descargar

Mayo-Agosto 2005
CONFERENCIA
RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR EN PEDIATRÍA
V. Pérez Candela
Servicio de Radiología, Hospital Universitario Materno-Infantil, Las Palmas de Gran Canaria
OBJETIVOS
Repasar de forma sencilla el fenómeno físico de la
resonancia magnética del núcleo, los diferentes componentes de los equipos para obtener las imágenes, las
bases biológicas de su interpretación, así como las ventajas e indicaciones y las desventajas y contraindicaciones de la Resonancia Magnética en Pediatría.
INTRODUCCIÓN
La complejidad de la Resonancia Magnética (RM)
se debe a que se basa en unos principios físicos diferentes a los otros métodos de imagen médica, como los
ultrasonidos o los que utilizan rayos X y la medicina
nuclear. La formación de las imágenes se complica además por los múltiples parámetros que se pueden variar
para su adquisición. La obtención de diferentes planos y
proyecciones anatómicas exigen nuevos conocimientos
de anatomía e incluso de la patología.
El fenómeno de la Resonancia Magnética Nuclear
se basa en la propiedad que tienen los núcleos del hidrógeno (H) de absorber selectivamente la energía de
radiofrecuencia (RF), cuando se someten a un campo
magnético intenso. Estos núcleos, una vez conducidos a
un nivel energético mayor, tienden a relajarse hacia su
condición energética basal, intercam-biando gran parte
de la energía absorbida con las moléculas y núcleos vecinos y sólo una pequeña fracción de esta energía escapa del sistema, constituyendo la señal de RM.
Se utiliza solamente el término de Resonancia Magnética (RM), suprimiendo la palabra nuclear para
Correspondencia:
Víctor Pérez Candela
Servicio de Radiología
Hospital Universitario Materno-Infantil
Avda Marítima del Sur, s/n - 35016 Las Palmas de G/C
evitar la posible relación de esta técnica con la energía
nuclear.
La imagen de RM representa un mapa de la densidad de protones y por tanto un mapa de la distribución del agua en el organismo.
El núcleo del hidrógeno tiene 1 protón, cargado
positivamente y con un movimiento de rotación o
momento angular llamado spin, por lo que induce un
campo magnético que le hace similar a un dipolo
magnético o aguja imantada. Este campo magnético
se representa por un vector que describe su intensidad y su dirección.
En ausencia de un campo magnético externo, los
dipolos magnéticos o protones o spines (de estas diversas formas se llaman) se orientan al azar.
Cuando se introducen en un campo magnético externo estático, los protones experimentan un movimiento llamado de precesión (como el de una peonza) alrededor del eje del campo magnético debido a estar sometidos a dos fuerzas, una la de su momento angular y otra
la del campo magnético. La frecuencia de precesión o
de Larmor, es proporcional a la intensidad del campo
magnético y es específica para cada especie nuclear.
Dentro del campo magnético externo, unos pro-tones
se orientan en la misma dirección del campo magnético
(paralelo) y otros con mayor estado energético, en dirección contraria o antiparalelo. El número de protones
en orientación paralela es solo ligeramente superior a los
de orientación contraria (aproximadamente de 3 a 6 por
millón). La magnetización tiene un resultado neto
detectable, porque existe un inmenso número de núcleos de hidrógeno en los tejidos biológicos y se denomina magnetización longitudinal.
Para poder medir dicha magnetización longitudinal, enviamos un pulso de RF de 90º con la misma
43
BSCP Can Ped Volumen 29, nº 2
frecuencia que la de precesión de los protones y al
absorber esa energía, el vector de magnetización
longitudinal pasa al plano transverso, llamándose
magnetización transversal El pulso de RF consigue
además que todos los protones precesen en fase. La
inducción de transiciones de un estado de energía a
otro se llama resonancia.
Cuando suspendemos el pulso de RF de 90º que
llevó a los protones al plano transversal, vuelven al
estado que tenían antes de la aplicación de dicho
pulso de excitación, liberando la energía de RF absorbida, al entorno molecular, recuperándose el vector
de magnetización longitudinal. El tiempo que tardan
los protones en volver a su estado de reposo o recuperar la magnetización longitudinal es constante y
específico para cada tejido y se llama tiempo de relajación T1.
Al mismo tiempo los protones se desfasan y se
produce una disminución rápida del vector transversal. El tiempo que tardan en perder la coherencia de
fase se llama relajación transversal o T2 y es también constante y específico para cada tejido.
