resonancia magnética con contraste de fase

La resonancia magnética con contraste de fase ( PC-MRI ) es un tipo específico de resonancia magnética que se utiliza principalmente para determinar las velocidades del flujo sanguíneo . La PC-MRI puede considerarse un método de velocimetría por resonancia magnética . También proporciona un método de angiografía por resonancia magnética . Dado que la PC-MRI moderna suele tener resolución temporal, ofrece imágenes 4D (tres dimensiones espaciales más el tiempo). ^{[ 2 ]}

Los átomos con un número impar de protones o neutrones tienen un momento angular de espín alineado aleatoriamente. Al colocarlos en un campo magnético intenso , algunos de estos espines se alinean con el eje del campo externo, lo que produce una magnetización longitudinal neta. Estos espines precesan alrededor del eje del campo externo a una frecuencia proporcional a la intensidad de dicho campo. Posteriormente, se añade energía al sistema mediante un pulso de radiofrecuencia (RF) para excitar los espines, modificando el eje alrededor del cual precesan. Estos espines pueden observarse mediante bobinas receptoras ( bobinas de radiofrecuencia ) utilizando la ley de inducción de Faraday . Los distintos tejidos responden a la energía añadida de diferentes maneras, y los parámetros de imagen pueden ajustarse para resaltar los tejidos deseados.

Todos estos espines tienen una fase que depende de la velocidad del átomo. Desfase${\displaystyle (\phi )}$de un espín es una función del campo gradiente${\displaystyle \mathbf {G} (t)}$:

${\displaystyle \phi =\gamma \int _{0}^{t}B_{0}+\mathbf {G} (\tau )\cdot \mathbf {r} (\tau )d\tau }$

dónde${\displaystyle \gamma }$es la relación giromagnética y${\displaystyle \mathbf {r} }$se define como:

${\displaystyle \mathbf {r} (\tau )=\mathbf {r} _{0}+\mathbf {v} _{r}\tau +{\frac {1}{2}}\mathbf {a} _{r}\tau ^{2}+\ldots }$,

${\displaystyle \mathbf {r} _{0}}$es la posición inicial del giro,${\displaystyle \mathbf {v} _{r}}$es la velocidad de giro y${\displaystyle \mathbf {a} _{r}}$es la aceleración de giro.

Si solo consideramos espines estáticos y espines en la dirección x, podemos reescribir la ecuación para el desplazamiento de fase como:

${\displaystyle \phi =\gamma x_{0}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )d\tau +\gamma v_{x}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )\tau d\tau +\gamma {\frac {a_{x}}{2}}\int _{0}^{t}G_{x}(\tau )\tau ^{2}d\tau +\ldots }$

Luego asumimos que la aceleración y los términos de orden superior son despreciables para simplificar la expresión de la fase a:

${\displaystyle \phi =\gamma (x_{0}M_{0}+v_{x}M_{1})}$

dónde${\displaystyle M_{0}}$es el momento cero del gradiente x y${\displaystyle M_{1}}$es el primer momento del gradiente x.

Si tomamos dos adquisiciones diferentes con gradientes magnéticos aplicados que son opuestos entre sí (gradientes bipolares), podemos sumar los resultados de las dos adquisiciones para calcular un cambio de fase que depende del gradiente:

${\displaystyle \Delta \phi =v(\gamma \Delta M_{1})}$

dónde${\displaystyle \Delta M_{1}=2M_{1}}$. ^{[ 3 ] [ 4 ]}

El desfase se mide y se convierte en velocidad según la siguiente ecuación:

${\displaystyle v={\frac {v_{enc}}{\pi }}\Delta \phi }$

dónde${\displaystyle v_{enc}}$es la velocidad máxima que se puede registrar y${\displaystyle \Delta \phi }$es el desplazamiento de fase registrado.

