el campo magnético y 
formando el vector de magnetización longitudi-
nal, se puede utilizar este vector para obtener la 
señal de RM, pero no se puede cuantificar porque 
está en paralelo a las líneas del campo magnéti-
co externo. Para hacerlo, se necesita cambiar su 
posición, lo que se consigue enviando un pulso 
de radiofrecuencia.
Existen dos tipos de pulsos de radiofrecuencia:
1. un pulso de 90°, que hace que el vector de 
magnetización longitudinal (z) gire en trans-
versal hacia el eje xy (fig. 1.7), y
2. un pulso de 180°, que hace que la magne-
tización gire hacia el eje z pero en sentido 
opuesto a la dirección del campo magnético 
principal (fig. 1.8).
Pero no todo pulso perturba a los protones. Como 
ya se ha comentado al hablar de la ecuación de 
FIGURA 1.6
Esquema gráfico de la magnetización longitudinal.
FIGURA 1.7
Pulso de radiofrecuencia a 90° sobre el vector de magnetización longitudinal.
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
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Larmor, el pulso de radiofrecuencia debe tener la 
misma frecuencia de precesión que los protones. 
En este caso los protones son capaces de captar 
energía y pasar de estar en paralelo con respecto 
al campo magnético a estar en antiparalelo, que 
es un estado de mayor energía, entrando así en 
resonancia. Cuanto más fuerte y más prolongado 
sea el pulso de radiofrecuencia, más protones 
girarán.
Cuando los protones se desplazan del estado 
de baja energía al de alta energía, lo hacen por un 
doble movimiento de precesión llamado movi-
miento de nutación; al desplazarse describen un 
ángulo de rotación o slip angle (fig. 1.9) y se dice 
que los protones o espines están en fase.
MAGNETIZACIÓN TRANSVERSAL
La RM puede detectarse sólo si se crea una mag-
netización transversal, perpendicular a la longitu-
dinal, que es capaz de inducir una tensión a una 
bobina receptora.
Si se aplica un pulso de radiofrecuencia con 
90° que además gire de forma sincronizada 
con los espines en precesión, se logrará que el 
vector de magnetización longitudinal se aparte 
de su orientación de equilibrio. Cuando la on-
da de radiofrecuencia es capaz de inducir en la 
magnetización neta un giro de 90°, la magne-
tización longitudinal se convierte en transversal 
(fig. 1.10).
Un pulso de radiofrecuencia en la frecuencia de 
Larmor reorienta la magnetización longitudinal 
hacia el plano transversal, magnetización que 
podemos detectar.
RELAJACIÓN TRANSVERSAL Y RELAJACIÓN 
LONGITUDINAL
Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, los 
protones que han captado energía comienzan a 
ceder la energía excedente para volver al estado de 
equilibrio, fenómeno que se conoce como relaja-
ción. La relajación no es un proceso espontáneo, 
sino que necesita que las estructuras del entorno 
sean capaces de absorber esa energía, es decir, se 
produce un trasvase de energía de los protones a 
las moléculas de su alrededor.
Esta cesión de la energía sucede de dos formas 
de manera simultánea. Por un lado, los protones 
pierden la fase de precesión y, por otro, vuelven 
a alinearse con el campo magnético en sentido 
paralelo. Se denomina relajación longitudinal, 
relajación T1 o relajación espín-red al fenómeno 
de realineamiento en paralelo con el eje z. El 
fenómeno de pérdida energética en el plano xy 
se denomina relajación transversal o relajación 
espín-espín, y está relacionada sobre todo con la 
pérdida de fase de los protones.
FIGURA 1.8
Pulso de radiofrecuencia a 180° sobre el vector de magnetización longitudinal.
FIGURA 1.9
Representación del ángulo de nutación (slip angle).
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
10
El retorno al equilibrio induce modificaciones 
en el campo magnético capaces de producir una 
señal eléctrica que puede ser recogida por una an-
tena receptora y obtener así las imágenes de RM. 
Esta señal eléctrica se conoce como Free Induc-
tion Decay (FID) y es una señal sinusoide amorti-
guada.
Estudiando la señal de la relajación y me-
diante los parámetros T1 y T2, se puede obtener 
información sobre la densidad de los protones y 
el medio en el que se encuentran.
T1-T2
Cuando cesa el pulso de radiofrecuencia, la ener-
gía absorbida por los protones se libera al medio, 
pasando éstos a un estado de menor energía y 
recuperando la magnetización longitudinal. Esta 
recuperación es diferente para cada tipo de tejido, 
ya que no todos los protones se relajan al mis-
mo tiempo porque se encuentran en distintas es-
tructuras moleculares. El T1 de un tejido se define 
como el tiempo que tarda en recuperarse el 63% 
de su magnetización longitudinal.
Cuanto más corto sea el T1 de un tejido, es de-
cir, cuanto menos tiempo tarden los protones de 
sus moléculas de hidrógeno en volver a su estado 
de reposo y recuperar su vector de magnetización 
longitudinal, más hiperintenso se visualizará. Un 
ejemplo es la grasa, que tiene un T1 corto, lo que 
hace que se muestre con mayor intensidad, más 
brillante; otro ejemplo es el hígado, que tiene un 
T1 más corto que el bazo, por lo que la señal del 
hígado será más intensa que la del bazo.
En el cerebro, el líquido cefalorraquídeo tie-
ne un T1 muy largo, ya que los protones de sus 
moléculas de hidrógeno tardan más en volver a 
su estado de reposo. Esto se traduce en una señal 
poco intensa. Por otro lado, como la sustancia 
gris tiene un T1 más largo que la sustancia blanca, 
se puede ver la sustancia gris hipointensa con res-
pecto a la sustancia blanca.
El tiempo de relajación T2 de un tejido se 
define como el tiempo que tarda en perderse el 
63% de la magnetización transversal o, lo que 
es lo mismo, el tiempo que tarda en recuperar-
se el 37% de su valor inicial. El T2 mide por 
tanto el tiempo que los protones permanecen 
en fase después de un pulso de radiofrecuencia. 
Este desfase se ve favorecido por los pequeños 
cambios magnéticos de los núcleos vecinos de 
cada protón. El T2 también se denomina relaja-
ción espín-espín, porque los protones pierden 
la coherencia de fase, dejando de precesar sin-
crónicamente.