Estos dos procesos son simultáneos pero independientes.
Los tres elementos necesarios para formar una
imagen de RM son: los núcleos de hidrógeno de los
diferentes tejidos, un campo magnético muy intenso
y homogéneo producido por un potente imán y las
bobinas o antenas emisoras de Radiofrecuencia (RF)
para excitar a los átomos de hidrógeno y bobinas
receptoras para captar la señal que estos devuelven.
Las herramientas programables para obtener las
imágenes son las denominadas secuencias, que son
una serie de pulsos de RF y gradientes que se aplican, bajo el control de un ordenador. Básicamente
determinan la inclinación del vector de magnetización
(grados de inclinación), el tiempo que tiene que transcurrir entre cada pulso de excitación y el tiempo de
adquisición de la señal.
Existen una gran cantidad de secuencias, denominadas con multitud de siglas y acrónimos (SE,
EG, FSE, TSE, EPI, STIR, HASTE, RARE, FLAIR
etc.).
Dos parámetros básicos en una secuencia son el
intervalo entre pulsos sucesivos de excitación (pul-
44
sos que inclinan el vector de magnetización) denominado tiempo de repetición (TR) y el tiempo transcurrido entre el pulso de excitación y la formación
del eco (señal captable) o tiempo de eco (TE), ambos se expresan en milisegundos.
Las secuencias pueden inducir un determinado
contraste en la imagen, así cuando hablamos de una
secuencia potenciada en T1, queremos decir que en
la imagen final, el contraste entre tejidos se basa preferentemente en su diferente relajación T1; lo mismo para T2. Una secuencia potenciada en densidad
protónica (DP) refleja en teoría, las diferencias en la
cantidad de protones que tiene cada tejido.
COMPONENTES DE UN EQUIPO DE RM
El imán es el componente principal de un equipo de RM. La unidad de medida del campo magnético utilizada es el Tesla (T). Otra unidad que se
utiliza para expresar la fuerza de un campo magnético (CM) es el Gauss (G). En el ámbito de la RM se
trabaja con campos magnéticos muy intensos, por lo
que se maneja el Tesla. 1 Tesla = 10.000 Gauss. El
campo magnético de la tierra tiene una intensidad
media de 0.5 Gauss con pequeñas variaciones desde
los polos al ecuador. En RM se manejan CM de 0.2
hasta 3 T.
Los imanes utilizados en los equipos de RM son
de dos tipos: permanentes y electroimanes y dentro
de estos en resistivos y superconductivos. Los imanes permanentes se utilizan en equipos de CM bajo
y los electroimanes en los de campo magnético medio y alto, generalmente superconductivos. En general a mayor intensidad de campo, se genera una mayor señal y se obtiene una mejor calidad de imagen.
Por su construcción pueden ser cerrados (cilíndricos) y abiertos.
Los gradientes de campos magnéticos se utilizan para la localización espacial de la señal. La variación del campo es siempre lineal y se puede efectuar en cualquier dirección del espacio dentro del
imán. Se puede seleccionar el corte, la codificación
de la fase y la codificación de la frecuencia.
Para generar una señal de RM hay que inclinar el
vector neto de magnetización longitudinal al plano
transversal, para ello aplicamos un pulso de RF que
tiene que tener la misma frecuencia que la frecuenResonancia magnética nuclear en Pediatría
Mayo-Agosto 2005
cia de precesión de los protones en ese campo magnético (frecuencia Larmor). Las variaciones del CM
por muy pequeñas que sean, se traducen en variaciones de la frecuencia de precesión, por eso el CM
debe ser muy homogéneo, para asegurar que todos
los protones de la muestra van a precesar con la
misma frecuencia. El pulso de RF tiene una frecuencia y una fase. La coincidencia de frecuencia y fase
hace que todos los protones de la muestra precesen
en fase. El resultado es un vector neto en el plano
transversal. Esto es el fenómeno de la resonancia, la
capacidad que tienen los protones de absorber energía si se le envía a su frecuencia de resonancia, dentro de un campo magnético intenso.
