Secuencia de pulsos de resonancia magnética

Una secuencia de pulsos de MRI en imágenes por resonancia magnética (MRI) es una configuración particular de secuencias de pulsos y gradientes de campo pulsado , lo que da como resultado una apariencia de imagen particular. ^[1]

Una resonancia magnética multiparamétrica es una combinación de dos o más secuencias y/o la inclusión de otras configuraciones de resonancia magnética especializadas, como la espectroscopia . ^{[2] [3]}

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Esta tabla no incluye secuencias poco comunes y experimentales .

Grupo	Secuencia	Abr.	Física	Principales distinciones clínicas	Ejemplo
Eco de giro	Ponderado en T1	T1	Medición de la relajación espín-red mediante el uso de un tiempo de repetición corto (TR) y un tiempo de eco (TE).	Señal más baja para mayor contenido de agua, [4] como en edema , tumor , infarto , inflamación , infección , hemorragia hiperaguda o crónica . [5] Señal alta para grasa [4] [5] Señal alta para sustancias paramagnéticas , como los agentes de contraste de MRI [5] Fundamento estándar y comparación con otras secuencias
	Ponderado en T2	T2	Medición de la relajación espín-espín mediante tiempos TR y TE largos	Señal más alta para mayor contenido de agua [4] Señal baja para la grasa [4] − Tenga en cuenta que esto solo se aplica a las secuencias Spin Echo (SE) estándar y no a la secuencia Fast Spin Echo (FSE) más moderna (también conocida como Turbo Spin Echo, TSE), que es la técnica más utilizada en la actualidad. En FSE/TSE, la grasa tendrá una señal alta. [6] Señal baja para sustancias paramagnéticas [5] Fundamento estándar y comparación con otras secuencias
	Densidad de protones ponderada	PD	TR largo (para reducir T1) y TE corto (para minimizar T2). [7]	Enfermedades y lesiones articulares. [8] Señal alta por desgarros de menisco . [9] (en la imagen)
Eco de gradiente (GRE)	Precesión libre en estado estacionario	SFP-S	Mantenimiento de una magnetización transversal residual constante a lo largo de ciclos sucesivos. [10]	Creación de vídeos de resonancia magnética cardíaca (en la imagen). [10]
	T2 efectivo o "T2-estrella"	T2*	Eco de gradiente deteriorado (GRE) con un tiempo de eco largo y un ángulo de giro pequeño [11]	Baja señal de depósitos de hemosiderina (en la imagen) y hemorragias. [11]
	Ponderada por susceptibilidad	ISL	Eco de gradiente alterado recuperado (GRE), flujo totalmente compensado, tiempo de eco largo, combina imagen de fase con imagen de magnitud [12]	Detección de pequeñas cantidades de hemorragia ( lesión axonal difusa en la imagen) o calcio. [12]
Recuperación de inversión	Recuperación de inversión de tau corta	REMOVER	Supresión de grasa mediante el establecimiento de un tiempo de inversión donde la señal de grasa es cero. [13]	Señal alta en caso de edema , como en una fractura por estrés más grave . [14] Periostitis tibial en la imagen:
	Recuperación de inversión atenuada por fluido	INSTINTO	Supresión de fluidos mediante el establecimiento de un tiempo de inversión que anula los fluidos.	Señal alta en infarto lacunar , placas de esclerosis múltiple (EM) , hemorragia subaracnoidea y meningitis (en la imagen). [15]
	Recuperación de doble inversión	Dirección	Supresión simultánea del líquido cefalorraquídeo y de la sustancia blanca mediante dos tiempos de inversión. [16]	Señal alta de las placas de esclerosis múltiple (en la imagen). [16]
Ponderación de difusión ( DWI )	Convencional	Conducir en estado de ebriedad (DWI)	Medida del movimiento browniano de las moléculas de agua. [17]	Señal alta a los pocos minutos del infarto cerebral (en la imagen). [18]
	Coeficiente de difusión aparente	Conductor adverso	Se redujo la ponderación T2 al tomar múltiples imágenes DWI convencionales con diferente ponderación DWI, y el cambio corresponde a la difusión. [19]	Minutos de baja señal después del infarto cerebral (en la imagen). [20]
	Tensor de difusión	DTI	Principalmente tractografía (en la imagen) por un mayor movimiento browniano general de las moléculas de agua en las direcciones de las fibras nerviosas. [21]	Evaluación de la deformación de la sustancia blanca por tumores [21] La anisotropía fraccional reducida puede indicar demencia . [22]
Perfusión ponderada ( PWI )	Contraste de susceptibilidad dinámica	DSC	Mide los cambios a lo largo del tiempo en la pérdida de señal inducida por susceptibilidad debido a la inyección de contraste de gadolinio . [23]	Proporciona mediciones del flujo sanguíneo. En el infarto cerebral , el núcleo infartado y la penumbra tienen una perfusión disminuida y una llegada tardía del contraste (en la imagen). [24]
	Marcado de espín arterial	Lenguaje de señas americano	Marcaje magnético de la sangre arterial debajo de la placa de imagen, que posteriormente ingresa a la región de interés. [25] No necesita contraste de gadolinio. [26]
	Contraste dinámico mejorado	DCE	Mide los cambios a lo largo del tiempo en el acortamiento de la relajación spin-lattice (T1) inducida por un bolo de contraste de gadolinio . [27]	La captación más rápida del contraste Gd junto con otras características es indicativa de malignidad (en la imagen). [28]
Resonancia magnética funcional ( fMRI )	Imágenes dependientes del nivel de oxígeno en sangre	ATREVIDO	Los cambios en el magnetismo de la hemoglobina dependiente de la saturación de oxígeno reflejan la actividad tisular. [29]	Localización de la actividad cerebral al realizar una tarea asignada (por ejemplo, hablar, mover los dedos) antes de la cirugía, también se utiliza en la investigación de la cognición. [30]
Angiografía por resonancia magnética ( ARM ) y venografía	Tiempo de vuelo	Todo el día	La sangre que ingresa al área fotografiada aún no está saturada magnéticamente , lo que le otorga una señal mucho más alta cuando se utiliza un tiempo de eco corto y compensación de flujo.	Detección de aneurisma , estenosis o disección [31]
	Imágenes por resonancia magnética con contraste de fases	PC-MRA	Se utilizan dos gradientes con magnitud igual, pero dirección opuesta, para codificar un cambio de fase, que es proporcional a la velocidad de los espines . [32]	Detección de aneurisma , estenosis o disección (en la imagen). [31]	( VIPR )