El agua tiene un T2 largo; por lo tanto, todos 
los tejidos con componente líquido tendrán 
una señal mayor y se verán hiperintensos; así 
por ejemplo, el líquido cefalorraquídeo, que 
tiene un elevado porcentaje de agua en su com-
posición y por tanto un T2 largo, se verá hiper-
intenso.
En realidad la relajación transversal se realiza 
en paralelo a la recuperación longitudinal, por lo 
que no existen imágenes T1 y T2 puras, sino que 
todas las imágenes de RM tienen componentes 
T1 y T2. Lo que sucede es que al determinar los 
parámetros de exploración, se elige que cada 
imagen tenga un predominio T1 o T2, es decir, 
se elige la potenciación en T1 o en T2 de cada 
imagen.
FIGURA 1.10
Incidencia de la radiofrecuencia sobre la magnetización longitudinal para convertirla en transversal.
CAPÍTULO 1
Fundamentos de la RM
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o.
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Cuál de las siguientes no es una característica 
del átomo de hidrógeno?
a. Su número atómico es 1.
b. Está formado por una sola partícula ele-
mental llamada protón.
c. El protón del núcleo representa práctica-
mente la totalidad de la masa del átomo.
d. La carga eléctrica del protón es positiva.
e. Es el átomo más abundante en el cuerpo 
humano.
2. Entre los siguientes enunciados, indique la 
respuesta falsa:
a. Cuando se encuentran en movimiento, 
las partículas cargadas eléctricamente son 
capaces de generar un campo magnético.
b. El magnetismo del núcleo se basa en el 
movimiento continuo alrededor de su eje 
o espín nuclear.
c. Los protones se encuentran alineados en 
paralelo cuando no están sometidos a un 
campo magnético externo.
d. Los protonesen paralelo se encuentran en 
estado de baja energía.
e. Los protones pasan a estado antiparalelo 
cuando son estimulados por ondas de 
radiofrecuencia.
3. Respecto a la ecuación de Larmor:
a. Se usa para calcular la velocidad de giro 
del espín nuclear.
b. Sirve para calcular la frecuencia de prece-
sión de los protones.
c. Sirve para calcular la carga eléctrica del 
átomo.
d. Uno de los parámetros de la ecuación es 
la fuerza del campo magnético y se mide 
en MHz.
e. La constante giromagnética es la misma 
para todos los átomos.
4. Señale la respuesta falsa:
a. El vector de magnetización longitudinal 
se encuentra en paralelo con el campo 
magnético externo.
b. Para poder cuantificar el vector de mag-
netización es necesario modificar su 
dirección aplicándole un pulso de radio-
frecuencia.
c. La magnetización transversal se produce 
cuando la onda de radiofrecuencia es 
capaz de inducir un giro de 90° sobre el 
momento magnético.
d. Para que un pulso de radiofrecuencia es-
timule a los protones, debe tener la misma 
frecuencia de precesión que los protones.
e. Un pulso de radiofrecuencia con la fre-
cuencia de Larmor reorienta la magnetiza-
ción longitudinal en sentido opuesto a la 
dirección del campo magnético principal.
5. ¿Cuál de las siguientes afirmaciones no se 
puede aplicar al tiempo de relajación T1?
a. Se denomina también tiempo de relaja-
ción espín-espín.
b. Se denomina también tiempo de relaja-
ción longitudinal.
c. Representa el tiempo que tardan los pro-
tones de hidrógeno en recuperar el vector 
de magnetización longitudinal.
d. El T1 de un tejido se define como el tiem-
po que tarda en recuperarse el 63% de su 
magnetización longitudinal.
e. Los tejidos con un T1 corto se visualizan 
más hiperintensos.
Bibliografía
Almadoz T. Guía práctica para profesionales de resonancia 
magnética. Bilbao: Osatek; 2003. 
Bradley W, Stark D. Resonancia magnética. 3.ª ed. Madrid: 
Harcourt/Elsevier; 2000. 
Bushong SC. Manual de radiología para técnicos. Física, bio-
logía y protección radiológica. 9.ª ed. Barcelona: Elsevier; 
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Canals M. Historia de la resonancia magnética. De Fourier 
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2008;(14):39-45. 
Elmaoglu M. MRI Handbook.: MR Physics, patient positioning 
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Oleaga Zufiría L, Lafuente Martínez J. Aprendiendo los fun-
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Pooley RA. AAPM/RSNA Physics tutorial for residents: funda-
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Westbrook C. MRI in practice. 4.ª ed. Oxford: Wiley-Blackwell; 
2008. 
Página deliberadamente en blanco
13
© 2015. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 2
Contraste tisular
Dámaris Rodríguez García y Lara Núñez Moreno
Introducción 13
Contraste de los tejidos 13
Parámetros intrínsecos 13
Parámetros extrínsecos 15
Resumen 17
INTRODUCCIÓN
El contraste es un elemento clave en la imagen, 
necesario para realizar diagnósticos, y se puede 
definir como la intensidad que permite diferen-
ciar estructuras anatómicas adyacentes o vecinas.
En la imagen de RM, el contraste entre los dife-
rentes tejidos se produce por una interacción com-
pleja entre múltiples variables, unas intrínsecas, 
inherentes al propio tejido, y otras extrínsecas, 
dependientes de factores técnicos o de aplicaciones.
En la RM, como sucede en otras técnicas de ima-
gen médica (radiología convencional o tomografía 
axial computarizada), el contraste depende de la 
relación señal/ruido, pero la superioridad obtenida 
en la RM se relaciona con su mayor capacidad de 
analizar y utilizar más variables de las caracterís-
ticas tisulares. Por ello, a diferencia de otras técni-
cas, el uso de contraste externo es menos frecuente.
El excelente detalle de las estructuras anatómi-
cas y sus anomalías en áreas tales como el sistema 
nervioso central o en regiones musculoligamen-
tosas, hacen de la RM una modalidad de elección 
para diagnosticar las patologías.
Una imagen diagnóstica debe mostrar 
diferencias de contraste entre la anatomía 
normal y la patológica. Si no existe diferencia de 
contraste, es imposible llegar a un diagnóstico.
CONTRASTE DE LOS TEJIDOS
El contraste de la imagen está controlado por una 
serie de factores que deben ser entendidos para 
poder obtener una imagen con calidad diagnóstica.