La capacidad de magnetización de una sustancia
cuando se somete a un campo magnético se denomina
susceptibilidad magnética. Existen tres tipos de materiales en cuanto a su susceptibilidad magnética: las sustancias diamagnéticas, las ferromagnéticas y las paramagnéticas. Las diamagnéticas son repelidas ligeramente por
el campo magnético. Las paramagnéticas son atraídas
ligeramente por el campo magnético. Las ferromagnéticas
tienen una gran susceptibilidad magnética y son atraídas
fuertemente por el campo magnético. Son fuente de artefactos y pueden desplazarse al ser atraídos hacia la
parte mas intensa del campo.
La imagen por RM es digital por lo que se reconstruye a partir de la señal de cada voxel individual. Cada
voxel contribuye con su magnetización a la magnetización
total, que es la que genera la señal. Para formar la imagen de RM hay que independizar la señal que proviene
de cada uno. Por ejemplo para formar una imagen sobre una matriz de 256 x 256 hay que independizar la
señal de 65.536 vóxeles. La señal de cada voxel es la
media de todos los protones que contenga, independientemente del tipo de tejido.
Las antenas o bobinas son los elementos que se
utilizan para recoger la señal RM emitida por los tejidos.
Detectan el paso del vector de magnetización durante su
giro en el plano transversal. Esta señal es muy débil, por
lo que la elección de la antena o antenas mas adecuadas
para cada zona a explorar es fundamental.
BASES BIOLÓGICAS DE LA INTERPRETACIÓN
Varios factores inherentes al paciente influencian
la intensidad de la señal de RM (que aparezca más
V. Pérez Candela
blanco o más negro) de un tejido dado y por tanto
afectan al contraste entre tejidos: a) la densidad
protónica, b) el T1, c) el T2, d) el flujo sanguíneo y
e) los medios de contraste. El contraste de imagen
entre dos tejidos puede definirse como la diferencia
en la señal entre los tejidos.
Para que se produzca la relajación T1, la energía
que ha sido introducida mediante el pulso de RF,
debe ser devuelta por el sistema de protones. Esta se
disipa en el entorno molecular de los protones. Este
proceso de relajación T1 es posible porque existe
otro campo magnético oscilante cuya frecuencia está
en el rango de la frecuencia de precesión de los
protones. Este campo magnético oscilante lo aportan los movimientos de las moléculas de los diferentes tejidos. Todas las moléculas tienen movimientos
naturales de vibración, rotación y traslación. Las mas
pequeñas, como por ejemplo el agua, tienen movimientos naturales con una frecuencia mas alta que
otra moléculas más grande o más ligadas.
En el entorno molecular del agua se consideran
tres fases o estados: un agua libre, un agua mas ligada y un agua muy ligada, prácticamente inmóvil en
las membranas celulares o ligada a las macromoléculas. Los movimientos naturales del agua libre tienen
una frecuencia natural mayor que la frecuencia de
precesión. El agua ligada tiene una frecuencia próxima a la frecuencia de precesión y el agua mas fija e
inmovilizada tiene frecuencias mucho mas bajas que
la de Larmor. Los tejidos o estructuras que contienen agua ligada, tienen una relajación T1 más rápida
(T1 corto) por ello la señal es mas intensa En los
otros dos estados del agua, la relajación es lenta e
ineficaz (T1 largo) y la señal es hipointensa.
En los tejidos enfermos, en general por cualquier
proceso patológico (inflamación, tumor, degenerativo,
traumático etc.) las células tienen una mayor permeabilidad al agua, por lo que el contenido de agua libre
es mayor. En estos tejidos y estructuras el T1 es
mas largo. El edema está compuesto preferentemente
por agua libre y su T1 también es largo. La señal del
tejido con un T1 corto será mayor (más brillante o
blanca en la imagen). En resumen la relajación longitudinal o relajación T1 es la recuperación de la
magnetización longitudinal y se facilita cuando los
protones resonantes perciben otro campo magnético
fluctuante cercano y si su frecuencia está próxima a
45
BSCP Can Ped Volumen 29, nº 2
la frecuencia de precesión o frecuencia Larmor.
La relajación es diferente para cada tejido. En general depende del contenido de agua libre. El caso de la
grasa es especial y su T1 tan corto es debido a que las
moléculas de triglicéridos vibran a una frecuencia muy
próxima a la frecuencia Larmor. El T1 del hígado es
corto por su contenido en grasa. El bazo y los riñones
tienen mas agua libre que otros órganos y su T1 es
largo. En el cerebro la sustancia gris tiene mas agua libre
que la blanca y su T1 es mas largo. El liquido cefalorraquideo (LCR) así como la orina, bilis y líquidos en
general tienen el T1 más largo.