Cada tejido vuelve a su estado de equilibrio después de la excitación por los procesos de relajación independientes de T1 ( spin-lattice ; es decir, magnetización en la misma dirección que el campo magnético estático) y T2 ( spin-spin ; 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 modificando el tiempo de repetición (TR). Esta ponderación de la imagen es útil para evaluar la corteza cerebral, identificar tejido graso, caracterizar lesiones hepáticas focales y, en general, obtener información morfológica, así como para la obtención de imágenes poscontraste .Para crear una imagen ponderada en T2, se permite que la magnetización disminuya antes de medir la señal de RM modificando el tiempo de eco (TE). Esta ponderación de la imagen es útil para detectar edemas e inflamaciones, revelar lesiones de la sustancia blanca y evaluar la anatomía zonal en la próstata y el útero .

La representación estándar de las imágenes de resonancia magnética consiste en representar las características del fluido 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 con un tiempo de repetición (TR) largo y un tiempo de eco (TE) corto. ^[36] En las imágenes del cerebro, esta secuencia tiene una distinción más pronunciada entre la materia gris (brillante) y la materia blanca (gris más oscuro), pero con poco contraste entre el cerebro y el LCR. ^[36] Es muy útil para la detección de artropatías y lesiones. ^[37]

Una secuencia de eco de gradiente no utiliza un pulso de RF de 180 grados para hacer que los espines de las partículas sean coherentes. En cambio, utiliza gradientes magnéticos para manipular los espines, lo que permite que los espines se desfasen y vuelvan a fasear cuando sea necesario. Después de un pulso de excitación, los espines se desfasan, no se produce señal porque los espines no son coherentes. Cuando los espines se vuelven a fasear, 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. Después de que se forma el eco, quedan algunas magnetizaciones transversales. La manipulación de gradientes durante este tiempo producirá imágenes con diferente contraste. Hay tres métodos principales de manipulación del contraste en esta etapa, a saber, la precesión libre de estado estable (SSFP) que no estropea la magnetización transversal restante, sino que intenta recuperarla (produciendo así imágenes ponderadas en T2); la secuencia con gradiente de spoiler que promedia las magnetizaciones transversales (produciendo así imágenes ponderadas en T1 y T2 mixtas), y spoiler de RF que varía las fases del pulso de RF para eliminar la magnetización transversal, produciendo así imágenes ponderadas en T1 puras. ^[39]