Parámetros intrínsecos
Los parámetros intrínsecos son aquellos que no 
se pueden cambiar porque son inherentes a los 
tejidos.
Para poder obtener una imagen de RM, en 
primer lugar se aplica un pulso de radiofrecuencia 
que provoca que los protones de los distintos 
tejidos entren en fase. Al finalizar el pulso de 
radiofrecuencia, los protones buscan el equilibrio 
electromagnético, produciéndose una liberación 
de energía que se recoge en forma de señal eléc-
trica. Al mismo tiempo se produce un desfase de 
los protones, por lo que habrá una disminución 
de la magnetización transversal.
Después de la fase de excitación, la relajación 
de cada tejido tiene unas características específicas 
para la señal de RM. Por este motivo se considera 
un factor intrínseco, que condiciona el contraste 
de la imagen. Cada tejido tiene una relajación 
diferente, y por ello, una señal de RM diferente, 
expresada en el contraste tisular. Un mismo teji-
do puede presentar contrastes diferentes al estar 
enfermo o haber un tumor; en estos casos en la 
imagen se aprecian áreas de alta señal y áreas de 
baja señal.
Otro factor intrínseco del contraste es el 
número o la densidad de protones en el tejido 
a estudiar, que tiene una relación directa con la 
señal y con el contraste.
RELAJACIÓN T1 Y CONTRASTE T1
El tiempo de relajación es un concepto clave para 
entender el contraste de los tejidos en la imagen.
El tiempo de relajación T1, explicado en el 
capítulo 1, Fundamentos de la RM, es el tiempo 
que necesitan los protones para volver a su estado 
inicial una vez ha cesado el pulso de excitación. 
Los protones de los tejidos recuperan la magneti-
zación longitudinal de manera creciente. En este 
tiempo, llamado T1, el espín interacciona con el 
entorno que le rodea, y por ello cada tejido tiene 
un T1 diferente.
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
14
El T1 no sólo depende del tejido (tiene relación 
directa con la tasa de crecimiento de la magnetiza-
ción longitudinal), sino también de la fuerza del 
campo magnético. Así, a mayor fuerza del campo 
magnético, más lenta es la relajación T1.
En un entorno de grasa, el espín es muy rápido 
para incrementar la magnetización longitudinal, 
y algo similar ocurre en la sustancia blanca. En 
cambio, en un entorno líquido la relajación lon-
gitudinal se alcanza más lentamente y por ello 
el T1 es más largo, como sucede en el líquido 
cefalorraquídeo, donde es unas diez veces más 
lento que en la grasa.
Cuando el T1 es corto, hay más señal de RM y 
el contraste es más brillante. Por tanto, los tejidos 
con mayor facilidad para la liberación energética 
serán los primeros en alcanzar la magnetización 
longitudinal, y más tarde, la alcanzarán los tejidos 
que tienen una mayor dificultad en la cesión de 
energía. Así pues, cada tejido tiene una tasa de cre-
cimiento de la magnetización longitudinal, que 
se expresa en una curva exponencial creciente, 
determinando un tipo de contraste en la imagen 
(fig. 2.1). La imagen tiene mejor contraste si se 
obtiene en el momento de mayor diferencia o 
separación de las diferentes curvas; por el con-
trario, si hay poca diferencia entre las curvas, no 
hay diferencias de contraste T1.
El T1 de un tejido se define como el tiempo 
necesario para que la magnetización longitudinal 
recupere el 63% de su valor inicial.
RELAJACIÓN T2 Y CONTRASTE T2
El tiempo de relajación T2 ocurre cuando los espi-
nes pierden su coherencia o fase de precesión por 
las interacciones entre ellos. Están en el plano trans-
verso, formando una magnetización neta transversa, 
y alcesar el pulso de radiofrecuencia de 90° se 
inicia el desfase y empieza a decrecer la señal de 
RM. Este tiempo de desfase es el T2, característico 
para cada tejido. El T2 es otro parámetro intrín-
seco del contraste tisular, y tiene relación directa 
con la tasa de desfase de los protones de un tejido 
específico.
El T2 es otro parámetro intrínseco del contraste 
tisular y tiene relación directa con la tasa de 
desfase de los protones de un tejido específico.
En los diferentes tejidos los espines difieren 
en su desfase y tienen un T2 específico, que se 
representa en curva exponencial decreciente. Así, 
el líquido cefalorraquídeo desfasa lentamente y 
tiene un T2 largo, al contrario de lo que sucede 
en la sustancia blanca o la grasa, que desfasan 
más rápido y tienen un T2 corto. El T2 largo 
da más señal RM y es un contraste brillante, al 
contrario de los tejidos con T2 corto, que tienen 
señal baja y contraste negro. La imagen resultante 
muestra contrastes T2 diversos, según el tejido. A 
más separación de las curvas, más contrastes en 
la imagen (fig. 2.2).
El T2 de los tejidos se define como el tiempo 
necesario para que la magnetización transversal 
haya perdido un 63% de su valor inicial.
DENSIDAD PROTÓNICA
La densidad protónica (DP) es otro factor intrínse-
co del contraste tisular, y tiene relación directa con 
el número de protones por volumen en cada teji-
do: a más protones, más señal. La señal del hueso 
es baja, porque es un tejido con pocos protones, 
y lo mismo sucede en estructuras con aire, tales 
como los senos paranasales. En el cerebro se dife-
rencia muy bien la corteza cerebral (más señal) de 
la sustancia blanca (menos señal) (fig. 2.3).
A mayor número de protones, más señal.
FIGURA 2.1
Contraste T1. A) Los tejidos tienen diferentes contrastes. B) Curvas de magnetización longitudinal de los diferentes tejidos; la curva azul 
tiene un T1 largo (líquido en ventrículos), mientras que la curva roja tiene un T1 más corto (grasa).
CAPÍTULO 2
Contraste tisular
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Parámetros extrínsecos
Los parámetros extrínsecos son aquellos que 
pueden ser manipulados por el técnico.
PARÁMETROS BÁSICOS EXTRÍNSECOS DEL 
CONTRASTE
Hay diversos parámetros extrínsecos o técnicos, 
los más básicos (fig. 2.4), que contribuyen al con-
traste:
•	 tiempo de repetición (TR), tiempo que trans-
curre entre un pulso de radiofrecuencia y el 
siguiente;
•	 tiempo de eco (TE), tiempo que transcurre 
entre el pulso de radiofrecuencia y la recogida 
del eco;
•	 ángulo de inclinación (flip angle), ángulo que 
indica el vector de magnetización longitudinal;
•	 tiempo de inversión, tiempo que separa el 
pulso inicial de 180° del pulso de 90°.
