Resonancia magnética con contraste de fase

Imágenes por resonancia magnética para determinar velocidades de flujo

La resonancia magnética de contraste de fase ( PC-MRI ) es un tipo específico de resonancia magnética que se utiliza principalmente para determinar las velocidades de flujo . 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, proporciona un medio de obtención de imágenes en 4D (tres dimensiones espaciales más el tiempo). ^[2]

Cómo funciona

Los átomos con un número impar de protones o neutrones tienen un momento de giro angular alineado aleatoriamente. Cuando se colocan en un campo magnético fuerte , algunos de estos espines se alinean con el eje del campo externo, lo que provoca una magnetización neta " longitudinal ". Estos espines precesan alrededor del eje del campo externo a una frecuencia proporcional a la fuerza de ese campo. Luego, se agrega energía al sistema a través de un pulso de radiofrecuencia (RF) para "excitar" los espines, cambiando el eje sobre el que precesan los espines. Estos espines pueden luego observarse mediante bobinas receptoras ( bobinas de radiofrecuencia ) utilizando la ley de inducción de Faraday . Diferentes tejidos responden a la energía agregada de diferentes maneras, y los parámetros de imagen se pueden ajustar para resaltar los tejidos deseados.

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

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

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

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

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

Si solo consideramos los espines estáticos y los espines en la dirección x, podemos reescribir la ecuación para el cambio 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 fase a:

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

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

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:

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

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

El cambio de fase se mide y se convierte en velocidad según la siguiente ecuación:

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

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

La elección de define el rango de velocidades visibles, conocido como " rango dinámico ". Una elección de un valor inferior a la velocidad máxima en el corte inducirá un efecto de alias en la imagen, en el que una velocidad apenas superior a la indicada se calculará incorrectamente como si se moviera en la dirección opuesta. Sin embargo, existe una compensación directa entre la velocidad máxima que se puede codificar y la relación señal/ruido de las mediciones de velocidad. Esto se puede describir de la siguiente manera: ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$

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

donde 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). ${\displaystyle SNR}$

Por ejemplo, establecer un valor "bajo" (por debajo de la velocidad máxima esperada en la exploración) permitirá una mejor visualización de velocidades más lentas (mejor relación señal/ruido), pero cualquier velocidad más alta se traducirá en un valor incorrecto. Establecer un valor "alto" (por encima de la velocidad máxima esperada en la exploración) permitirá la cuantificación adecuada de la velocidad, pero el rango dinámico más grande oscurecerá las características de velocidad más pequeñas y disminuirá la relación señal/ruido. Por lo tanto, la configuración dependerá de la aplicación y se debe tener cuidado en la selección. Para permitir aún más 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 los vasos a lo largo de la cavidad toracoabdominal), se ha desarrollado un método 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 una adquisición PC-MRI de un solo eco realizada en dos valores separados. ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$ ${\displaystyle v_{enc}}$

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

Métodos de codificación

Cuando cada dimensión de velocidad se calcula en función de las adquisiciones de gradientes aplicados de forma opuesta, esto se conoce como método de seis puntos. Sin embargo, también se utilizan métodos más eficientes. Aquí se describen dos:

Método simple de cuatro puntos

Se utilizan cuatro conjuntos de gradientes de codificación. El primero es una referencia y aplica un momento negativo en , , y . El siguiente aplica un momento positivo en , y un momento negativo en y . El tercero aplica un momento positivo en , y un momento negativo en y . Y el último aplica un momento positivo en , y un momento negativo en y . ^[7] Luego, las velocidades se pueden resolver en función de la información de fase de las codificaciones de fase correspondientes de la siguiente manera: ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{x}={\frac {\phi _{x}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{y}={\frac {\phi _{y}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{z}={\frac {\phi _{z}-\phi _{0}}{\gamma \Delta M_{1}}}}$

Método equilibrado de los cuatro puntos

El método de cuatro puntos balanceado también incluye cuatro conjuntos de gradientes de codificación. El primero es el mismo que en el método simple de cuatro puntos con gradientes negativos aplicados en todas las direcciones. El segundo tiene un momento negativo en , y un momento positivo en y . El tercero tiene un momento negativo en , y un momento positivo en y . El último tiene un momento negativo en y un momento positivo en y . ^[8] Esto nos da el siguiente sistema de ecuaciones: ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle y}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle z}$ ${\displaystyle x}$ ${\displaystyle y}$

${\displaystyle \phi _{2}-\phi _{1}=\phi _{x}+\phi _{y}}$

${\displaystyle \phi _{3}-\phi _{1}=\phi _{x}+\phi _{z}}$

${\displaystyle \phi _{4}-\phi _{1}=\phi _{y}+\phi _{z}}$

Luego se pueden calcular las velocidades:

${\displaystyle {\hat {v}}_{x}={\frac {-\phi _{1}+\phi _{2}+\phi _{3}-\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{y}={\frac {-\phi _{1}+\phi _{2}-\phi _{3}+\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

${\displaystyle {\hat {v}}_{z}={\frac {-\phi _{1}-\phi _{2}+\phi _{3}+\phi _{4}}{2\gamma \Delta M_{1}}}}$

Gating cardíaco y respiratorio retrospectivo

Para la obtención de imágenes médicas , con el fin de obtener exploraciones de alta resolución en el espacio y tiempo 3D sin artefactos de movimiento del corazón o los pulmones , se emplean la sincronización cardíaca retrospectiva y la compensación respiratoria . Comenzando con la sincronización cardíaca, la señal de ECG del paciente se registra durante todo el proceso de obtención de imágenes. De manera similar, los patrones respiratorios del paciente se pueden rastrear durante toda la exploración. Después de la exploración, los datos recopilados continuamente en el espacio k (espacio de imagen temporal) se pueden asignar en consecuencia para que coincidan con el tiempo del latido del corazón y el movimiento pulmonar del paciente. Esto significa que estas exploraciones se promedian cardíacamente, por lo que las velocidades sanguíneas medidas son un promedio de varios ciclos cardíacos. ^[9]

Aplicaciones

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 las arterias (y con menos frecuencia de las venas) con el fin de evaluar si presentan estenosis (estrechamiento anormal), oclusiones , aneurismas (dilatación de las paredes de los vasos, con riesgo de ruptura) u otras anomalías. La ARM se utiliza 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 suele denominar "run-off").