A modo de comparación, el tiempo de repetición de una secuencia de eco de gradiente es del orden de 3 milisegundos, frente a los 30 ms de una secuencia de eco de espín. ^{[ cita requerida ]}

La recuperación de inversión es una secuencia de resonancia magnética que proporciona un alto contraste entre el tejido y la lesión. Se puede utilizar para proporcionar imágenes con alta ponderación en T1 y T2, 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 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 manera aleatoria de acuerdo con 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 cruzar la membrana de mielina . Por lo tanto, la molécula se mueve principalmente a lo largo del eje de la fibra neuronal. Si se sabe que las moléculas en un vóxel particular se 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 la imagen por tensor de difusión (ITD) ^[43] permite medir la difusión en múltiples direcciones y calcular la anisotropía fraccional en cada dirección para cada vóxel. Esto permite a los investigadores hacer mapas cerebrales de las direcciones de las fibras para examinar la conectividad de diferentes regiones del cerebro (usando tractografía ) o para examinar áreas de degeneración neuronal y desmielinización en enfermedades como la esclerosis múltiple.

Otra aplicación de la resonancia magnética de difusión es la obtención de imágenes ponderadas por difusión (DWI). Después de un accidente cerebrovascular isquémico , la DWI es muy sensible a los cambios que se producen 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 DWI. El realce de la DWI aparece entre 5 y 10 minutos después del inicio de los síntomas del accidente cerebrovascular (en comparación con la tomografía computarizada , que a menudo no detecta cambios de infarto agudo hasta 4 o 6 horas después) y permanece hasta dos semanas. Junto con la obtención de imágenes de la perfusión cerebral, los investigadores pueden destacar regiones de "desajuste de perfusión/difusión" que pueden indicar regiones capaces de salvarse mediante terapia de reperfusión.

Al igual que muchas otras aplicaciones especializadas, esta técnica suele ir acompañada de una secuencia de adquisición de imágenes rápida, como la secuencia de imágenes ecoplanares .

La obtención de imágenes ponderadas por perfusión (PWI) se realiza mediante tres técnicas principales:

• Contraste de susceptibilidad dinámica (DSC): se inyecta contraste de gadolinio y la obtención de imágenes rápidas repetidas (generalmente eco de gradiente ecoplanar ponderado en T2 ) cuantifica la pérdida de señal inducida por la susceptibilidad. ^[45]
• Contraste dinámico mejorado (DCE): mide el acortamiento de la relajación spin-lattice (T1) inducida por un bolo de contraste de gadolinio . ^[46]
• Marcaje de espín arterial (ASL): Marcaje magnético de la sangre arterial debajo de la placa de imágenes, sin necesidad de contraste de gadolinio. ^[47]

Los datos 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).

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 utilizar para estimar la cantidad de tejido cerebral que se puede salvar mediante trombolisis 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 un 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 2-3 segundos). Los aumentos en la actividad neuronal provocan cambios en la señal de RM a través de T^*
₂cambios; ^[50] este mecanismo se conoce como el efecto BOLD ( dependiente del nivel de oxígeno en la sangre ). El aumento de la actividad neuronal provoca un aumento de la demanda de oxígeno, y el sistema vascular en realidad sobrecompensa esto, 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 neuronal.

Aunque el análisis de la señal BOLD es el método más común empleado para los estudios de neurociencia en sujetos humanos, la naturaleza flexible de la resonancia magnética proporciona medios para sensibilizar la señal a otros aspectos del suministro de sangre. Las técnicas alternativas emplean el etiquetado de espín arterial (ASL) o la ponderación de la señal de resonancia magnética por flujo sanguíneo cerebral (CBF) y volumen sanguíneo cerebral (CBV). El método CBV requiere la inyección de una clase de agentes de contraste de resonancia magnética que ahora se encuentran en ensayos clínicos en humanos. Debido a que este método ha demostrado ser mucho más sensible que la técnica BOLD en estudios preclínicos, puede ampliar potencialmente el papel de la fMRI en aplicaciones clínicas. El método CBF proporciona más información cuantitativa que la señal BOLD, aunque con una pérdida significativa de sensibilidad de detección. ^{[ cita requerida ]}

La angiografía por resonancia magnética ( ARM ) es un grupo de técnicas que se basan en la obtención de imágenes de los vasos sanguíneos. La angiografía por resonancia magnética 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").