El tiempo de repetición y el tiempo de eco se 
miden en milisegundos y su duración depende 
de la potenciación que se quiere obtener, ya 
que todos los tejidos no liberan la energía a la 
misma velocidad.
Los parámetros extrínsecos, que se utilizan 
en las secuencias, se mueven en unos límites 
que permiten pequeñas diferencias. Por ello es 
importante saber que, sobrepasados los límites, 
el resultado puede no ser el deseado e incluso ser 
FIGURA 2.2
Contraste T2. A) El contraste T2 del líquido cefalorraquídeo es brillante en relación con la sustancia blanca (baja señal). B) Curvas de 
magnetización transversal de los tejidos; la curva azul, lenta, corresponde al líquido cefalorraquídeo, mientras que la curva verde, en la 
que el T2 es más rápido, corresponde a la sustancia blanca.
FIGURA 2.3
Imagen densidad protónica (DP) axial de cráneo. La diferencia de 
contraste depende la cantidad de protones por unidad de volumen.
FIGURA 2.4
Representación del tiempo de repetición (TR) y del tiempo de eco 
(TE).
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
16
de baja calidad. Por ejemplo, el líquido en un T2 
siempre es blanco, mientras que en un T1 es gris.
El operador debe conocer cómo estos paráme-
tros extrínsecos producen la potenciación necesa-
ria en T1, T2 o DP:
•	 El TR determina el tiempo T1 y también la 
ponderación de la imagen en densidad pro-
tónica.
•	 El ángulo de inclinación controla el tiempo 
T1 y la ponderación de la imagen en densidad 
protónica.
•	 El TE controla la ponderación T2 de la imagen.
Existen otros parámetros técnicos –como por 
ejemplo el tiempo de adquisición, la relación 
señal-ruido y la resolución espacial– que influyen 
en la calidad del estudio y que se verán en capí-
tulos posteriores.
El tiempo de repetición (TR) y el tiempo de eco 
(TE) se miden en milisegundos y su duración 
depende de la potenciación que se quiere 
obtener, ya que no todos los tejidos liberan la 
energía a la misma velocidad.
SECUENCIAS. POTENCIACIÓN DEL CONTRASTE 
TISULAR
Las secuencias son una serie de pulsos de exci-
tación (radiofrecuencia), de amplitud y ritmo 
prefijados, a veces seguidos de uno o más pulsos 
de refase.
La señal de RM, llamada también señal de eco, 
se recoge en un momento determinado, forzando 
los contrastes T1, T2 o DP de los tejidos; es lo 
que se conoce como potenciación del contraste.
Al hacer un estudio de RM, siempre se realizan 
varias secuencias con diferentes potenciaciones, 
ya que de esta manera la información sobre el 
contraste tisular es muy amplia.
Al seleccionar un parámetro u otro se deter-
mina no sólo la ponderación de la imagen (T1, 
T2, DP), sino también la calidad de la imagen 
y la sensibilidad para detectar una patología 
determinada.
Cuando es necesario el contraste tisular –como 
por ejemplo en caso de sospecha de tumores 
o de infección–, se puede incrementar con el uso 
de medios de contraste externos. Se trata de sus-
tancias que alteran la señal de algunos tejidos, 
tanto normales como patológicos, para facilitar 
un mejor diagnóstico.
A continuación se detallan las diferentes 
potenciaciones de la imagen de RM.
Potenciación T1
Resaltan los diferentes T1 de relajación longitu-
dinal de los tejidos (v. fig. 2.1).
El parámetro clave es el TR; si es corto, se 
aumenta la diferencia entre los tejidos, y aque-
llos con T1 lentos no tienen tiempo de dar señal.
El TE también debe ser corto para evitar que 
ocurra el desfase de los protones durante la rela-
jación.
La grasa y el agua funcionan de manera opues-
ta con relación a su tiempo de relajación. Al tener 
una baja energía inherente, la grasa absorbe fácil-
mente la energía de los átomos de hidrógeno, lo 
que permite una recuperación T1 relativamente 
rápida; el T1 de la grasa es corto. Por el contrario, 
el agua tiene una alta energía inherente y no pue-
de absorber fácilmente la energía de los núcleos 
de hidrógeno, por lo que la recuperación T1 del 
agua es relativamente lenta; el T1 del agua es largo 
(v. fig. 2.1).
La tabla 2.1 muestra los tiempos de relajación 
longitudinal de diferentes tejidos.
El T1 de la grasa es corto y el del agua es largo.
Potenciación T2
El valor T2 de los tejidos no se ve influido por el 
campo magnético principal, por lo que es inde-
pendiente de éste.
Si el tiempo de relajación transversal T2 
depende de los dos factores (espín-espín y hete-
rogeneidades del campo magnético principal), se 
denominará tiempo de relajación transversal T2*.
Se utiliza un TR largo para que los protones 
pierdan la energía sobrante absorbida durante 
el pulso de radiofrecuencia, combinado con 
un TE largo para que también pierdan la fase 
(v. fig. 2.2).
En tejidos grasos es fácil que tenga lugar la 
interacción espín-espín porque las moléculas se 
encuentran más juntas; como resultado de ello 
se produce un rápido desfase y pérdida de la 
magnetización transversal y el T2 de la grasa es 
corto. Por el contrario, el T2 en el agua es menos 
eficiente que en la grasa porque las moléculas 
están más separadas entre sí y es más difícil que 
ocurra la interacción espín-espín; en este caso el 
desfase de los espines es lento y la pérdida de la 
TABLA 2.1 Tabla con los tiempos de 
relajación longitudinal de los diferentestejidos
Tejido T1
Grasas 150 ms
Hígado 250 ms
Páncreas 275 ms
Sustancia blanca 300 ms
Bazo 400 ms
Riñones (córtex) 450 ms
Músculo 475 ms
Sustancia gris 525 ms
Riñones (médula) 650 ms
Líquido cefalorraquídeo 2.000 ms
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magnetización transversal es gradual y el T2 del 
agua es largo (v. fig. 2.2).
La tabla 2.2 muestra los tiempos de relajación 
transversal de diferentes tejidos.
