angiografía por resonancia magnética

Un grupo de métodos para la angiorresonancia magnética (ARM) se basa en el flujo sanguíneo. Estos métodos se denominan ARM dependiente del flujo. Aprovechan el hecho de que la sangre dentro de los vasos fluye para distinguir los vasos de otros tejidos estáticos. De esta manera, se pueden producir imágenes de la vasculatura. La ARM dependiente del flujo se puede dividir en diferentes categorías: está la ARM de contraste de fase (PC-MRA), que utiliza las diferencias de fase para distinguir la sangre del tejido estático, y la ARM de tiempo de vuelo (TOF-MRA), que aprovecha que los espines en movimiento de la sangre experimentan menos pulsos de excitación que el tejido estático, por ejemplo, al obtener imágenes de un corte fino.

La angiografía por tiempo de vuelo (TOF) o angiografía de flujo utiliza un tiempo de eco corto y compensación de flujo para que la sangre en movimiento sea mucho más brillante que el tejido estacionario. Al entrar en la zona que se está explorando, la sangre en movimiento recibe un número limitado de pulsos de excitación, por lo que no se satura; esto le confiere una señal mucho mayor que la del tejido estacionario saturado. Dado que este método depende del flujo sanguíneo, las zonas con flujo lento (como los aneurismas grandes) o el flujo que se encuentra en el plano de la imagen pueden no visualizarse correctamente. Se utiliza con mayor frecuencia en la región de la cabeza y el cuello, y proporciona imágenes detalladas de alta resolución. También es la técnica más común para la evaluación angiográfica rutinaria de la circulación intracraneal en pacientes con ictus isquémico. ^{[ 1 ]}

La angiorresonancia magnética de contraste de fase (PC-MRA) se puede utilizar para codificar la velocidad de la sangre en movimiento en la fase de la señal de resonancia magnética . ^{[ 3 ]} El método más común utilizado para codificar la velocidad es la aplicación de un gradiente bipolar entre el pulso de excitación y la lectura. Un gradiente bipolar está formado por dos lóbulos simétricos de igual área. Se crea activando el gradiente del campo magnético durante un tiempo y luego cambiando el gradiente del campo magnético a la dirección opuesta durante el mismo tiempo. ^{[ 4 ]} Por definición, el área total (momento 0) de un gradiente bipolar,${\displaystyle G_{\text{bip}}}$, es nulo:

${\displaystyle \int G_{\text{bip}}\,dt=0}$(1)

El gradiente bipolar se puede aplicar a lo largo de cualquier eje o combinación de ejes dependiendo de la dirección en la que se va a medir el flujo (por ejemplo, x). ^{[ 5 ]}${\displaystyle \Delta \Phi }$, la fase acumulada durante la aplicación del gradiente, es 0 para espines estacionarios: su fase no se ve afectada por la aplicación del gradiente bipolar. Para espines que se mueven con una velocidad constante,${\displaystyle v_{x}}$, en la dirección del gradiente bipolar aplicado:

${\displaystyle \Delta \Phi =\gamma v_ {x}\Delta m_ {1}}$(2)

La fase acumulada es proporcional a ambos${\displaystyle v_{x}}$y el primer momento del gradiente bipolar,${\displaystyle \Delta m_{1}}$, proporcionando así un medio para estimar${\displaystyle v_{x}}$.${\displaystyle \gamma }$es la frecuencia de Larmor de los espines de la imagen. Para medir${\displaystyle \Delta \Phi }$La señal de resonancia magnética se manipula mediante gradientes bipolares (campos magnéticos variables) preestablecidos a una velocidad de flujo máxima esperada. A continuación, se adquiere una imagen inversa al gradiente bipolar y se calcula la diferencia entre ambas. Los tejidos estáticos, como el músculo o el hueso, se restan, mientras que los tejidos en movimiento, como la sangre, adquieren una fase diferente, ya que se desplazan constantemente a través del gradiente, lo que también proporciona su velocidad de flujo. Dado que el contraste de fase solo puede adquirir el flujo en una dirección a la vez, se deben calcular tres adquisiciones de imagen separadas en las tres direcciones para obtener la imagen completa del flujo. A pesar de la lentitud de este método, la ventaja de la técnica radica en que, además de obtener imágenes de la sangre en movimiento, permite obtener mediciones cuantitativas del flujo sanguíneo.

