Una secuencia de pulsos de resonancia magnética (MRI) es una configuración particular de secuencias de pulsos y gradientes de campo pulsado , que dan como resultado una apariencia de imagen particular. [1]
Una resonancia magnética multiparamétrica es una combinación de dos o más secuencias y/o incluye otras configuraciones de resonancia magnética especializadas, como la espectroscopia . [2] [3]
Esta tabla no incluye secuencias poco comunes y experimentales .
Cada tejido vuelve a su estado de equilibrio después de la excitación mediante los procesos de relajación independientes de T1 ( espín-retículo ; 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 cambiando el tiempo de repetición (TR). Esta ponderación de imágenes es útil para evaluar la corteza cerebral, identificar tejido adiposo, caracterizar lesiones hepáticas focales y, en general, obtener información morfológica, así como para imágenes poscontraste .Para crear una imagen ponderada en T2, se permite que la magnetización decaiga antes de medir la señal de RM cambiando el tiempo de eco (TE). Esta ponderación de imágenes es útil para detectar edema e inflamación, revelar lesiones de la sustancia blanca y evaluar la anatomía zonal de la próstata y el útero .
La visualización estándar de las imágenes de resonancia magnética es representar las características de los fluidos en imágenes en blanco y negro , donde los diferentes tejidos aparecen de la siguiente manera:
Las imágenes ponderadas por densidad de protones (PD) se crean teniendo un tiempo de repetición largo (TR) y un tiempo de eco corto (TE). [36] En imágenes del cerebro, esta secuencia tiene una distinción más pronunciada entre materia gris (brillante) y materia blanca (gris más oscuro), pero con poco contraste entre el cerebro y el LCR. [36] Es muy útil para la detección de artropatía y lesiones. [37]
Una secuencia de eco de gradiente no utiliza un pulso de RF de 180 grados para hacer coherentes los espines de las partículas. En su lugar, utiliza gradientes magnéticos para manipular los espines, permitiendo que los espines se desfasen y se refasen cuando sea necesario. Después de un pulso de excitación, los espines se desfasan y no se produce ninguna señal porque los espines no son coherentes. Cuando los espines se cambian de fase, 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, adquirir imágenes en poco tiempo. Una vez formado el eco, quedan algunas magnetizaciones transversales. La manipulación de 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 estropea la magnetización transversal restante, pero intenta recuperarla (produciendo así imágenes ponderadas en T2); la secuencia con gradiente de spoiler que promedia las magnetizaciones transversales (produciendo así imágenes mixtas ponderadas en T1 y T2), y spoiler de RF que varía las fases del pulso de RF para eliminar la magnetización transversal, produciendo así imágenes puras ponderadas en T1. [39]
A efectos de comparación, el tiempo de repetición de una secuencia de eco de gradiente es del orden de 3 milisegundos, frente a aproximadamente 30 ms de una secuencia de eco de espín. [ cita necesaria ]
La recuperación por inversión es una secuencia de resonancia magnética que proporciona un alto contraste entre el tejido y la lesión. Se puede utilizar para proporcionar una imagen ponderada en T1 alta, una imagen ponderada en T2 alta y para suprimir las señales de la grasa, la sangre o el líquido cefalorraquídeo (LCR). [40]
La resonancia magnética de difusión mide la difusión de moléculas de agua en los 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 materia 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 el flujo laminar , la difusión puede ser anisotrópica . Por ejemplo, una molécula dentro del axón de una neurona tiene una baja probabilidad de atravesar la membrana de mielina . Por 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 difunden principalmente en una dirección, se puede suponer que la mayoría de las fibras en esta área son paralelas a esa dirección.
El reciente desarrollo de imágenes con 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 las direcciones de las fibras para examinar la conectividad de diferentes regiones del cerebro (mediante tractografía ) o examinar áreas de degeneración neuronal y desmielinización en enfermedades como la esclerosis múltiple.
