La resonancia magnética de perfusión o imágenes ponderadas por perfusión ( PWI ) es una exploración de perfusión mediante el uso de una secuencia de resonancia magnética particular [ ¿cuál? ] . Luego, los datos adquiridos se posprocesan para obtener mapas de perfusión con diferentes parámetros, como BV (volumen de sangre), BF (flujo sanguíneo), MTT (tiempo de tránsito medio) y TTP (tiempo hasta el pico).
En el infarto cerebral , la penumbra tiene una perfusión disminuida. [1] Otra secuencia de resonancia magnética, la resonancia magnética ponderada por difusión , estima la cantidad de tejido que ya está necrótico y, por lo tanto, la combinación de esas secuencias se puede usar para estimar la cantidad de tejido cerebral que se puede salvar mediante trombólisis y/o trombectomía . [1]
Existen 3 técnicas principales para la resonancia magnética de perfusión:
También se puede argumentar que los modelos de resonancia magnética de difusión, como el movimiento incoherente intravoxel , también intentan capturar la perfusión.
En las imágenes de resonancia magnética con contraste de susceptibilidad dinámica (DSC-MRI, o simplemente DSC), se inyecta un agente de contraste de gadolinio (Gd) (generalmente por vía intravenosa) y se adquiere una serie temporal de imágenes rápidas ponderadas en T2* . A medida que el gadolinio pasa a través de los tejidos, induce una reducción de T2* en los protones del agua cercanos; la correspondiente disminución en la intensidad de la señal observada depende de la concentración local de Gd, que puede considerarse un indicador de la perfusión. Luego, los datos de series de tiempo adquiridos se posprocesan para obtener mapas de perfusión con diferentes parámetros, como BV (volumen de sangre), BF (flujo sanguíneo), MTT (tiempo de tránsito medio) y TTP (tiempo hasta el pico).
Las imágenes con contraste dinámico mejorado (DCE) brindan información sobre las características fisiológicas del tejido, como el transporte de sangre a tejido y el volumen sanguíneo. Por lo general, se usa para medir cómo un agente de contraste pasa de la sangre al tejido. La concentración del agente de contraste se mide a medida que pasa de los vasos sanguíneos al espacio extracelular del tejido (no pasa por las membranas de las células ) y a medida que regresa a los vasos sanguíneos. [5] [6]
Los agentes de contraste utilizados para DCE-MRI suelen estar basados en gadolinio . La interacción con el agente de contraste de gadolinio (Gd) (comúnmente un quelato de ion gadolinio) hace que disminuya el tiempo de relajación de los protones del agua y, por lo tanto, las imágenes adquiridas después de la inyección de gadolinio muestran una señal más alta en las imágenes ponderadas en T1, lo que indica la presencia del agente. Es importante señalar que, a diferencia de algunas técnicas como la PET , la imagen del agente de contraste no se visualiza directamente, sino mediante un efecto indirecto sobre los protones del agua. El procedimiento común para un examen DCE-MRI es realizar una resonancia magnética ponderada en T1 regular (sin gadolinio) y luego se inyecta gadolinio (generalmente como un bolo intravenoso en una dosis de 0,05 a 0,1 mmol/kg) antes de realizar más pruebas T1. -escaneo ponderado. DCE-MRI se puede adquirir con o sin una pausa para la inyección de contraste y puede tener una resolución temporal variable según las preferencias: las imágenes más rápidas (menos de 10 s por volumen de imágenes) permiten el modelado farmacocinético (PK) del agente de contraste, pero pueden limitar la posible resolución de la imagen. Una resolución temporal más lenta permite imágenes más detalladas, pero puede limitar la interpretación a observar únicamente la forma de la curva de intensidad de la señal. En general, el aumento persistente de la intensidad de la señal (que corresponde a una disminución de T1 y, por lo tanto, a un aumento de la interacción con Gd) en un vóxel de imagen DCE-MRI indica vasos sanguíneos permeables característicos del tejido tumoral, donde el Gd se ha filtrado al espacio extracelular extravascular. En tejidos con células sanas o con una alta densidad celular, el gadolinio vuelve a entrar en los vasos más rápidamente ya que no puede atravesar las membranas celulares. En tejidos dañados o con menor densidad celular, el gadolinio permanece más tiempo en el espacio extracelular.
El modelado farmacocinético de gadolinio en DCE-MRI es complejo y requiere elegir un modelo. Existe una variedad de modelos que describen la estructura del tejido de manera diferente, incluido el tamaño y la estructura de la fracción plasmática, el espacio extracelular extravascular y los parámetros resultantes relacionados con la permeabilidad, el área de superficie y las constantes de transferencia. [7] DCE-MRI también puede proporcionar parámetros independientes del modelo, como T1 (que técnicamente no es parte de la exploración de contraste y puede adquirirse de forma independiente) y el área (inicial) bajo la curva de gadolinio (IAUGC, que a menudo se proporciona con un número de segundos desde la inyección, es decir, IAUGC60), que puede ser más reproducible. [8] Se requiere una medición precisa de T1 para algunos modelos farmacocinéticos, que se pueden estimar a partir de 2 imágenes previas a gadolinio de ángulo de inversión del pulso de excitación variable, [9] aunque este método no es intrínsecamente cuantitativo. [10] Algunos modelos requieren conocimiento de la función de entrada arterial, que puede medirse por paciente o tomarse como una función poblacional de la literatura, y puede ser una variable importante para el modelado. [11]
El etiquetado de espín arterial (ASL) tiene la ventaja de no depender de un agente de contraste inyectado, sino que infiere la perfusión a partir de una caída en la señal observada en el corte de imágenes que surge de los espines entrantes (fuera del corte de imágenes) que se han invertido o saturado selectivamente. Son posibles varios esquemas ASL, siendo el más simple la recuperación de inversión alterna de flujo (FAIR), que requiere dos adquisiciones de parámetros idénticos con la excepción de la inversión fuera del segmento; En teoría, la diferencia entre las dos imágenes se debe únicamente a los espines entrantes y puede considerarse un "mapa de perfusión".
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