Angiografía por resonancia magnética

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Angiografía por resonancia magnética
MRA de tiempo de vuelo a nivel del polígono de Willis .
Malla	D018810
Código OPS-301	3-808, 3-828
MedlinePlus	007269
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La angiografía por resonancia magnética ( ARM ) es un grupo de técnicas basadas en la resonancia magnética (RM) para obtener 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").

Se pueden utilizar diversas técnicas para generar imágenes de los vasos sanguíneos, tanto arterias como venas , basándose en los efectos del flujo o en el contraste (inherente o generado farmacológicamente). Los métodos de ARM aplicados con más frecuencia implican el uso de agentes de contraste intravenosos , en particular los que contienen gadolinio para acortar el T ₁ de la sangre a unos 250 ms, más corto que el T ₁ de todos los demás tejidos (excepto la grasa). Las secuencias de TR corto producen imágenes brillantes de la sangre. Sin embargo, existen muchas otras técnicas para realizar ARM, y pueden clasificarse en dos grupos generales: métodos "dependientes del flujo" y métodos "independientes del flujo". ^{[ cita requerida ]}

Un grupo de métodos de angiografía por resonancia magnética se basa en el flujo sanguíneo. Estos métodos se denominan angiografía por resonancia magnética dependiente del flujo. Aprovechan el hecho de que la sangre fluye dentro de los vasos para distinguirlos de otros tejidos estáticos. De esa manera, se pueden producir imágenes de la vasculatura. La angiografía por resonancia magnética dependiente del flujo se puede dividir en diferentes categorías: existe la angiografía por resonancia magnética con contraste de fase (PC-MRA), que utiliza diferencias de fase para distinguir la sangre del tejido estático, y la angiografía por resonancia magnética con tiempo de vuelo (TOF MRA), que aprovecha que los espines en movimiento de la sangre experimentan menos pulsos de excitación que el tejido estático, por ejemplo, cuando se obtienen imágenes de un corte fino. ^{[ cita requerida ]}

La angiografía de tiempo de vuelo (TOF) o angiografía de flujo de entrada utiliza un tiempo de eco corto y una compensación de flujo para hacer que la sangre que fluye sea mucho más brillante que el tejido estacionario. A medida que la sangre que fluye ingresa al área que se está visualizando, ha visto un número limitado de pulsos de excitación, por lo que no está saturada, lo que le da una señal mucho más alta que el tejido estacionario saturado. Como este método depende del flujo de sangre, es posible que no se visualicen bien las áreas con flujo lento (como aneurismas grandes) o el flujo que está en el plano de la imagen. Esta técnica se usa con mayor frecuencia en la cabeza y el cuello y brinda imágenes detalladas de alta resolución. También es la técnica más común utilizada para la evaluación angiográfica de rutina de la circulación intracraneal en pacientes con accidente cerebrovascular isquémico. ^[1]

El contraste de fase (PC-MRA) se puede utilizar para codificar la velocidad de la sangre en movimiento en la fase de la señal de resonancia magnética . ^[3] El método más común utilizado para codificar la velocidad es la aplicación de un gradiente bipolar entre el pulso de excitación y la lectura. Un gradiente bipolar está formado por dos lóbulos simétricos de igual área. Se crea activando el gradiente del campo magnético durante un tiempo y luego cambiando el gradiente del campo magnético a la dirección opuesta durante la misma cantidad de tiempo. ^[4] Por definición, el área total (momento 0) de un gradiente bipolar, , es nula:${\displaystyle G_{\text{bip}}}$

${\displaystyle \int G_{\text{bip}}\,dt=0}$(1)

El gradiente bipolar se puede aplicar a lo largo de cualquier eje o combinación de ejes dependiendo de la dirección a lo largo de la cual se medirá el flujo (por ejemplo, x). ^[5] , la fase acumulada durante la aplicación del gradiente es 0 para espines estacionarios: su fase no se ve afectada por la aplicación del gradiente bipolar. Para espines que se mueven con una velocidad constante, , a lo largo de la dirección del gradiente bipolar aplicado:${\displaystyle \Delta \Phi}$$estilo de visualización v_{x}}$