La elección de${\displaystyle v_{enc}}$define el rango de velocidades visibles, conocido como el ' rango dinámico '. Una elección de${\displaystyle v_{enc}}$por debajo de la velocidad máxima en el corte inducirá aliasing en la imagen donde una velocidad ligeramente mayor que${\displaystyle v_{enc}}$se calculará incorrectamente como si se moviera en la dirección opuesta. Sin embargo, existe una relación de compromiso directa entre la velocidad máxima que se puede codificar y la relación señal-ruido de las mediciones de velocidad. Esto se puede describir mediante:

${\displaystyle SNR_{v}={\frac {\pi }{\sqrt {2}}}{\frac {v}{v_{enc}}}SNR}$

dónde${\displaystyle SNR}$es la relación señal-ruido de la imagen (que depende del campo magnético del escáner, el volumen del vóxel y el tiempo de adquisición del escaneo).

Por ejemplo, establecer un 'bajo'${\displaystyle v_{enc}}$(por debajo de la velocidad máxima esperada en el escaneo) permitirá una mejor visualización de velocidades más lentas (mejor SNR), pero cualquier velocidad más alta se convertirá en un valor incorrecto. Establecer un valor 'alto'${\displaystyle v_{enc}}$(por encima de la velocidad máxima esperada en el escaneo) permitirá la cuantificación adecuada de la velocidad, pero el mayor rango dinámico ocultará las características de velocidad más pequeñas, además de disminuir la relación señal/ruido. Por lo tanto, la configuración de${\displaystyle v_{enc}}$dependerá de la aplicación y se debe tener cuidado en la selección. Para permitir una cuantificación adecuada de la velocidad, especialmente en aplicaciones clínicas donde el rango dinámico de velocidad del flujo es alto (por ejemplo, velocidades del flujo sanguíneo en vasos a través de la cavidad toracoabdominal), se ha desarrollado un método de PC-MRI de doble eco (DEPC) con codificación de velocidad dual en el mismo tiempo de repetición. ^{[ 5 ]} El método DEPC no solo permite una cuantificación adecuada de la velocidad, sino que también reduce el tiempo total de adquisición (especialmente cuando se aplica a imágenes de flujo 4D) en comparación con un solo eco único.${\displaystyle v_{enc}}$Adquisición de PC-MRI realizada en dos lugares distintos${\displaystyle v_{enc}}$valores.

Para permitir una mayor flexibilidad en la selección${\displaystyle v_{enc}}$, la fase instantánea (desenrollamiento de fase) se puede utilizar para aumentar tanto el rango dinámico como la relación señal/ruido. ^{[ 6 ]}

La resonancia magnética con contraste de fase es una de las principales técnicas de angiografía por resonancia magnética (ARM). Se utiliza para generar imágenes de arterias (y, con menos frecuencia, de 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").

En particular, algunas limitaciones de la PC-MRI son importantes para las velocidades medidas:

• Los efectos de volumen parcial (cuando un vóxel contiene el límite entre materiales estáticos y en movimiento) pueden sobreestimar la fase, lo que da lugar a velocidades inexactas en la interfaz entre materiales o tejidos.
• La dispersión de fase intravoxel (cuando las velocidades dentro de un píxel son heterogéneas o en áreas de flujo turbulento) puede producir una fase resultante que no resuelve con precisión las características del flujo.
• Suponer que la aceleración y los órdenes superiores de movimiento son despreciables puede resultar inexacto dependiendo del campo de flujo.
• Los artefactos de desplazamiento (también conocidos como desalineación y artefactos de flujo oblicuo) ocurren cuando hay una diferencia de tiempo entre la codificación de fase y frecuencia. Estos artefactos son más pronunciados cuando la dirección del flujo está dentro del plano de corte (más prominente en el corazón y la aorta para flujos biológicos) ^{[ 10 ].}

La reconstrucción de proyección isotrópica con muestreo muy reducido (VIPR) es una secuencia de resonancia magnética adquirida radialmente que produce angiografía por resonancia magnética de alta resolución con tiempos de exploración significativamente reducidos y sin necesidad de contener la respiración. ^{[ 11 ]}