Si bien la mayoría de las técnicas de angiorresonancia magnética (ARM) se basan en agentes de contraste o en el flujo sanguíneo para generar contraste (técnicas con contraste), también existen métodos independientes del flujo sin contraste. Estos métodos, como su nombre indica, no dependen del flujo, sino que se basan en las diferencias de T1 , T2 y _{el desplazamiento químico de los distintos tejidos del vóxel. Una de las principales ventajas de este tipo de técnicas es que permiten visualizar con mayor facilidad las regiones de flujo lento que} suelen encontrarse en pacientes con enfermedades vasculares. Además, los métodos sin contraste no requieren la administración de agentes de contraste adicionales, que recientemente se han relacionado con la fibrosis sistémica nefrogénica en pacientes con enfermedad renal crónica e insuficiencia renal .

La angiografía por resonancia magnética con contraste utiliza la inyección de agentes de contraste para resonancia magnética y es actualmente el método más común para realizar la angiografía por resonancia magnética. ^{[ 2 ] [ 6 ]} El medio de contraste se inyecta en una vena y se adquieren imágenes tanto antes de la administración del contraste como durante el primer paso del agente a través de las arterias. Mediante la sustracción de estas dos adquisiciones en el posprocesamiento, se obtiene una imagen que, en principio, solo muestra los vasos sanguíneos y no el tejido circundante. Si la sincronización es correcta, esto puede dar como resultado imágenes de muy alta calidad. Una alternativa es utilizar un agente de contraste que, como la mayoría de los agentes, no abandona el sistema vascular en pocos minutos, sino que permanece en la circulación hasta una hora (un " agente de perfusión sanguínea "). Dado que se dispone de más tiempo para la adquisición de imágenes, es posible obtener imágenes de mayor resolución. Sin embargo, un problema es que tanto las arterias como las venas se realzan al mismo tiempo si se requieren imágenes de mayor resolución.

Angiografía por resonancia magnética con contraste sin sustracción: los recientes avances en la tecnología MRA han permitido crear imágenes MRA con contraste de alta calidad sin sustracción de una imagen de máscara sin contraste. Se ha demostrado que este enfoque mejora la calidad diagnóstica, ^{[ 7 ]} ya que previene los artefactos de sustracción por movimiento , así como el aumento del ruido de fondo de la imagen, ambos resultados directos de la sustracción de la imagen. Una condición importante para este enfoque es tener una excelente supresión de la grasa corporal en grandes áreas de la imagen, lo cual es posible utilizando los métodos de adquisición mDIXON. La MRA tradicional suprime las señales originadas por la grasa corporal durante la adquisición de la imagen, un método sensible a pequeñas desviaciones en los campos magnéticos y electromagnéticos y, como resultado, puede mostrar una supresión de grasa insuficiente en algunas áreas. Los métodos mDIXON pueden distinguir y separar con precisión las señales de imagen creadas por la grasa o el agua. Al utilizar las "imágenes de agua" para las exploraciones MRA, prácticamente no se ve grasa corporal, por lo que no se necesitan máscaras de sustracción para obtener venogramas por RM de alta calidad.

Angiografía por resonancia magnética sin contraste: Dado que la inyección de agentes de contraste puede ser peligrosa para pacientes con insuficiencia renal, se han desarrollado otras técnicas que no requieren inyección. Estos métodos se basan en las diferencias de T1 , T2 y el desplazamiento químico de los distintos tejidos del vóxel. Un método sin contraste destacable para la angiografía independiente del flujo es la imagen de precesión libre _en estado estacionario balanceado (bSSFP), que produce de forma natural una señal alta en arterias y venas _.