${\displaystyle \Delta \Phi =\gamma v_ {x}\Delta m_ {1}}$(2)

La fase acumulada es proporcional tanto a como al primer momento del gradiente bipolar, , proporcionando así un medio para estimar . es la frecuencia de Larmor de los espines captados en imágenes. Para medir , de la señal de MRI se manipula mediante gradientes bipolares (campos magnéticos variables) que están preestablecidos a una velocidad de flujo máxima esperada. Luego se adquiere una adquisición de imagen que es inversa al gradiente bipolar y se calcula la diferencia de las dos imágenes. Los tejidos estáticos, como los músculos o los huesos, se restarán, sin embargo, los tejidos en movimiento, como la sangre, adquirirán una fase diferente ya que se mueven constantemente a través del gradiente, lo que también da su velocidad del flujo. Dado que el contraste de fase solo puede adquirir flujo en una dirección a la vez, se deben calcular 3 adquisiciones de imágenes separadas en las tres direcciones para dar la imagen completa del flujo. A pesar de la lentitud de este método, la fortaleza de la técnica es que, además de obtener imágenes de la sangre que fluye, se pueden obtener mediciones cuantitativas del flujo sanguíneo.$estilo de visualización v_{x}}$${\displaystyle \Delta m_{1}}$$estilo de visualización v_{x}}$${\estilo de visualización \gamma}$${\displaystyle \Delta \Phi}$

Mientras que la mayoría de las técnicas en ARM se basan en agentes de contraste o en el flujo en la sangre para generar contraste (técnicas de mejora de contraste), también existen métodos independientes del flujo sin mejora de contraste. Estos métodos, como sugiere el nombre, no se basan en el flujo, sino en las diferencias de T ₁ , T ₂ y el desplazamiento químico de los diferentes tejidos del vóxel. Una de las principales ventajas de este tipo de técnicas es que podemos obtener imágenes de las regiones de flujo lento que se encuentran a menudo en pacientes con enfermedades vasculares con mayor facilidad. Además, los métodos sin mejora de contraste no requieren la administración de agente de contraste adicional, que se ha relacionado recientemente con la fibrosis sistémica nefrogénica en pacientes con enfermedad renal crónica e insuficiencia renal .

La angiografía por resonancia magnética con contraste utiliza la inyección de agentes de contraste para resonancia magnética y actualmente es el método más común para realizar una angiografía por resonancia magnética. ^{[2] [6]} El medio de contraste se inyecta en una vena y las imágenes se adquieren antes del contraste y durante el primer paso del agente a través de las arterias. Al restar estas dos adquisiciones en el posprocesamiento, se obtiene una imagen que, en principio, solo muestra los vasos sanguíneos y no el tejido circundante. Siempre que la sincronización sea correcta, esto puede dar como resultado imágenes de muy alta calidad. Una alternativa es utilizar un agente de contraste que no abandone el sistema vascular en unos pocos minutos, como la mayoría de los agentes, sino que permanezca en la circulación hasta una hora (un " agente de acumulación de sangre "). Dado que se dispone de más tiempo para la adquisición de imágenes, es posible obtener imágenes de mayor resolución. Sin embargo, un problema es el hecho de que tanto las arterias como las venas se realzan al mismo tiempo si se requieren imágenes de mayor resolución.