En algunas circunstancias se puede observar que
estructuras líquidas con T1 corto y por tanto muestran una señal intensa; esto se debe a que el contenido líquido tiene una alta concentración de proteínas
que enlentece el movimiento del agua, aproximándose la frecuencia de sus movimientos a la frecuencia de precesión y acortando el T1. La melanina
actúa como una sustancia paramagnética que acorta
el T1. La sangre de los hematomas tiene un comportamiento diferente según la fase de degradación de la
hemoglobina.
La relajación T2 mide el tiempo que los protones
permanecen en fase o en coherencia después del
pulso de excitación. El T2 define el tiempo que tarda
en perderse el componente transversal de la magnetización, en un campo magnético externo perfecta-
Figura 1a. Corte axial de TAC sin contraste de una niña
de 8 a con cefaleas y vómitos que presenta una masa
sólida (flechas) con componente quístico a nivel del
hemisferio cerebeloso derecho (astrocitoma pilocítico)
que comprime el IV ventrículo produciendo una ligera
dilatación ventricular.
46
mente homogéneo. Los tejidos con un T2 más largo
son más brillantes en las imágenes potenciadas en
T2. Las causas del T2 son las heterogeneidades de
los campos magnéticos locales, tanto por parte del
imán como por parte de los tejidos.
Cuando los tejidos contienen sustancias con una
gran susceptibilidad magnética (generalmente metales, como la hemosiderina que contiene hierro y las
trabéculas óseas que contienen calcio) pueden alterar la homogeneidad del campo magnético y favorecer el desfase. En este caso, la señal se pierde rápidamente y la intensidad de estos tejidos es baja.
Los valores de T2 dependen de la cantidad de
agua libre de los tejidos. El tejido con un T2 más
largo es el LCR o los líquidos en general.
Los tejidos patológicos tienen en general un T2 más
largo por su mayor contenido de agua libre. Su señal
será mayor en las secuencias potenciadas en T2.
El aire, el hueso, los tendones, ligamentos, fibrocartílagos tienen una intensidad de señal baja (oscura) tanto en las secuencias potenciadas en T1 como
en T2. La grasa tiene una intensidad de señal alta en
T1 e intermedia en T2. El músculo produce una intensidad de señal intermedia en T1 y T2.
Los medios de contraste (gadolínio) acortan el
T1 de los tejidos por lo que aumentan la intensidad
de la señal (Figuras 1 y 2).
Figura 1b. Corte axial de TAC con contraste intravenoso yodado del mismo paciente, que pone de manifiesto la masa (flechas) con la zona quística central por
necrosis y la captación del contraste en zona sólida.
Resonancia magnética nuclear en Pediatría
Mayo-Agosto 2005
Figura 2a. Corte sagital de RM potenciado en T1 del
mismo caso anterior,donde se visualiza la masa hipointensa infratentorial (flechas) y el artefacto a nivel de la
cara por aparato de ortodoncia ferromagnético (asterisco).
Figura 2b. Corte coronal de RM potenciado en T1 del
mismo caso anterior, donde se visualiza la masa hipointensa del hemisferio cerebeloso derecho (flechas).
Figura 2c. Corte coronal de RM potenciado en T1 tras
administración de contraste intravenoso (Gadolinio)
apreciándose la captación del mismo en las zonas sólidas de la masa (flechas) por rotura de la barrera hematoencefálica.
Figura 2d. Corte axial de RM potenciado en T2 donde
se observa la masa hiperintensa (flechas) y la compresión del IV ventrículo. Artefacto a nivel de la cara por el
aparato metálico de ortodoncia (asterisco).
La RM de la hemorragia parenquimatosa es compleja, en la fase hiperaguda (1 día) a las 2-3 horas de
extravasarse la sangre arterial en el parénquima, comienza la formación del coágulo. Los hematíes ,mas
concentrados en el centro de la lesión, mantienen su
membrana intacta alrededor de un contenido de la
hemoglobina, que en un 90% está en forma de
oxihemoglobina. La oxihemoglobina es diamagnética por lo que el hematoma en esta fase hiperaguda
(< 24 horas) no presenta cambios en la señal, por
eso la tomografía computarizada es el método de
elección para el diagnóstico de las primeras 24 horas
de la hemorragia intersticial.
