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MRI pulse sequence

Timing diagram for a spin echo type of pulse sequence. An MRI pulse sequence in magnetic resonance imaging (MRI) is a particular setting of pulse sequences and pulsed field grad...

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Timing diagram for a spin echo type of pulse sequence.

An MRI pulse sequence in magnetic resonance imaging (MRI) is a particular setting of pulse sequences and pulsed field gradients, resulting in a particular image appearance.[1]

A multiparametric MRI is a combination of two or more sequences, and/or including other specialized MRI configurations such as spectroscopy.[2][3]

Overview table

This table does not include uncommon and experimental sequences.

Eco de giro

Efectos de TR y TE en la señal de RM
Ejemplos de exploraciones de resonancia magnética ponderadas en T1, T2 y PD.

T1 y T2

Cada tejido vuelve a su estado de equilibrio después de la excitación mediante los procesos de relajación independientes de T1 ( espín-red ; es decir, magnetización en la misma dirección que el campo magnético estático) y T2 ( espín-espín ; transversal al campo magnético estático). Para crear una imagen ponderada en T1, se permite que la magnetización se recupere antes de medir la señal de RM modificando el tiempo de repetición (TR). Esta ponderación de imagen es útil para evaluar la corteza cerebral, identificar tejido graso, caracterizar lesiones hepáticas focales y, en general, obtener información morfológica, así como para la obtención de imágenes con contraste . Para crear una imagen ponderada en T2, se permite que la magnetización disminuya antes de medir la señal de RM modificando el tiempo de eco (TE). Esta ponderación de imagen es útil para detectar edema e inflamación, revelar lesiones de la sustancia blanca y evaluar la anatomía zonal en la próstata y el útero .

La visualización estándar de las imágenes de resonancia magnética consiste en representar las características de los fluidos en imágenes en blanco y negro , donde los diferentes tejidos se muestran de la siguiente manera:

Densidad de protones

Imagen ponderada por densidad de protones de una rodilla con condromatosis sinovial.

Las imágenes ponderadas por densidad de protones (PD) se crean con un tiempo de repetición (TR) largo y un tiempo de eco (TE) corto. [ 36 ] En imágenes del cerebro, esta secuencia presenta una distinción más pronunciada entre la sustancia gris (brillante) y la sustancia blanca (gris oscuro), pero con poco contraste entre el cerebro y el LCR. [ 36 ] Es muy útil para la detección de artropatía y lesiones. [ 37 ]

eco de gradiente

Secuencia de eco de gradiente [ 38 ]

Una secuencia de eco de gradiente no utiliza un pulso de RF de 180 grados para hacer coherentes los espines de las partículas. En cambio, utiliza gradientes magnéticos para manipular los espines, permitiendo que se desfasen y se vuelvan a fasear cuando sea necesario. Después de un pulso de excitación, los espines se desfasan, no se produce ninguna señal porque los espines no son coherentes. Cuando los espines se vuelven a fasear, se vuelven coherentes y, por lo tanto, se genera una señal (o "eco") para formar imágenes. A diferencia del eco de espín, el eco de gradiente no necesita esperar a que la magnetización transversal decaiga por completo antes de iniciar otra secuencia, por lo que requiere tiempos de repetición (TR) muy cortos y, por lo tanto, para adquirir imágenes en poco tiempo. Después de que se forma el eco, quedan algunas magnetizaciones transversales. Manipular los gradientes durante este tiempo producirá imágenes con diferente contraste. Hay tres métodos principales para manipular el contraste en esta etapa, a saber, la precesión libre en estado estacionario (SSFP) que no daña la magnetización transversal restante, sino que intenta recuperarla (produciendo así imágenes ponderadas en T2); la secuencia con gradiente de supresión que promedia las magnetizaciones transversales (produciendo así imágenes ponderadas en T1 y T2 mixtas), y supresión de RF que varía las fases del pulso de RF para eliminar la magnetización transversal, produciendo así imágenes ponderadas en T1 puras. [ 39 ]

A modo de comparación, el tiempo de repetición de una secuencia de eco de gradiente es del orden de 3 milisegundos, frente a unos 30 ms de una secuencia de eco de espín.