Angiografía por resonancia magnética con contraste y sin sustracción: los recientes avances en la tecnología de la angiografía por resonancia magnética han hecho posible la creación de imágenes de alta calidad de angiografía por resonancia magnética con contraste sin sustracción de una imagen de máscara sin contraste. Se ha demostrado que este enfoque mejora la calidad del diagnóstico ^[7] , ya que evita los artefactos de sustracción de movimiento , así como el aumento del ruido de fondo de la imagen, ambos resultados directos de la sustracción de la imagen. Una condición importante para este enfoque es tener una excelente supresión de la grasa corporal en grandes áreas de la imagen, lo que es posible mediante el uso de métodos de adquisición mDIXON. La angiografía por resonancia magnética tradicional suprime las señales que se originan en la grasa corporal durante la adquisición de la imagen real, que es un método sensible a pequeñas desviaciones en los campos magnéticos y electromagnéticos y, como resultado, puede mostrar una supresión insuficiente de la grasa en algunas áreas. Los métodos mDIXON pueden distinguir y separar con precisión las señales de imagen creadas por la grasa o el agua. Al utilizar las "imágenes de agua" para las exploraciones de angiografía por resonancia magnética, prácticamente no se ve grasa corporal, por lo que no se necesitan máscaras de sustracción para venogramas de RM de alta calidad.

Angiografía por resonancia magnética sin contraste: dado que la inyección de agentes de contraste puede ser peligrosa para pacientes con función renal deficiente, se han desarrollado otras técnicas que no requieren ninguna inyección. Estos métodos se basan en las diferencias de T ₁ , T ₂ y el desplazamiento químico de los diferentes tejidos del vóxel. Un método no mejorado notable para la angiografía independiente del flujo es la obtención de imágenes de precesión libre en estado estable balanceado (bSSFP) que produce naturalmente una señal alta de las arterias y las venas.

Para la adquisición de imágenes existen dos enfoques diferentes. En general, se pueden adquirir imágenes 2D y 3D. Si se adquieren datos 3D, se pueden calcular secciones transversales en ángulos de visión arbitrarios. También se pueden generar datos tridimensionales combinando datos 2D de diferentes cortes, pero este enfoque da como resultado imágenes de menor calidad en ángulos de visión diferentes a los de la adquisición de datos original. Además, los datos 3D no solo se pueden utilizar para crear imágenes transversales, sino que también se pueden calcular proyecciones a partir de los datos. La adquisición de datos tridimensionales también puede ser útil cuando se trabaja con geometrías vasculares complejas donde la sangre fluye en todas las direcciones espaciales (desafortunadamente, este caso también requiere tres codificaciones de flujo diferentes, una en cada dirección espacial). Tanto la PC-MRA como la TOF-MRA tienen ventajas y desventajas. La PC-MRA tiene menos dificultades con el flujo lento que la TOF-MRA y también permite mediciones cuantitativas del flujo. La PC-MRA muestra baja sensibilidad cuando se obtienen imágenes de flujo pulsátil y no uniforme. En general, el flujo sanguíneo lento es un desafío importante en la MRA dependiente del flujo. Esto hace que las diferencias entre la señal sanguínea y la señal tisular estática sean pequeñas. Esto se aplica tanto a la angiografía por resonancia magnética con PC, en la que la diferencia de fase entre la sangre y el tejido estático es menor en comparación con un flujo más rápido, como a la angiografía por resonancia magnética con TOF, en la que la magnetización sanguínea transversal y, por lo tanto, la señal sanguínea se reducen. Se pueden utilizar agentes de contraste para aumentar la señal sanguínea; esto es especialmente importante para vasos muy pequeños y vasos con velocidades de flujo muy pequeñas que normalmente muestran una señal débil. Desafortunadamente, el uso de medios de contraste a base de gadolinio puede ser peligroso si los pacientes padecen una función renal deficiente. Para evitar estas complicaciones, así como eliminar los costos de los medios de contraste, recientemente se han investigado métodos no mejorados.

Los métodos NEMRA independientes del flujo no se basan en el flujo, sino que aprovechan las diferencias en T ₁ , T ₂ y el desplazamiento químico para distinguir la sangre del tejido estático.