Para la adquisición de imágenes existen dos enfoques diferentes. En general, se pueden adquirir imágenes 2D y 3D. Si se adquieren datos 3D, se pueden calcular secciones transversales en ángulos de visión arbitrarios. Los datos tridimensionales también se pueden generar combinando datos 2D de diferentes cortes, pero este enfoque produce imágenes de menor calidad en ángulos de visión diferentes a la adquisición de datos original. Además, los datos 3D no solo se pueden usar para crear imágenes de sección transversal, sino que también se pueden calcular proyecciones a partir de los datos. La adquisición de datos tridimensionales también puede ser útil al tratar con geometrías vasculares complejas donde la sangre fluye en todas las direcciones espaciales (desafortunadamente, este caso también requiere tres codificaciones de flujo diferentes, una en cada dirección espacial). Tanto la PC-MRA como la TOF-MRA tienen ventajas y desventajas. La PC-MRA tiene menos dificultades con el flujo lento que la TOF-MRA y también permite mediciones cuantitativas del flujo. La PC-MRA muestra baja sensibilidad al obtener imágenes de flujo pulsátil y no uniforme. En general, el flujo sanguíneo lento es un desafío importante en la MRA dependiente del flujo. Esto provoca que las diferencias entre la señal sanguínea y la señal del tejido estático sean pequeñas. Esto se aplica tanto a la PC-MRA, donde la diferencia de fase entre la sangre y el tejido estático se reduce en comparación con un flujo más rápido, como a la TOF-MRA, donde la magnetización transversal de la sangre y, por lo tanto, la señal sanguínea, se reducen. Se pueden usar agentes de contraste para aumentar la señal sanguínea; esto es especialmente importante para vasos muy pequeños y vasos con velocidades de flujo muy bajas que normalmente muestran una señal débil. Desafortunadamente, el uso de medios de contraste a base de gadolinio puede ser peligroso si los pacientes sufren de insuficiencia renal. Para evitar estas complicaciones y eliminar los costos de los medios de contraste, recientemente se han investigado métodos sin contraste.

_Los métodos NEMRA independientes del flujo no se basan en el flujo, sino que aprovechan las diferencias en T1 , T2 y el desplazamiento químico para distinguir _la sangre del tejido estático.

Eco de espín rápido con sustracción sincronizada: Técnica de imagen que resta dos secuencias de eco de espín rápido adquiridas en sístole y diástole. La arteriografía se obtiene restando los datos sistólicos, donde las arterias aparecen oscuras, de los datos diastólicos, donde aparecen brillantes. Requiere sincronización electrocardiográfica. Algunos nombres comerciales de esta técnica son Fresh Blood Imaging (Toshiba), TRANCE (Philips), SPACE nativo (Siemens) y DeltaFlow (GE).

Angiografía por resonancia magnética dinámica 4D (ARM-4D): Las primeras imágenes, antes de la administración de contraste, sirven como máscara de sustracción para extraer el árbol vascular en las imágenes subsiguientes. Permite al operador diferenciar las fases arterial y venosa de un surco sanguíneo, visualizando su dinámica. Hasta el momento, se ha dedicado mucho menos tiempo a la investigación de este método en comparación con otros métodos de ARM.

Venografía BOLD o imagen ponderada por susceptibilidad (SWI): Este método aprovecha las diferencias de susceptibilidad entre los tejidos y utiliza la imagen de fase para detectarlas. Los datos de magnitud y fase se combinan (digitalmente, mediante un programa de procesamiento de imágenes) para producir una imagen de magnitud con contraste mejorado, extremadamente sensible a la sangre venosa, la hemorragia y el almacenamiento de hierro. La obtención de imágenes de sangre venosa con SWI es una técnica dependiente del nivel de oxígeno en sangre (BOLD), razón por la cual se la conocía (y a veces todavía se la conoce) como venografía BOLD. Debido a su sensibilidad a la sangre venosa, la SWI se utiliza comúnmente en traumatismos craneoencefálicos (TCE) y para venografías cerebrales de alta resolución.

Se pueden utilizar procedimientos similares a la angiorresonancia magnética (ARM) basada en el efecto de flujo para obtener imágenes de las venas. Por ejemplo, la venografía por resonancia magnética (VRM) se logra excitando un plano inferiormente mientras se recoge la señal en el plano inmediatamente superior al plano de excitación, obteniendo así imágenes de la sangre venosa que se ha desplazado recientemente del plano excitado. Las diferencias en las señales tisulares también se pueden utilizar para la ARM. Este método se basa en las diferentes propiedades de la señal de la sangre en comparación con otros tejidos del cuerpo, independientemente de los efectos de flujo de la RM. Esto se realiza con mayor éxito con secuencias de pulsos balanceadas como TrueFISP o bTFE. La señal BOLD también se puede utilizar en la obtención de imágenes de accidentes cerebrovasculares para evaluar la viabilidad de la supervivencia del tejido.