Otra aplicación de la resonancia magnética por difusión son las imágenes ponderadas por difusión (DWI). Después de un accidente cerebrovascular isquémico , DWI es muy sensible a los cambios que ocurren en la lesión. [44] Se especula que el aumento de la restricción (barreras) a la difusión del agua, como resultado del edema citotóxico (hinchazón celular), es responsable del aumento de la señal en una exploración de DWI. El realce de DWI aparece dentro de los 5 a 10 minutos posteriores al inicio de los síntomas del accidente cerebrovascular (en comparación con la tomografía computarizada , que a menudo no detecta cambios del infarto agudo hasta por 4 a 6 horas) y permanece por hasta dos semanas. Junto con las imágenes de la perfusión cerebral, los investigadores pueden resaltar regiones de "desajuste de perfusión/difusión" que pueden indicar regiones capaces de salvarse mediante la terapia de reperfusión.
Como muchas otras aplicaciones especializadas, esta técnica suele combinarse con una secuencia rápida de adquisición de imágenes, como la secuencia de imágenes ecoplanares .
Las imágenes ponderadas por perfusión (PWI) se realizan mediante 3 técnicas principales:
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. [24] 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 .
La resonancia magnética funcional (fMRI) mide los cambios de señal en el cerebro que se deben a cambios en la actividad neuronal . Se utiliza para comprender cómo responden las diferentes partes del cerebro a estímulos externos o actividad pasiva en estado de reposo, y tiene aplicaciones en la investigación conductual y cognitiva , y en la planificación de la neurocirugía de áreas cerebrales elocuentes . [48] [49] Los investigadores utilizan métodos estadísticos para construir un mapa paramétrico tridimensional 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 más baja pero con una resolución temporal más alta (normalmente una vez cada 2 a 3 segundos). Los aumentos en la actividad neuronal provocan cambios en la señal de resonancia magnética a través de T*
2cambios; [50] este mecanismo se conoce como efecto BOLD ( dependiente del nivel de oxígeno en la sangre ). El aumento de la actividad neuronal provoca una mayor demanda de oxígeno y el sistema vascular en realidad lo compensa en exceso, aumentando la cantidad de hemoglobina oxigenada en relación con la hemoglobina desoxigenada. Debido a que la hemoglobina desoxigenada atenúa la señal de RM, la respuesta vascular conduce a un aumento de la señal que está relacionado con la actividad neuronal. La naturaleza precisa de la relación entre la actividad neuronal y la señal BOLD es un tema de investigación actual. El efecto BOLD también permite la generación de mapas 3D de alta resolución de la vasculatura venosa dentro del tejido neural.
Si bien el análisis de señales BOLD es el método más común empleado para estudios de neurociencia en seres humanos, la naturaleza flexible de las imágenes por resonancia magnética proporciona medios para sensibilizar la señal a otros aspectos del suministro de sangre. Las técnicas alternativas emplean etiquetado de espín arterial (ASL) o ponderación de la señal de resonancia magnética según el flujo sanguíneo cerebral (CBF) y el volumen sanguíneo cerebral (CBV). El método CBV requiere la inyección de una clase de agentes de contraste para resonancia magnética que ahora se encuentran en ensayos clínicos en humanos. Debido a que se ha demostrado que este método es mucho más sensible que la técnica BOLD en estudios preclínicos, podría ampliar potencialmente el papel de la resonancia magnética funcional en aplicaciones clínicas. El método CBF proporciona más información cuantitativa que la señal BOLD, aunque con una pérdida significativa de sensibilidad de detección. [ cita necesaria ]
La angiografía por resonancia magnética ( ARM ) es un grupo de técnicas basadas en la obtención de imágenes de los vasos sanguíneos. La angiografía por resonancia magnética se utiliza para generar imágenes de arterias (y menos comúnmente de venas) con el fin de evaluarlas en busca de estenosis (estrechamiento anormal), oclusiones , aneurismas (dilatación de la pared 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 a menudo se denomina "escorrentía").
