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? ] . 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. [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 utilizar para estimar la cantidad de tejido cerebral que se puede salvar mediante trombólisis y/o trombectomía . [1]
Existen tres 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 la resonancia magnética de contraste de susceptibilidad dinámica (DSC-MRI, o simplemente DSC), se inyecta (normalmente por vía intravenosa) un agente de contraste de gadolinio (Gd) 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 de agua cercanos; la disminución correspondiente en la intensidad de la señal observada depende de la concentración local de Gd, que puede considerarse un indicador de la perfusión. Los datos de la serie temporal adquiridos se posprocesan luego 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).
Las imágenes con contraste dinámico (DCE) brindan información sobre las características fisiológicas del tejido, como el transporte de la sangre al tejido y el volumen sanguíneo. Se utilizan normalmente para medir cómo se desplaza un agente de contraste desde 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 atraviesa las membranas de las células ) y a medida que regresa a los vasos sanguíneos. [5] [6]
Los agentes de contraste utilizados para la DCE-MRI suelen estar basados en gadolinio . La interacción con el agente de contraste de gadolinio (Gd) (comúnmente un quelato de iones de gadolinio) hace que el tiempo de relajación de los protones del agua disminuya 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 tomografía por emisión de positrones (PET) , el agente de contraste no se visualiza directamente, sino por un efecto indirecto sobre los protones del agua. El procedimiento común para un examen de DCE-MRI es adquirir una resonancia magnética normal ponderada en T1 (sin gadolinio) y luego se inyecta gadolinio (generalmente como un bolo intravenoso a una dosis de 0,05–0,1 mmol/kg) antes de realizar más exploraciones ponderadas en T1. La DCE-MRI puede adquirirse con o sin pausa para la inyección de contraste y puede tener una resolución temporal variable según la preferencia: la obtención de imágenes más rápidas (menos de 10 s por volumen de imagen) permite la modelización farmacocinética (PK) del agente de contraste, pero puede limitar la posible resolución de la imagen. La resolución temporal más lenta permite obtener imágenes más detalladas, pero puede limitar la interpretación a solo observar 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, una mayor interacción de 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 los tejidos con células sanas o una alta densidad celular, el gadolinio vuelve a entrar en los vasos más rápido, ya que no puede atravesar las membranas celulares. En los tejidos dañados o con una menor densidad celular, el gadolinio permanece en el espacio extracelular durante más tiempo.
El modelado farmacocinético del gadolinio en la DCE-MRI es complejo y requiere la elección de un modelo. Hay una variedad de modelos, que describen la estructura del tejido de forma diferente, incluyendo 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] La DCE-MRI también puede proporcionar parámetros independientes del modelo, como T1 (que técnicamente no es parte de la exploración de contraste y se puede adquirir de forma independiente) y el área (inicial) bajo la curva de gadolinio (IAUGC, a menudo dada con el número de segundos desde la inyección - es decir, IAUGC60), que puede ser más reproducible. [8] La medición precisa de T1 es necesaria para algunos modelos farmacocinéticos, que se pueden estimar a partir de 2 imágenes previas al gadolinio de ángulo de giro del pulso de excitación variable, [9] aunque este método no es intrínsecamente cuantitativo. [10] Algunos modelos requieren el 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 imagen que surge de los espines entrantes (fuera del corte de imagen) que se han invertido o saturado de forma selectiva. Son posibles varios esquemas de ASL, el más simple es la recuperación de inversión alternada de flujo (FAIR), que requiere dos adquisiciones de parámetros idénticos con la excepción de la inversión fuera del corte; la diferencia en las dos imágenes se debe teóricamente solo a los espines entrantes, y puede considerarse un "mapa de perfusión".
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