Recuperación por inversión

La recuperación de inversión es una secuencia de resonancia magnética que proporciona un alto contraste entre el tejido y la lesión. Se puede utilizar para obtener imágenes ponderadas en T1 y T2 de alta resolución, y para suprimir las señales de grasa, sangre o líquido cefalorraquídeo (LCR). [ 40 ]

ponderada por difusión

Imagen DTI

La resonancia magnética de difusión mide la difusión de moléculas de agua en tejidos biológicos. [ 41 ] Clínicamente, la resonancia magnética de difusión es útil para el diagnóstico de afecciones (p. ej., accidente cerebrovascular ) o trastornos neurológicos (p. ej., esclerosis múltiple ), y ayuda a comprender mejor la conectividad de los axones de la sustancia blanca en el sistema nervioso central. [ 42 ] En un medio isotrópico (dentro de un vaso de agua, por ejemplo), las moléculas de agua se mueven naturalmente de forma aleatoria según la turbulencia y el movimiento browniano . Sin embargo, en los tejidos biológicos, donde el número de Reynolds es lo suficientemente bajo para un flujo laminar , la difusión puede ser anisotrópica . Por ejemplo, una molécula dentro del axón de una neurona tiene una baja probabilidad de cruzar la membrana de mielina . Por lo tanto, la molécula se mueve principalmente a lo largo del eje de la fibra neural. Si se sabe que las moléculas en un vóxel particular se difunden principalmente en una dirección, se puede asumir que la mayoría de las fibras en esta área son paralelas a esa dirección.

El reciente desarrollo de la imagen por tensor de difusión (DTI) [ 43 ] permite medir la difusión en múltiples direcciones y calcular la anisotropía fraccional en cada dirección para cada vóxel. Esto permite a los investigadores crear mapas cerebrales de la dirección de las fibras para examinar la conectividad de diferentes regiones del cerebro (mediante tractografía ) o para analizar áreas de degeneración neuronal y desmielinización en enfermedades como la esclerosis múltiple.

Otra aplicación de la resonancia magnética de difusión es la imagen ponderada por difusión (DWI). Tras un accidente cerebrovascular isquémico , la DWI es altamente sensible a los cambios que ocurren en la lesión. [ 44 ] Se especula que los aumentos en la restricción (barreras) a la difusión del agua, como resultado del edema citotóxico (hinchazón celular), son responsables del aumento de la señal en una exploración DWI. El realce de la DWI aparece dentro de 5 a 10 minutos del inicio de los síntomas del accidente cerebrovascular (en comparación con la tomografía computarizada , que a menudo no detecta cambios de infarto agudo hasta por 4 a 6 horas) y permanece hasta por dos semanas. Junto con la imagen de la perfusión cerebral, los investigadores pueden resaltar regiones de "desajuste perfusión/difusión" que pueden indicar regiones susceptibles de ser salvadas mediante terapia de reperfusión.

Al igual que muchas otras aplicaciones especializadas, esta técnica suele ir acompañada de una secuencia de adquisición de imágenes rápida, como la secuencia de imágenes por eco planar .

ponderada por perfusión

Perfusión por resonancia magnética que muestra un retraso en el tiempo hasta el flujo máximo (T max ) en la penumbra en un caso de oclusión de la arteria cerebral media izquierda .

La obtención de imágenes ponderadas por perfusión (PWI) se realiza mediante 3 técnicas principales:

  • Contraste de susceptibilidad dinámica (DSC): se inyecta contraste de gadolinio y la adquisición rápida de imágenes repetidas (generalmente eco-planar de gradiente ponderado en T2 ) cuantifica la pérdida de señal inducida por la susceptibilidad. [ 45 ]
  • Imagen de contraste dinámico mejorada (DCE): Medición del acortamiento de la relajación espín-red (T1) inducido por un bolo de contraste de gadolinio . [ 46 ]
  • Marcaje de espín arterial (ASL): Marcaje magnético de la sangre arterial debajo de la capa de imagen, sin necesidad de contraste de gadolinio. [ 47 ]

Los datos adquiridos se procesan posteriormente para obtener mapas de perfusión con diferentes parámetros, como BV (volumen sanguíneo), BF (flujo sanguíneo), MTT (tiempo medio de tránsito) y TTP (tiempo hasta el pico).

En el infarto cerebral , la penumbra tiene una perfusión disminuida. [ 24 ] Otra secuencia de RM, la RM ponderada por difusión , estima la cantidad de tejido que ya está necrótico, y la combinación de esas secuencias se puede utilizar para estimar la cantidad de tejido cerebral que se puede salvar mediante trombolisis y/o trombectomía .

resonancia magnética funcional

Una resonancia magnética funcional (fMRI) muestra regiones de activación en color naranja, incluyendo la corteza visual primaria (V1, BA17).