El T2 de la grasa es corto y el del agua es largo.
Potenciación de la DP
Las imágenes potenciadas en DP deben resaltar 
los protones de hidrógeno existentes en el tejido.
La utilización de un TR largo permite un 
aumento de la DP (v. fig. 2.3).
En la tabla 2.3 se observa la diferencia de con-
traste debida a la diferencia de intensidad de señal 
de los diferentes tejidos, según su potenciación, 
y en la tabla 2.4 se exponen los límites de los 
parámetros extrínsecos básicos para obtener las 
potenciaciones adecuadas.
Se necesita un TR largo para que los protones 
liberen el exceso de energía y un TE corto para 
que no pierdan la fase durante el proceso de 
relajación; de este modo se obtiene una DP.
RESUMEN
En la RM, el contraste tisular es un aspecto clave 
para el diagnóstico. Depende de las caracterís-
ticas intrínsecas de los tejidos (factores intrínse-
cos), sometidos a un campo magnético externo 
y que interactúan con los pulsos de radiofre-
cuencia mediante las secuencias (factores extrín-
secos).
El técnico debe conocer las variables que influ-
yen las características de la señal de los tejidos 
para obtener el mayor contraste en la imagen.
TABLA 2.2 Tabla con los tiempos de 
relajación transversal de los diferentes 
tejidos
Tejido T2
Músculo 47 ms
Riñón 58 ms
Grasa 84 ms
Sustancia blanca 92 ms
Sustancia gris 101 ms
Líquido cefalorraquídeo > 2.000 ms
TABLA 2.3 Diferencia de contraste debida a la diferencia de intensidad de señal 
de los diferentes tejidos, según su potenciación
Blanco Gris Negro
T1 Grasa
Hemorragia subaguda
Sustancia blanca
Contraste
Sustancia gris
Hígado.
Bazo
Páncreas
Riñón
Músculo
Lesiones con agua
Líquido cefalorraquídeo
Orina
Quistes
Tendones
Vasos
Aire
Fibrosis
T2 Líquido cefalorraquídeo
Orina
Quistes
Tumores
Riñón
Bazo
Agua libre
Sustancia gris
Grasa
Sustancia blanca
Páncreas
Hígado
Músculo
Hueso cortical
Tendones
Aire
Vasos
TABLA 2.4 Duración del tiempo de 
repetición (TR) y tiempo de eco (TE) 
para conseguir la potenciación deseada
Potenciación TR TE
T1 Corto (−600 ms) Corto 
(−20 ms)
T2 Largo (+1.500 ms) Largo 
(+80 ms)
DP Largo (+1.500 ms) Corto 
(−20 ms)
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
18
AUTOEVALUACIÓN
1. ¿Qué parámetro se puede manipular para 
obtener una imagen en T1?
a. El TE.
b. La DP.
c. El TR.
d. El T1.
e. A y C son correctas.
2. Para obtener una imagen potenciada en T2 se 
necesita:
a. TR y TE altos.
b. TR alto y TE bajo.
c. TR bajo y TE alto.
d. TR y TE bajos.
e. Ninguna es correcta.
3. Se considera un TR corto cuando su duración 
es menor de…
a. 1.500.
b. 2.000.
c. 600.
d. 3.000.
e. 1.200.
4. La grasa tiene un T1 corto, por lo que…
a. Libera rápido la energía.
b. No libera energía.
c. Libera lentamente la energía.
d. Libera energía.
e. Libera poca energía.
5. En una imagen potenciada en T2 el LCR es:
a. Negro.
b. Gris.
c. Blanco.
d. No da señal en T2.
e. Todas son falsas.
6. ¿En qué está potenciada la siguiente imagen?
a. T1.
b. T2.
c. DP.
d. DP y T2.
e. A y C son correctas.
7. ¿Cuál es la potenciación de las siguientes 
imágenes?
a. DP y T2.
b. T1 y DP.
c. T2.
d. DP.
e. Las dos son T1.
8. En una imagen potenciada en T1 la grasa es…
a. Negro.
b. Gris.
c. Blanca.
d. La grasa en T1 no se ve.
e. Todas son falsas.
CAPÍTULO 2
Contraste tisular
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Bibliografía
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buena imagen? En: Almandoz T, Equipo Osatek, editors. 
Guía práctica para profesionales de resonancia magnética. 
Bilbao: Osatek; 2003. p. 145-64. 
López Prieto JE. Manual de resonancia magnética osteoarticular. 
Servicio de diagnóstico por imagen. Hospital Asepeyo Sant 
Cugat. Asepeyo; 2002. 13-19. 
Martínez Guillamón C. Aplicaciones y protocolos de actuación en 
resonancia magnética. 1.ª ed. Editado AETR; 2008. 69-109.
McRobbie DW, Moore EA, Graves MJ, Prince MR. MRI from 
Picture to Proton. 1.ª ed. Cambridge: Cambridge University 
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Weishaupht D, Köchli, Marincek B. How does MRI Work?: 
An Introduction to the Physics and Function of Magnetic 
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Westbrook C, Kaut Roth C, Talbot J. MRI in practice. 4.ª ed. 
Hoboken, NJ: Wiley-Blackwell; 2011. 21-34. 
Zauner i Jakubik M. Contraste en resonancia magnética. En: 
Oleaga Zufiría L, Lafuente Martínez J, editors. Aprendiendo 
los fundamentos de la resonancia magnética. Monografía 
Seram. Madrid: Editorial Panamericana; 2007. p. 11-6. 
Webs de interés
Artefactos comunes en imagen por RM: http://resonancia-magnetica.
org/MagRes%20Chapters/17_01.htm
Metal artefact reduction: http://www.revisemri.com/blog/2011/
metal-artefact-reduction/
http://resonancia-magnetica.org/MagRes%2520Chapters/17_01.htm
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http://www.revisemri.com/blog/2011/metal-artefact-reduction/
http://www.revisemri.com/blog/2011/metal-artefact-reduction/
Página deliberadamente en blanco
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CAPÍTULO 3
Sistema de RM: equipo y centro 
de control. Sala de RM
María Isabel Rodríguez Soler
INTRODUCCIÓN
La obtención de estudios de resonancia mag-
nética (RM) requiere la integración de equipos 
sofisticados con diferentes componentes que 
interactúan con los ordenadores. Por ello, fun-
cionalmente se considera que es un sistema que 
consta de dos equipamientos: uno especializado, 
formado por el imán principal, los gradientes y 
la antena de radiofrecuencia, relacionados con la 
formación de la señal, y el otro, la sala de control, 
que gestiona las órdenes de trabajo y la señal, 
transformándola en imagen.