La resonancia magnética de contraste de fase (PC-MRI) se utiliza para medir las velocidades de flujo en el cuerpo. Se utiliza principalmente para medir el flujo sanguíneo en el corazón y en todo el cuerpo. La PC-MRI puede considerarse un método de velocimetría por resonancia magnética . Dado que la RM-PC moderna suele resolverse en el tiempo, también se la puede denominar imágenes 4-D (tres dimensiones espaciales más tiempo). [51]
Las imágenes ponderadas por susceptibilidad (SWI) son un nuevo tipo de contraste en la resonancia magnética diferente de las imágenes de densidad de espín, T 1 o T 2 . Este método aprovecha las diferencias de susceptibilidad entre los tejidos y utiliza una ecografía de gradiente 3D de alta resolución, tridimensional, con compensación de velocidad y de alta resolución. Esta adquisición especial de datos y procesamiento de imágenes 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 (accidente cerebrovascular y hemorragia), esclerosis múltiple, [52] Alzheimer y también detecta lesiones cerebrales traumáticas que pueden no diagnosticarse con otros métodos. [53]
La transferencia de magnetización (MT) es una técnica para mejorar el contraste de la imagen en determinadas aplicaciones de resonancia magnética.
Los protones unidos están asociados con proteínas y, como tienen una desintegración T2 muy corta, normalmente no contribuyen al contraste de la imagen. Sin embargo, debido a que estos protones tienen un pico de resonancia amplio, pueden excitarse mediante un pulso de radiofrecuencia que no tiene ningún efecto sobre los protones libres. Su excitación aumenta el contraste de la imagen mediante la transferencia de espines saturados del grupo unido 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 compensaciones de frecuencia y formas de pulso adecuadas para saturar los espines unidos con suficiente fuerza, dentro de los límites de seguridad de la tasa de absorción específica para resonancia magnética. [54]
El uso más común de esta técnica es la supresión de la señal de fondo en la angiografía por resonancia magnética en tiempo de vuelo. [55] También existen aplicaciones en neuroimagen, particularmente en la caracterización de lesiones de la sustancia blanca en la esclerosis múltiple . [56]
La supresión de grasas es útil, por ejemplo, para distinguir la inflamación activa en los intestinos de la deposición de grasas, como puede ser causada por una enfermedad inflamatoria intestinal de larga duración (pero posiblemente inactiva) , pero también 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 rápidas de eco de espín. [58]
Las técnicas para suprimir la grasa en la resonancia magnética incluyen principalmente: [59]
Este método explota las propiedades paramagnéticas de la neuromelanina y puede utilizarse para visualizar la sustancia negra y el locus coeruleus . Se utiliza 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]
Las siguientes secuencias no se utilizan comúnmente en clínica y/o se encuentran en una etapa experimental.
T1 rho (T1ρ) es una secuencia de resonancia magnética experimental que puede usarse en imágenes musculoesqueléticas. Aún no tiene un uso generalizado. [61]
Las moléculas tienen una energía cinética que es función de la temperatura y se expresa en movimientos de traslación, rotación y colisiones entre moléculas. Los dipolos en movimiento perturban el campo magnético, pero a menudo son extremadamente rápidos, de modo que el efecto promedio durante una larga escala de tiempo puede ser cero. Sin embargo, dependiendo de la escala de tiempo, las interacciones entre los dipolos no siempre son iguales. En el extremo más lento, el tiempo de interacción es efectivamente infinito y ocurre cuando hay grandes perturbaciones de campo estacionario (por ejemplo, un implante metálico). En este caso la pérdida de coherencia se describe como un "desfase estático". T2* es una medida de la pérdida de coherencia en un conjunto de espines que incluye todas las interacciones (incluido el desfase estático). T2 es una medida de la pérdida de coherencia que excluye el desfase estático, 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 determinada, y las propiedades del pulso de RF de reenfoque se pueden ajustar para reenfocar algo más que un simple desfase estático. En general, la tasa de caída de un conjunto de espines es función de los tiempos de interacción y también de la potencia del pulso de RF. Este tipo de desintegración, que ocurre bajo la influencia de la RF, se conoce como T1ρ. Es similar a la desintegración de T2 pero con algunas interacciones dipolares más lentas reenfocadas, así como interacciones estáticas, por lo tanto, T1ρ≥T2. [62]