Limitaciones

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 sobrestimar la fase, lo que genera 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 las características del flujo con precisión.
• Suponer que la aceleración y los órdenes superiores de movimiento son insignificantes puede ser inexacto dependiendo del campo de flujo.
• Los artefactos de desplazamiento (también conocidos como artefactos de registro erróneo y artefactos de flujo oblicuo) ocurren cuando hay una diferencia de tiempo entre la codificación de fase y frecuencia. Estos artefactos son más intensos cuando la dirección del flujo está dentro del plano de corte (más prominente en el corazón y la aorta para los flujos biológicos) ^[10]

Reconstrucción de proyección isotrópica (VIPR) con un muestreo muy insuficiente

Una reconstrucción de proyección isotrópica muy submuestreada (VIPR) es una secuencia de resonancia magnética adquirida radialmente que da como resultado una ARM de alta resolución con tiempos de exploración significativamente reducidos y sin necesidad de contener la respiración. ^[11]

Referencias

1. Hartung, Michael P; Grist, Thomas M; François, Christopher J (2011). "Angiografía por resonancia magnética: estado actual y direcciones futuras". Revista de Resonancia Magnética Cardiovascular . 13 (1): 19. doi : 10.1186/1532-429X-13-19 . ISSN  1532-429X. PMC  3060856 . PMID  21388544.(CC-BY-2.0)
2. Stankovic, Zoran; Allen, Bradley D.; Garcia, Julio; Jarvis, Kelly B.; Markl, Michael (2014). "Imágenes de flujo 4D con resonancia magnética". Diagnóstico y terapia cardiovascular . 4 (2): 173–192. doi :10.3978/j.issn.2223-3652.2014.01.02. PMC 3996243 . PMID  24834414. 
3. Elkins, C.; Alley, MT (2007). "Velocimetría por resonancia magnética: aplicaciones de la resonancia magnética en la medición del movimiento de fluidos". Experimentos en fluidos . 43 (6): 823. Bibcode :2007ExFl...43..823E. doi :10.1007/s00348-007-0383-2. S2CID  121958168.
4. Taylor, Charles A.; Draney, Mary T. (2004). "Métodos experimentales y computacionales en mecánica de fluidos cardiovasculares". Revisión anual de mecánica de fluidos . 36 : 197–231. Código Bibliográfico :2004AnRFM..36..197T. doi :10.1146/annurev.fluid.36.050802.121944.
5. Ajala, Afis; Zhang, Jiming; Pednekar, Amol; Buko, Erick; Wang, Luning; Cheong, Benjamin; Hor, Pei-Herng; Muthupillai, Raja (2020). "Flujo de la válvula mitral y movimiento miocárdico evaluados con resonancia magnética cardíaca de doble velocidad y doble eco". Radiología: imágenes cardiotorácicas . 3 (2): e190126. doi :10.1148/ryct.2020190126. PMC 7977974 . PMID  33778578. 
6. Salfitya, MF; Huntleya, JM; Gravesb, MJ; Marklundc, O.; Cusackd, R.; Beauregardd, DA (2006). "Extensión del rango dinámico de imágenes de velocidad por resonancia magnética de contraste de fase utilizando algoritmos avanzados de desenrollado de fase de dimensiones superiores". Journal of the Royal Society Interface . 3 (8): 415–427. doi :10.1098/rsif.2005.0096. PMC 1578755 . PMID  16849270. 
7. Pelc, Norbert J.; Bernstein, Matt A.; Shimakawa, Ann; Glover, Gary H. (1991). "Estrategias de codificación para imágenes de flujo por RM con contraste de fase en tres direcciones". Journal of Magnetic Resonance Imaging . 1 (4): 405–413. doi :10.1002/jmri.1880010404. PMID  1790362. S2CID  3000911.
8. Pelc, Norbert J.; Bernstein, Matt A.; Shimakawa, Ann; Glover, Gary H. (1991). "Estrategias de codificación para imágenes de flujo por RM con contraste de fase en tres direcciones". Journal of Magnetic Resonance Imaging . 1 (4): 405–413. doi :10.1002/jmri.1880010404. PMID  1790362. S2CID  3000911.
9. Lotz, Joachim; Meier, Christian; Leppert, Andreas; Galanski, Michael (2002). "Medición del flujo cardiovascular con imágenes por resonancia magnética de contraste de fase: hechos básicos e implementación 1". Radiographics . 22 (3): 651–671. doi :10.1148/radiographics.22.3.g02ma11651. PMID  12006694.
10. Petersson, Sven; Dyverfeldt, Petter; Gardhagen, Roland; Karlsson, Matts; Ebbers, Tino (2010). "Simulación de resonancia magnética de contraste de fases de flujo turbulento". Resonancia Magnética en Medicina . 64 (4): 1039-1046. doi : 10.1002/mrm.22494 . PMID  20574963.
11. Página 602 en: Hersh Chandarana (2015). Imágenes por resonancia magnética avanzadas en la práctica clínica, un número de Radiologic Clinics of North America . Vol. 53. Elsevier Health Sciences. ISBN 9780323376181.