El área física de la RM debe tener un diseño 
cuidadoso, con suficiente espacio para todo el 
equipamiento, además de una sala de espera para 
los pacientes, con cumplimiento de medidas de 
seguridad en relación con la contaminación acús-
tica del equipo y las fuerzas del campo magnético. 
En conjunto, se requiere una fuerte inversión 
económica al realizar la compra de una RM, ya 
que lleva asociado altos costes de instalación y 
de mantenimiento.
EQUIPO PRINCIPAL Y COMPONENTES
El equipo principal lo compone el imán, elemen-
to esencial para crear el magnetismo en los tejidos 
del paciente, la radiofrecuencia, que perturba el 
campo magnético estático y genera la señal de los 
tejidos para obtener la imagen, y los gradientes, el 
tercer elemento importante en este conjunto tec-
nológico, que participan en la selección del corte 
y localización de la señal. A estos componentes se 
añaden más elementos, que forman un conjunto 
o sistema (fig. 3.1).
El imán. Características y clasificación
El imán o magneto genera el campo magnético 
externo, y es donde se sitúa al paciente para rea-
lizarle la exploración.
CARACTERÍSTICAS
Las características principales que diferencian las 
categorías de los equipos de RM son la intensidad 
del campo magnético y la homogeneidad.
•	 La intensidad del campo magnético es el prin-
cipal determinante del contraste en la imagen 
de la RM, ya que interviene en el cambio de 
energía entre los protones y su entorno. Los 
tiempos de relajación longitudinal de los te-
jidos se modifican según la fuerza del campo 
magnético: a menor fuerza, más corto es el T1, 
y, a la inversa, a mayor fuerza, más largo es, 
hecho que influye en la relación señal-ruido.
•	 La intensidad del campo magnético se mide en 
Tesla o Gauss: 1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G).
La intensidad del campomagnético externo 
es el principal determinante del contraste en la 
imagen de la RM. Se mide en Tesla o Gauss, y 
1 Tesla (T) = 10.000 Gauss (G).
•	 La homogeneidad del campo magnético en el 
centro del imán no suele ser completa. Es un 
parámetro de calidad importante al comprar 
Introducción 21
Equipo principal y componentes 21
El imán. Características y clasificación 21
Sistemas de homogeneización del campo. 
Shimming 23
Sistemas de gradientes 23
Sistema de radiofrecuencia 25
Mesa del equipo 26
Sala de control (sistema de adquisición de 
datos) 26
Área de resonancia magnética 27
Resumen 28
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
22
un equipo, ya que tiene importancia sobre la 
relación señal-ruido.
•	 La inhomogeneidad se mide en partes por mi-
llón (ppm). Una inhomogeneidad de 1 ppm 
en un imán de 1 T produce un rango de inten-
sidad entre 10.000,00 G y 10.000,01 G, y como 
consecuencia se producen variaciones en la 
frecuencia de resonancia de los protones que 
crean artefactos.
La homogeneidad del campo magnético es un 
parámetro de calidad y no suele ser completa.
CLASIFICACIÓN DE LOS IMANES
En la práctica clínica existen varios tipos de RM, y 
según su funcionamiento los imanes se clasifican 
en permanentes, resistivos y superconductores.
Imán permanente
El imán permanente se compone de material 
ferromagnético (hierro, níquel u otros metales) 
y es un método simple de crear un campo mag-
nético, perpendicular al paciente. Se compone 
de varias piezas insertadas entre sí. Su principal 
ventaja es que la intensidad es baja cerca del 
equipo, lo que reduce las medidas de seguridad.
Actualmente las nuevas versiones son más 
ligeras y, dado que este sistema no necesita enfria-
miento ni energía para su funcionamiento, los 
costes de inversión son más bajos que en otros 
tipos de imanes. Sus desventajas principales son 
que no se desconectan en caso de emergencia 
y que su campo magnético es menos homogéneo.
Imán resistivo
Es un electromagneto creado por una corriente 
eléctrica que fluye por un material (ley de elec-
tromagnetismo de Maxwell). El campo magnético 
se forma alrededor del conductor eléctrico. Se 
produce calor por la conducción eléctrica y se 
incrementa la resistencia al flujo. Este sistema 
necesita refrigeración y energía, lo que aumenta 
los costes. La intensidad varía de 0,1 T a 0,3 T y es 
un campo magnético poco homogéneo.
Imán superconductor
Es un electromagneto. Se suele utilizar un cable 
de aleación de niobio y titanio, que cuando se 
enfría a una temperatura inferior a 4 K (−268°C) 
se transforma en superconductor (pierde su resis-
tencia a la conducción eléctrica y es permanente), 
creando un potente y constante campo magnético 
(v. fig. 3.1).
Se utiliza helio líquido como criógeno, ya que 
es capaz de bajar la temperatura y conseguir una 
conducción eléctrica permanente, y se obtiene un 
imán que no produce calor ni necesita voltaje. El 
helio se sitúa concéntrico y externo al imán. Sin 
embargo, hay que tener en cuenta que el helio es 
un material muy costoso, con pequeñas pérdidas 
mensuales, que deben reponerse (fig. 3.2).
FIGURA 3.2
Esquema de un electromagneto, elemento base que forma 
el imán superconductor, con las fuerzas magnéticas. 
(Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 3.1
Esquema de un sistema de RM, con la integración de sus componentes. Sección transversal. (Imagen cortesía de Siemens.)
CAPÍTULO 3
Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM
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Por fuera del helio se coloca una capa de 
vacío y otra de nitrógeno líquido, a modo de ais-
lamiento térmico. Las medidas de seguridad se 
explican más adelante en el capítulo 9, Criterios 
de seguridad en RM.
La intensidad varía entre 0,5 T a 3 T, y son 
muy homogéneos. En total, constituyen el 85% 
de los equipos en el mundo, a pesar de que la 
refrigeración supone un coste añadido.