La resonancia magnética de contraste de fase (PC-MRI) se utiliza para medir las velocidades del 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 PC-MRI moderna suele tener resolución temporal, también puede denominarse imagen 4-D (tres dimensiones espaciales más tiempo). ^[51]

La obtención de imágenes ponderadas por susceptibilidad (SWI, por sus siglas en inglés) es 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, sin interferencias de radiofrecuencia y totalmente compensada por la velocidad. Esta adquisición de datos y procesamiento de imágenes especiales 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 no se pueden diagnosticar utilizando otros métodos. ^[53]

La transferencia de magnetización (MT) es una técnica para mejorar el contraste de la imagen en ciertas aplicaciones de resonancia magnética.

Los protones ligados están asociados con proteínas y, como tienen una desintegración T2 muy corta, normalmente no contribuyen al contraste de la imagen. Sin embargo, como estos protones tienen un pico de resonancia amplio, pueden ser excitados por un pulso de radiofrecuencia que no tiene efecto sobre los protones libres. Su excitación aumenta el contraste de la imagen mediante la transferencia de espines saturados del grupo ligado 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 la elección de desfases de frecuencia y formas de pulso adecuadas para saturar los espines ligados con suficiente fuerza, dentro de los límites de seguridad de la tasa de absorción específica para la resonancia magnética. ^[54]

El uso más común de esta técnica es para la supresión de la señal de fondo en la angiografía por resonancia magnética de 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 grasa es útil, por ejemplo, para distinguir la inflamación activa en los intestinos de la deposición de grasa, como la que 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 de eco de espín rápido. ^[58]

Las técnicas para suprimir la grasa en la resonancia magnética incluyen principalmente: ^[59]

• Identificación de la grasa por el desplazamiento químico de sus átomos, provocando diferentes cambios de fase dependientes del tiempo en comparación con el agua.
• Saturación selectiva de frecuencia del pico espectral de grasa mediante un pulso de "saturación de grasa" antes de la obtención de la imagen.
• Recuperación de inversión de tau corta (STIR), un método dependiente de T1
• Presaturación espectral con recuperación de inversión (SPIR)

Este método aprovecha 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 habitualmente en la clínica y/o se encuentran en una fase experimental.

T1 rho (T1ρ) es una secuencia de resonancia magnética experimental que puede utilizarse en imágenes musculoesqueléticas, pero aún no se utiliza de forma generalizada. ^[61]

Las moléculas tienen una energía cinética que es una función de la temperatura y se expresa como movimientos de traslación y rotación, y por colisiones entre moléculas. Los dipolos móviles perturban el campo magnético, pero a menudo son extremadamente rápidos, por lo que el efecto promedio en una escala de tiempo larga puede ser cero. Sin embargo, dependiendo de la escala de tiempo, las interacciones entre los dipolos no siempre se promedian. En el extremo más lento, el tiempo de interacción es efectivamente infinito y ocurre donde hay grandes perturbaciones del 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 dada, y las propiedades del pulso de RF de reenfoque se pueden ajustar para reenfocar más que simplemente el desfase estático. En general, la tasa de decaimiento de un conjunto de espines es una función de los tiempos de interacción y también de la potencia del pulso de RF. Este tipo de decaimiento, que ocurre bajo la influencia de RF, se conoce como T1ρ. Es similar al decaimiento T2 pero con algunas interacciones dipolares más lentas reenfocadas, así como interacciones estáticas, por lo tanto, T1ρ≥T2. ^[62]

• Las secuencias de recuperación de saturación rara vez se utilizan, pero pueden medir el tiempo de relajación de espín-red (T1) más rápidamente que una secuencia de pulsos de recuperación de inversión. ^[63]
• La codificación de difusión de doble oscilación (DODE) y la codificación de doble difusión (DDE) son formas específicas de imágenes de difusión por resonancia magnética, que se pueden utilizar para medir los diámetros y las longitudes de los poros de los axones . ^[64]