La resonancia magnética funcional (RMf) mide los cambios de señal en el cerebro debidos a cambios en la actividad neuronal . Se utiliza para comprender cómo diferentes partes del cerebro responden a estímulos externos o actividad pasiva en estado de reposo, y tiene aplicaciones en la investigación conductual y cognitiva , y en la planificación de neurocirugía de áreas cerebrales elocuentes . [ 48 ] [ 49 ] Los investigadores utilizan métodos estadísticos para construir un mapa paramétrico 3D del cerebro que indica las regiones de la corteza que demuestran un cambio significativo en la actividad en respuesta a la tarea. En comparación con las imágenes anatómicas T1W, el cerebro se escanea con una resolución espacial menor pero con una resolución temporal mayor (típicamente una vez cada 2-3 segundos). Los aumentos en la actividad neuronal causan cambios en la señal de RM a través de cambios T * 2 ; [ 50 ] este mecanismo se conoce como el efecto BOLD ( dependiente del nivel de oxígeno en sangre ). El aumento de la actividad neuronal provoca una mayor demanda de oxígeno, y el sistema vascular compensa esta situación en exceso, incrementando la cantidad de hemoglobina oxigenada en relación con la desoxigenada. Dado que la hemoglobina desoxigenada atenúa la señal de resonancia magnética, la respuesta vascular produce un aumento de la señal relacionado con la actividad neuronal. La naturaleza precisa de la relación entre la actividad neuronal y la señal BOLD es objeto de investigación actual. El efecto BOLD también permite generar mapas 3D de alta resolución de la vasculatura venosa dentro del tejido neuronal.

Si bien el análisis de la señal BOLD es el método más común empleado en estudios de neurociencia en humanos, la flexibilidad de la resonancia magnética permite sensibilizar la señal a otros aspectos del flujo sanguíneo. Técnicas alternativas emplean el marcaje de espín arterial (ASL) o la ponderación de la señal de resonancia magnética según el flujo sanguíneo cerebral (FSC) y el volumen sanguíneo cerebral (VSC). El método del VSC requiere la inyección de un tipo de agentes de contraste para resonancia magnética que actualmente se encuentran en ensayos clínicos en humanos. Dado que este método ha demostrado ser mucho más sensible que la técnica BOLD en estudios preclínicos, podría ampliar el papel de la resonancia magnética funcional en aplicaciones clínicas. El método del FSC proporciona información más cuantitativa que la señal BOLD, aunque con una pérdida significativa de sensibilidad de detección.

angiografía por resonancia magnética

Análisis de resonancia magnética por tiempo de vuelo a nivel del círculo de Willis .

La angiografía por resonancia magnética ( ARM ) es un conjunto de técnicas para obtener imágenes de los vasos sanguíneos. Se utiliza para generar imágenes de las arterias (y, con menos frecuencia, de las venas) con el fin de evaluar la presencia de estenosis (estrechamiento anormal), oclusiones , aneurismas (dilataciones de la pared vascular con riesgo de ruptura) u otras anomalías. La ARM se emplea a menudo para evaluar las arterias del cuello y el cerebro, la aorta torácica y abdominal, las arterias renales y las piernas (este último examen se conoce comúnmente como "siguiente").

Contraste de fase

La resonancia magnética de contraste de fase (RM-CP) se utiliza para medir las velocidades de flujo en el cuerpo. Se emplea principalmente para medir el flujo sanguíneo en el corazón y en todo el organismo. La RM-CP puede considerarse un método de velocimetría por resonancia magnética . Dado que la RM-CP moderna suele tener resolución temporal, también se la conoce como imagen 4D (tres dimensiones espaciales más el tiempo). [ 51 ]

imágenes ponderadas por susceptibilidad

La imagen ponderada por susceptibilidad (SWI) es un nuevo tipo de contraste en resonancia magnética, diferente de la imagen de densidad de espín, T1 o T2 . Este método aprovecha las diferencias de susceptibilidad entre los tejidos y utiliza una exploración de eco de gradiente 3D de alta resolución, tridimensional, con supresión de RF y compensación de velocidad completa. Esta adquisición de datos y procesamiento de imágenes especiales produce una imagen de magnitud de contraste mejorada, muy sensible a la sangre venosa, la hemorragia y el almacenamiento de hierro. Se utiliza para mejorar la detección y el diagnóstico de tumores, enfermedades vasculares y neurovasculares (ictus y hemorragia), esclerosis múltiple, [ 52 ] Alzheimer, y también detecta lesiones cerebrales traumáticas que podrían no diagnosticarse con otros métodos. [ 53 ]

transferencia de magnetización

La transferencia de magnetización (TM) es una técnica para mejorar el contraste de la imagen en ciertas aplicaciones de la resonancia magnética (RM).