Según la fuerza o intensidad del campo mag-
nético, los imanes se clasifican en:
•	 Imanes de bajo campo, de 0,1 a 0,5 T, que se 
utilizan para estudios de áreas pequeñas tales 
como rodillas, tobillos, etcétera.
•	 Imanes de medio campo, de 0,5 a 1 T.
•	 Imanes de alto campo, de 1 T a 3 T, los utiliza-
dos en la práctica clínica. Permiten realizar es-
tudios vasculares, cardíacos, espectroscópicos, 
etcétera.
•	 Imanes de ultraalto campo, de más de 3 T.
El mayor avance tecnológico en RM en los últimos 
40 años ha sido desarrollar una mayor intensidad 
de los campos magnéticos y darles aplicación 
clínica; algunos alcanzan los 9 T.
Un problema de muchos imanes supercon-
ductores es la forma de túnel cerrado, con una 
apertura de 50-60 cm, y por la cual se introduce 
al paciente, ya que la duración del estudio (una 
media de 40 minutos) provoca incomodidad o 
claustrofobia. Por ello se han realizado nuevos 
diseños, y hoy día hay equipos abiertos de alto 
campo que dan muy buena relación señal-ruido. 
Sin embargo, hasta el momento actual, la mayo-
ría de equipos abiertos son de bajo campo. Los 
imanes abiertos constan de un bobinado superior 
e inferior unido por un soporte, con la camilla 
entre ambos. Al estar abierto, disminuye la ansie-
dad del paciente (fig. 3.3).
Sistemas de homogeneización 
del campo. Shimming
La palabra inglesa shim significa “cuña”, en refe-
rencia a los n elementos que se usan para homo-
geneizar el campo magnético.
La homogeneización del campo magnético es 
un dato que debe aparecer anotado en las carac-
terísticas del equipo y ser visible en el momento 
de la entrega. Para realizar una espectroscopia se 
requiere una homogeneización de 1 ppm en el 
volumen de un tejido en el centro del imán.
Para un funcionamiento adecuado de un 
equipo de RM se requiere al menos una 
homogeneidad de 4 ppm.
El shimming es la compensación o ajuste de las 
inhomogeneidades del campo magnético, y se 
consigue de dos formas:
1. Por compensación activa, mediante pequeñas 
bobinas (electromagnetos) que se encuen-
tran dentro del campo magnético principal 
y que producen campos correctores que 
compensan la falta de homogeneización. Se 
activan al realizar determinados estudios o 
secuencias.
2. Por compensación pasiva mediante pequeñas 
cuñas (shim) ferromagnéticas colocadas en 
los polos del imán, que crean unos campos 
magnéticos que se suman al principal.
Sistemas de gradientes
Las bobinas o antenas de gradientes son unos dis-
positivos que, junto con las antenas shim, están 
localizados al lado del imán, de manera concén-
trica a éste (v. fig. 3.1).
Básicamente, el sistema de gradientes consta 
de 6 electromagnetos cilíndricos distribuidos en 
dos pares para cada eje espacial (fig. 3.4).
FIGURA 3.3
A) Resonancia abierta. B) Resonancia cerrada. (Imagen cortesía de Siemens.)
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
24
La función principal consiste en localizar 
la señal de resonancia de los tejidos en las tres 
direcciones espaciales. Se activan y cambian la 
intensidad del campo localmente, de manera 
lineal a lo largo del imán.
CARACTERÍSTICAS
Los parámetros que definen un gradiente son la 
amplitud, el tiempo de subida (tiempo que tarda en 
alcanzar la fuerza máxima) y la velocidad de subida.
La amplitud o fuerza del gradiente es la inten-
sidad que se produce localmente dentro del imán 
principal a una distancia determinada. Se expresa 
en miliTesla por metro (mT/m) o Gauss por centí-
metro (G/cm) (10 mT/m = 1 G/cm) y típicamente 
varía entre 10 y 40 mT/m. Para estudios de alta 
resolución, con pequeños vóxeles, los tres gra-
dientes deben alcanzar amplitud alta.
El tiempo de subida (expresado en microse-
gundos, ms) es el tiempo que tarda el gradiente 
en alcanzar su fuerza máxima.
La velocidad de subida (en miliTesla por metros 
por segundo, mT/m/s) es la rapidez con la que con-
sigue alcanzar la amplitud o fuerza máxima. Se 
representa por el cociente entre fuerza de gradiente 
y el tiempo de subida. El valor medio es 70 mT/m/s, 
aunque en investigaciónse está trabajando con 
gradientes de alta velocidad, de hasta 240 mT/m/s.
Cada una de estas características determinará la 
potencia de un equipo de RM. Así, a mayor ampli-
tud, velocidad y tiempo de subida de las antenas de 
gradientes, más eficaz será el equipo y permitirá rea-
lizar estudios más sofisticados, tales como una RM 
cardíaca. Estos parámetros son muy importantes 
para la formación y la calidad de la imagen de RM.
FUNCIONAMIENTO
Cuando se activa la antena o bobina de gradiente, 
una corriente eléctrica empieza a circular por un 
conjunto de espiras. Cada bobina de gradiente 
está situada estratégicamente a cada lado del 
isocentro del imán y en cada una la corriente 
circula en sentido diferente: una va en el sentido 
de la fuerza del campo magnético, aumentando 
su fuerza, mientras que en el otro extremo, en la 
otra bobina, la corriente va opuesta a la dirección 
de la fuerza del campo magnético y por ello en 
esa zona baja su fuerza (fig. 3.5). De este modo se 
FIGURA 3.5
Esquema del funcionamiento de las bobinas de gradiente, en los tres ejes del espacio. (Imagen cortesía de Siemens.)
FIGURA 3.4
Esquema de un electromagneto de una bobina de gradiente. 
Gradiente lineal en la dirección del eje z. (Imagen cortesía de 
Siemens.)
CAPÍTULO 3
Sistema de RM: equipo y centro de control. Sala de RM
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logra un gradiente lineal sobre la fuerza del cam-
po magnético en una dirección selectiva, según 
la activación de la bobina de gradiente en ese eje 
(x, y o z). Así se consiguen pequeñas perturba-
ciones del campo en los tres ejes del espacio que 
permiten localizar la señal de RM. En resumen, 
la bobina de gradiente es como si sumaran o res-
taran espiras a la bobina del imán principal y por 
ello aumenta o disminuye la fuerza del campo 
magnético en cada extremo.