En la fase aguda (24 a 48 horas), conforme pasan
las primeras horas, comienza la retracción del coágulo,
que se produce concomitantemente con la desoxigenación.
La oxihemoglobina intracelular se transforma en
desoxihemoglobina, la cual es intensamente paramagnética. En esta fase aguda, el hematoma se manifiesta
marcadamente hipointenso (negro) en las secuencias
potenciadas en T2, por el acortamiento del mismo que
produce la desoxihemoglobina intracelular.
V. Pérez Candela
47
BSCP Can Ped Volumen 29, nº 2
En la fase subaguda (2-14 días), la desoxihemoglobina intracelular se va transformando en metahemoglobina, una sustancia también paramagnética. El
coágulo se muestra hiperintenso en las secuencias
potenciadas en T1 e hipointenso en las secuencias
potenciadas en T2. Después la metahemoglobina se
hace extracelular, entonces el coagulo aparece hiperintenso tanto en T1 como en T2.
En la fase crónica aparece en la periferia un anillo en forma de cápsula que es muy hipointenso tanto en T1 como T2, se forma porque los macrófagos
y las celulas gliales transformadas, fagocitan desde
la periferia los últimos productos de la desnaturalización oxidativa de la hemoglobina (hemosiderina)
los cuales contienen hierro en estado férrico con fuerte
susceptibilidad magnética.
VENTAJAS E INDICACIONES
Las ventajas más importantes de la RM son: a)
el ser una técnica exenta de radiación ionizante, b) el
tener una excelente resolución de contraste, aproximadamente un 500% más que la tomografía computarizada (TC). Además el contraste es regulable
no meramente por software, sino creando nuevas
imágenes con diferentes escalas de grises que son
expresivas de propiedades intrínsecas de los tejidos.
Esto se consigue mediante el empleo de diferentes
secuencias de pulsos, las cuales son un factor operador dependiente. De aquí que la RM sea muy sensible para detectar lesiones siempre que conlleven un
cambio en la cantidad del agua tisular y que permita
una representación visual de estructuras anatómicas
que hasta ahora no eran visualizadas o solo tras la
introducción de contrastes artificiales (meniscos, cartílago articular, tendones, ligamentos, quiasma óptico etc.), c) el permitir una representación de la anatomía en cualquiera de los tres planos ortogonales,
pero no por reconstrucción sino por toma directa de
datos originales en esa proyección, con toda la resolución espacial, de contraste y campo de visión de
una imagen original, d) la sensibilidad de la RM al
flujo vascular. La sangre es el tejido más rico en
protones del organismo, pero al encontrarse en movimiento y atravesar los planos, en los que se
está produciendo la excitación por la RF y dependiendo de su dirección con respecto al plano de examen y de su velocidad (arterial o venosa) puede apa-
48
recer en la RM bidimensional como una región sin
señal (negro) o con una señal de gran intensidad
(blanco), e) la ausencia de artefactos creados por la
transmisión de su señal a través del hueso.
Estas ventajas de la RM se traducen en importantes
contribuciones diagnósticas, que la sitúan como el método de elección en el examen de determinados órganos
como el tronco encefálico, el cerebro, la médula espinal,
determinadas estructuras anatómicas como el espacio
subaracnoideo, ligamentos, cartílagos, tendones y sinovial
articular y determinadas zonas topográficas del organismo como la médula ósea del interior de los huesos, la
unión cérvico dorsal, la base del cráneo.
Las principales indicaciones de la RM son: la patología del sistema nervioso central (mielinización,
enfermedades neurodegenerativas, anomalías, tumores, procesos inflamatorios etc.); la patología torácica
(mediastino incluido corazón y grandes vasos); la
patología abdominal (especialmente tumores), patología osteomusculoarticular (tumores, procesos inflamatorios, afecciones hematológicas) por último
recordar el papel diagnóstico como complemento a
la ecografía en el diagnóstico intraútero de las malformaciones fetales.
DESVENTAJAS Y CONTRAINDICACIONES
La RM es una técnica de examen inespecífica ya
que lesiones con muy diferentes mecanismos
fisiopatológicos o de etiología diferente aparecen con
la misma expresividad. La RM es una técnica de
resultados estereotipados, pues la mayoría de las lesiones aparecen hipointensas (negras) en T1 e hiperintensas (blancas) en T2, con independencia de su
naturaleza.