Los protones ligados están asociados a proteínas y, debido a su muy corta relajación T2, normalmente no contribuyen al contraste de la imagen. Sin embargo, como estos protones tienen un pico de resonancia amplio, pueden excitarse mediante un pulso de radiofrecuencia que no afecta a los protones libres. Su excitación aumenta el contraste de la imagen mediante la transferencia de espines saturados del grupo ligado al grupo libre, reduciendo así la señal del agua libre. Esta transferencia de magnetización homonuclear proporciona una medición indirecta del contenido macromolecular en el tejido. La implementación de la transferencia de magnetización homonuclear implica elegir desplazamientos de frecuencia y formas de pulso adecuados para saturar los espines ligados con la intensidad suficiente, dentro de los límites de seguridad de la tasa de absorción específica para la resonancia magnética. [ 54 ]

El uso más común de esta técnica es para la supresión de la señal de fondo en la angiografía por resonancia magnética de tiempo de vuelo. [ 55 ] También existen aplicaciones en neuroimagen, particularmente en la caracterización de lesiones de la sustancia blanca en la esclerosis múltiple . [ 56 ]

supresión de grasa

La supresión de grasa es útil, por ejemplo, para distinguir la inflamación activa en los intestinos de la acumulación de grasa, como la que puede ser causada por una enfermedad inflamatoria intestinal de larga duración (pero posiblemente inactiva) , así como por la obesidad , la quimioterapia y la enfermedad celíaca . [ 57 ] Sin técnicas de supresión de grasa, la grasa y el líquido tendrán intensidades de señal similares en secuencias de eco de espín rápido. [ 58 ]

Las técnicas para suprimir la grasa en la resonancia magnética incluyen principalmente: [ 59 ]

  • La identificación de la grasa se basa en el desplazamiento químico de sus átomos, que provoca cambios de fase dependientes del tiempo diferentes a los del agua.
  • Saturación selectiva en frecuencia del pico espectral de la grasa mediante un pulso de "saturación de grasa" antes de la obtención de imágenes.
  • Recuperación de inversión de tau corta (STIR), un método dependiente de T1
  • Presaturación espectral con recuperación por inversión (SPIR)

Imágenes de neuromelanina

Este método aprovecha las propiedades paramagnéticas de la neuromelanina y puede utilizarse para visualizar la sustancia negra y el locus coeruleus . Se emplea para detectar la atrofia de estos núcleos en la enfermedad de Parkinson y otros parkinsonismos , y también detecta cambios en la intensidad de la señal en el trastorno depresivo mayor y la esquizofrenia . [ 60 ]

Secuencias poco comunes y experimentales

Las siguientes secuencias no se utilizan habitualmente en la práctica clínica y/o se encuentran en fase experimental.

T1 rho (T1ρ)

T1 rho (T1ρ) es una secuencia de resonancia magnética experimental que puede utilizarse en imágenes musculoesqueléticas. Todavía no tiene un uso generalizado. [ 61 ]

Las moléculas poseen una energía cinética que depende de la temperatura y se expresa mediante movimientos de traslación y rotación, así como por colisiones entre moléculas. Los dipolos en movimiento perturban el campo magnético, pero suelen ser extremadamente rápidos, de modo que el efecto promedio en una escala de tiempo prolongada puede ser nulo. Sin embargo, dependiendo de la escala de tiempo, las interacciones entre los dipolos no siempre se anulan entre sí. En el extremo más lento, el tiempo de interacción es prácticamente infinito y se produce donde existen grandes perturbaciones de campo estacionarias (por ejemplo, un implante metálico). En este caso, la pérdida de coherencia se describe como una "desfasación estática". T2* es una medida de la pérdida de coherencia en un conjunto de espines que incluye todas las interacciones (incluida la desfasación estática). T2 es una medida de la pérdida de coherencia que excluye la desfasación estática, utilizando un pulso de RF para revertir los tipos más lentos de interacción dipolar. De hecho, existe un continuo de escalas de tiempo de interacción en una muestra biológica dada, y las propiedades del pulso de RF de reenfoque pueden ajustarse para reenfoque más que solo la desfasación estática. En general, la tasa de decaimiento de un conjunto de espines es función de los tiempos de interacción y también de la potencia del pulso de RF. Este tipo de decaimiento, que ocurre bajo la influencia de la RF, se conoce como T1ρ. Es similar al decaimiento T2, pero con algunas interacciones dipolares más lentas reenfoqueadas, así como interacciones estáticas, por lo que T1ρ≥T2. [ 62 ]

Otros

  • Las secuencias de recuperación de saturación se utilizan raramente, pero pueden medir el tiempo de relajación espín-red (T1) más rápidamente que una secuencia de pulsos de recuperación de inversión. [ 63 ]
  • La imagen de codificación de difusión de doble oscilación (DODE) y la imagen de codificación de difusión de doble oscilación (DDE) son formas específicas de imágenes de difusión por resonancia magnética, que se pueden utilizar para medir diámetros y longitudes de poros axónicos . [ 64 ]

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