La función principal de los gradientes es la codi-
ficación espacial de la señal, constituida por tres 
pasos: la selección de corte (componente z, Gz), 
la codificación de frecuencia (componente x, Gx) 
y la codificación de fase (componente y, Gy).
Los gradientes son variaciones del campo 
magnético a lo largo de una determinada 
distancia y su función principal es la 
codificación espacial de la señal.
La selección de corte la realiza el gradiente de 
selección de corte (Gz) y determina el grosor 
de corte que debe excitarse con la radiofrecuencia. 
Se integran en este funcionamiento el ancho de 
banda, la radiofrecuencia y el gradiente de selec-
ción de corte. Gradientes muy potentes permiten 
realizar cortes muy finos.
El gradiente de lectura o codificación de fre-
cuencia (Gx) se aplica perpendicular al gradiente 
de selección de corte, antes y durante la formación 
del Eco. Se realiza la lectura o codificación de la 
frecuencia o espectro de frecuencias de resonancia 
de los protones en el eje x.
La señal de RM se adquiere siempre durante 
el gradiente de lectura.
El gradiente de codificación de fase (Gy) se aplica 
sobre el tercer eje perpendicular (y), después de 
la selección de corte y antes de la lectura de la 
frecuencia. Induce una variación lineal de la fase 
en los protones a lo largo del imán, y se activa 
después de la fase de excitación. Este proceso 
es más largo que los anteriores, y es donde se 
producen más artefactos.
La información realizada por los gradientes 
rellena los vóxeles, permitiendo la formación de 
la imagen.
Finalmente, otra función diferente de la 
codificación espacial de la señal es participar en 
las secuencias eco de gradiente, lo que permite 
refasar los espines.
Los gradientes se activan y desactivan durante 
las secuencias. Un efecto no deseado durante la 
activación es la vibración que causan en el equi-
po, hecho que provoca la aparición de ruido 
acústico; por este motivo los pacientes deben 
colocarse tapones en los oídos durante el estudio 
como protección del ruido ambiental. Otro efecto 
secundario es que durante el tiempo de gradiente 
se generan las llamadas corrientes de Foucault, 
que disminuyen la homogeneidad del campo 
magnético y que deben ser compensadas para no 
disminuir la calidad de la imagen.
A los gradientes de fase y frecuencia también se 
los denomina gradientes de campo y su función 
básica es localizar una parte de la anatomía del 
paciente y situarla espacialmente en una imagen 
bidimensional.
Sistema de radiofrecuencia
La energía de radiofrecuencia es fundamental 
para producir la señal de RM.
FUNCIONAMIENTO
La radiofrecuencia transfiere energía a los pro-
tones tisulares, produciendo así una excitación 
sobre los espines en el campo magnético cuando 
alcanza una frecuencia del espectro electromagné-
tico. Para producir una imagen, la radiofrecuen-
cia transmitida debe ser igual a la frecuencia de 
precesión del hidrógeno para conseguir el efecto 
de la resonancia. Esta frecuencia de precesión 
está próxima a la radiofrecuencia de las ondas de 
radio, por lo que es necesario el aislamiento del 
entorno externo (calle).
La radiofrecuencia se transmite en un corto 
período de tiempo que se conoce como pulso 
de radiofrecuencia y que colabora de manera 
importante en producir el contraste de la imagen 
de la RM.
Para producir una imagen, la radiofrecuencia 
transmitida debe ser igual a la frecuencia de 
precesión del hidrógeno para conseguir el efecto 
de la resonancia.
MODELOS DE ANTENA
Las antenas de radiofrecuencia pueden ser trans-
misoras de radiofrecuencia, receptoras de la señal 
de RM o mixtas si realizan ambas funciones.
El diseño actual de las antenas de radiofre-
cuencia es complejo, ya que contienen muchí-
simos componentes individuales (a veces hasta 
1.500) y se necesita que todos estén integrados 
correctamente, puesto que si alguno falla, la 
antena no funciona. Esta complejidad está rela-
cionada con los nuevos avances en aplicaciones 
sofisticadas.
En la década de 1990, se propone por un lado 
el uso de la tecnología de antena conjunta o en 
red (phased array), en vigor actualmente, y, por 
otro, la tecnología de antena de volumen:
Un aspecto clave en la RM es conseguir 
la mejor relación señal-ruido en la imagen, 
siendo responsable de este aspecto la antena 
de RF.
•	 Modelo de antena única. Consta de un circuito 
eléctrico con un amplificador.
PARTE 1
Principios físicos e instrumentación
26
•	 Modelo de antena múltiple o en serie (phased 
array). Tiene varias antenas integradas, con un 
amplificador. Cuantos más canales tenga, más 
información recoge. Es a la vez transmisor y 
receptor, y se pueden activar un número de ca-
nales en función de las necesidades (fig. 3.6).
En las antenas es necesario reducir el ruido aso-
ciado con el cableado para mejorar la relación 
señal-ruido.
La antena de cuerpo (body coil) es transmi-
sora y receptora, y está integrada en el equipo 
(fig. 3.7).
Las antenas de volumen, con formas diferen-
tes, suelen recibir y transmitir (fig. 3.8). Por su 
tamaño se alejan del objeto, disminuyendo la 
relación señal-ruido.
En cambio, las antenas de superficie (lineales) 
funcionan de un modo muy diferente, pues se 
acercan más al objeto y así la relación señal-ruido 
es alta. Son muy útiles en el estudio de extremida-
des, ya que se adaptan morfológicamente al área 
anatómica (fig. 3.9). Las antenas endocavitarias 
(endorrectal, endovaginal, etc.) mejoran la señal.
MESA DEL EQUIPO
La mesa del equipo debe ser confortable para el 
paciente, y su movimiento es hacia dentro o hacia 
fuera, hacia arriba y hacia abajo del imán. En ella 
se conectan las antenas de radiofrecuencia.
La mayoría de equipos tienen un diámetro 
de túnel de 70 cm y la camilla queda a 35 cm 
del techo, lo que para algunos pacientes resulta 
claustrofóbico (v. fig. 3.7).
En algunos modelos de RM la camilla se puede 
sacar y se puede trasladar a la urgencia.
SALA DE CONTROL (SISTEMA DE 
ADQUISICIÓN DE DATOS)
Desde la consola de mandos, el técnico selecciona 
los parámetros de resolución (campo de visión, 
grosor