En algunos pacientes explorados en equipos cilíndricos (cerrados) pueden experimentar claustrofobia, por lo que es aconsejable explorar a los niños
en equipos abiertos, que pueden estar acompañados
por los padres junto a ellos.
La RM no puede utilizarse en pacientes que por
estar gravemente enfermos, se encuentran conectados a equipos electromecánicos como el respirador
artificial, bomba de perfusión etc. ya que pueden
verse afectados en su funcionamiento por la acción
del flujo magnético, además de producir artefactos
en la imagen que pierdan su calidad diagnóstica.
Resonancia magnética nuclear en Pediatría
Mayo-Agosto 2005
Está contraindicada la RM de manera absoluta
en los pacientes portadores de marcapasos, clips
vasculares en aneurismas cerebrales, implantes
cocleares, estimuladores del sistema nervioso u óseos,
prótesis oculares, esfínteres y estomas magnéticos,
o de fragmentos metálicos ferromagnéticos intraoculares o en partes blandas que con su movimiento
puedan lesionar estructuras vitales importantes.
Antes de realizar un estudio con RM hay que
complementar un cuestionario donde conste toda la
información que haga referencia a intervenciones quirúrgicas previas y la posibilidad de que existan grapas e implantes metálicos.
Cuando se accede a la sala del imán, no debe
existir ningún objeto metálico en el paciente, ni parches cutáneos, tatuajes, pearcings para evitar las quemaduras por la RF.
BIBLIOGRAFÍA
1. Sanz Marín M, Sanz Ropp P, Cogollos Agruña
J. Resonancia Magnética. Cap 6, Diagnóstico
por Imagen. In: Pedrosa editors. New York:
McGraw-Hill; 1997. p.97-122.
2. Lafuente Martínez J. Atlas de Tecnología de la
Resonancia Magnética. 2ª edición. Mallinckrodt,
2004.
3. Majós C. Espectroscopia por resonancia magnética de protón en el diagnóstico de tumores
cerebrales. Radiología 2005; 47(1):1-12.
4. Pérez Candela V. Del blanco al negro en las imágenes intracraneales pediátricas. III Resonancia
Magnética (RM) Can Med 1992; 2,8:21-4.
5. Mitchell D. MRI principles.1999 WB Saunders
Company.
6. Osborn A, Hendrick R. Introduction to MR
Imaging. Part I. Basis physics ans instrumentation. Syllabus MR Imaging RSNA 1988.
V. Pérez Candela
7. Hendrick R, Osborn A. Introduction to MT
Imaging. Part II. Pulse sequences ans image
contrast. Syllabus MR Imaging RSNA 1988.
8. Wolpert S, Barnes P. MRI in Pediatric Neuroradiology 1992, Mosby Year Book.
9. Robertson R, Robson C, Zurakowski D, Antiles
S, Strauss K, Mulkern R. CT versus MR in
neonatal brain imaging at term. Pediatr Radiol
2003; 33:442-49.
10. Chang Y, Yoon H, Shin H, Roh H, Cho J. MR
imaging of glioblastoma in children: usefulness
of diffusion/perdusion-weighted MRI and MR
spectroscopy. Pediatr Radiol 2003; 33:836-42.
11. Goo H, Choi C. Post-contrast FLAIR MR imaging of the brain in children: normal and abnormal
intracranial enhancement. Pediatr Radiol 2003;
33:843-49.
12. Ball W. Magnetic Resonance Imaging of the
infant brain. Seminars in Ultrasound, CT, and
MR 1991; 12 (5):379-409.
13. Prenger E. Magnetic Resonance Imaging of the
Pediatric Spine. Seminars in Ultrasound, CT, and
MR 1991; 12(5):410-28.
14. Bisset G. Magnetic Resonance Imaging of the
Pediatric Thorax. Seminars in Ultrasound, CT,
and MR 1991; 12(5): 429-47.
15. Caron K. Magnetic Resonance Imaging of the
Pediatric Abdomen. Seminars in Ultrasound, CT
and MR.1991; 12(5):448-74.
16. Siegel M. Magnetic Resonance Imaging of the
Pediatric Pelvis. Seminars in Ultrasound, CT and
MR.1991; 12(5):475-505.
17. Cohen M. Magnetic Resonance Imaging of the
Pediatric Musculoskeletal System. Seminars in
Ultrasound, CT and MR.1991; 12(5):506-23.
49