Sustracción sincronizada de eco de espín rápido: técnica de obtención de imágenes que sustrae dos secuencias de eco de espín rápido adquiridas en la sístole y la diástole. La arteriografía se logra sustrayendo los datos sistólicos, donde las arterias aparecen oscuras, del conjunto de datos diastólicos, donde las arterias aparecen brillantes. Requiere el uso de sincronización electrocardiográfica. Los nombres comerciales de esta técnica incluyen Fresh Blood Imaging (Toshiba), TRANCE (Philips), SPACE nativo (Siemens) y DeltaFlow (GE).

Angiografía por resonancia magnética dinámica en 4D (4D-MRA): las primeras imágenes, antes del realce, sirven como máscara de sustracción para extraer el árbol vascular en las imágenes siguientes. Permite al operador dividir las fases arterial y venosa de un surco sanguíneo con visualización de su dinámica. Hasta ahora se ha dedicado mucho menos tiempo a la investigación de este método en comparación con otros métodos de ARM.

Venografía BOLD o imágenes ponderadas por susceptibilidad (SWI): este método aprovecha las diferencias de susceptibilidad entre los tejidos y utiliza la imagen de fase para detectar estas diferencias. Los datos de magnitud y fase se combinan (digitalmente, mediante un programa de procesamiento de imágenes) para producir una imagen de magnitud de contraste mejorado que es extremadamente sensible a la sangre venosa, la hemorragia y el almacenamiento de hierro. La obtención de imágenes de sangre venosa con SWI es una técnica dependiente del nivel de oxígeno en sangre (BOLD), por lo que se la conocía (y a veces todavía se la conoce) como venografía BOLD. Debido a su sensibilidad a la sangre venosa, la SWI se utiliza comúnmente en lesiones cerebrales traumáticas (LCT) y para venografías cerebrales de alta resolución.

Se pueden utilizar procedimientos similares a los de la angiografía por resonancia magnética basada en el efecto del flujo para obtener imágenes de las venas. Por ejemplo, la venografía por resonancia magnética (MRV) se logra excitando un plano inferiormente mientras se recoge la señal en el plano inmediatamente superior al plano de excitación, y de esta manera se obtienen imágenes de la sangre venosa que se ha movido recientemente desde el plano excitado. Las diferencias en las señales tisulares también se pueden utilizar para la angiografía por resonancia magnética. Este método se basa en las diferentes propiedades de la señal de la sangre en comparación con otros tejidos del cuerpo, independientemente de los efectos del flujo de la angiografía por resonancia magnética. Esto se realiza con mayor éxito con secuencias de pulsos balanceados como TrueFISP o bTFE. La BOLD también se puede utilizar en la obtención de imágenes de accidentes cerebrovasculares para evaluar la viabilidad de la supervivencia del tejido.

Las técnicas de ARM en general son sensibles al flujo turbulento, lo que hace que una variedad de diferentes espines de protones magnetizados pierdan coherencia de fase (fenómeno de desfase intravóxel), lo que resulta en una pérdida de señal. Este fenómeno puede resultar en la sobreestimación de la estenosis arterial. Otros artefactos observados en ARM incluyen:

• Angiografía por resonancia magnética con contraste de fase : envolvimiento de fase causado por la subestimación de la velocidad máxima de la sangre en la imagen. La sangre que se mueve rápidamente cerca de la velocidad máxima establecida para la angiografía por resonancia magnética con contraste de fase se solapa y la señal se envuelve de pi a -pi, lo que hace que la información de flujo no sea confiable. Esto se puede evitar utilizando valores de codificación de velocidad (VENC) superiores a la velocidad máxima medida. También se puede corregir con el llamado desenvolvimiento de fase.
• Términos de Maxwell : causados ​​por la conmutación del campo de gradientes en el campo principal B0. Esto hace que el campo magnético superior se distorsione y proporcione información de fase inexacta para el flujo.
• Aceleración : la aceleración del flujo sanguíneo no se codifica adecuadamente mediante la técnica de contraste de fase, lo que puede provocar errores en la cuantificación del flujo sanguíneo.
• MRA de tiempo de vuelo:
• Artefacto de saturación debido al flujo laminar : en muchos vasos, el flujo sanguíneo es más lento cerca de las paredes vasculares que cerca del centro del vaso. Esto hace que la sangre cerca de las paredes vasculares se sature y puede reducir el calibre aparente del vaso.
• Artefacto de persiana veneciana : debido a que la técnica adquiere imágenes en placas (como en la adquisición de placas delgadas superpuestas múltiples, MOTSA), un ángulo de giro no uniforme a lo largo de la placa puede aparecer como una franja horizontal en las imágenes compuestas. ^[8]

En ocasiones, la MRA produce directamente cortes (gruesos) que contienen todo el vaso de interés. Sin embargo, lo más habitual es que la adquisición dé como resultado una pila de cortes que representan un volumen 3D del cuerpo. Para mostrar este conjunto de datos 3D en un dispositivo 2D, como un monitor de ordenador, se debe utilizar algún método de representación . El método más común es la proyección de intensidad máxima (MIP), en la que el ordenador simula rayos a través del volumen y selecciona el valor más alto para mostrarlo en la pantalla. Las imágenes resultantes se parecen a las imágenes de angiografía por catéter convencionales. Si se combinan varias de estas proyecciones en un bucle de cine o en un objeto QuickTime VR , se mejora la impresión de profundidad y el observador puede obtener una buena percepción de la estructura 3D. Una alternativa a la MIP es la representación directa del volumen , en la que la señal de RM se traduce a propiedades como el brillo, la opacidad y el color y luego se utiliza en un modelo óptico.

La angiografía por resonancia magnética ha sido exitosa en el estudio de muchas arterias del cuerpo, incluyendo vasos cerebrales y otros vasos en la cabeza y el cuello, la aorta y sus ramas principales en el tórax y el abdomen, las arterias renales y las arterias en las extremidades inferiores. Sin embargo, para las arterias coronarias, la angiografía por resonancia magnética ha sido menos exitosa que la angiografía por TC o la angiografía por catéter invasiva. La mayoría de las veces, la enfermedad subyacente es la aterosclerosis , pero también se pueden diagnosticar afecciones médicas como aneurismas o anatomía vascular anormal.

Una ventaja de la ARM en comparación con la angiografía por catéter invasiva es el carácter no invasivo del examen (no es necesario introducir catéteres en el cuerpo). Otra ventaja, en comparación con la angiografía por TC y la angiografía por catéter, es que el paciente no está expuesto a ninguna radiación ionizante . Además, los medios de contraste utilizados para la RMN tienden a ser menos tóxicos que los utilizados para la angiografía por TC y la angiografía por catéter, y menos personas tienen riesgo de alergia. Además, se necesita inyectar mucho menos en el paciente. Los mayores inconvenientes del método son su coste comparativamente alto y su resolución espacial algo limitada . El tiempo que tardan las exploraciones también puede ser un problema, ya que la TC es mucho más rápida. También se descarta en pacientes para los que los exámenes de RMN pueden ser inseguros (como los que tienen un marcapasos o metal en los ojos o ciertos clips quirúrgicos).

Los procedimientos de MRA para visualizar la circulación craneal no difieren de la posición para una resonancia magnética cerebral normal. Será necesaria la inmovilización dentro de la bobina de la cabeza. La MRA suele ser parte del examen cerebral de resonancia magnética total y agrega aproximadamente 10 minutos al protocolo de resonancia magnética normal.

• Angiografía por tomografía computarizada
• Ecografía Doppler transcraneal

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• Angiografía por resonancia magnética en los encabezados de materias médicas (MeSH) de la Biblioteca Nacional de Medicina de EE. UU.