14-04 Angiografía por RM

Al principio de la RM, los vasos sanguíneos eran visibles. Sin embargo, no po­dí­an ser marcados, señalados y hechas destacan como pudieron en la angiografía de rayos X con contraste.

La figura 14-09 muestra un ejemplo de alta intensidad de señal en los vasos san­guí­neos en una adquisición eco de gradiente de la pelvis. Este com­por­ta­mi­en­to se ha aprovechado para los estudios cardiacos (Figura 14-10) y es fun­da­men­tal para la angiografía por RM, que utiliza secuencias eco de gradiente.

Figura 14-09: En imágenes eco de gradiente, el flujo san­guí­neo se presenta brillante. Nota: Estas imágenes son eco de gra­di­en­te simples; no son (aún) estric­ta­men­te an­gio­gra­fí­as por RM. Parametros: B0 = 0.5 T; TR = 400 ms, TE = 28 ms, FA = 20°.

Figura 14-10: Efectos del flujo sanguíneo en la in­ten­si­dad de señal en una secuencia eco de espín y en una eco de gradiente. (a) Eco de espín, (b) eco de gradiente.

Figura 14-10 muestra que en la imagen de espín-eco, la sangre que fluye dentro de las cámaras del corazón y la aorta ascendente es negro, mientras que en la ima­gen de eco de gradiente, la sangre que fluye aparece brillante.

La angiografía por RM (ARM) es un desarrollo más avanzado de los métodos de RM relacionados con el flujo. A diferencia de la angiografía con rayos X, la ARM no requiere la utilización de medios de contraste en muchos casos, ya que la sangre por sí misma se convierte en un medio de contraste intrínseco.

Sin embargo, existen inconvenientes en algunas de las técnicas ARM que son difíciles de solventar. Estos incluyen vacíos de flujo o regiones de baja señal, don­de prevalece el flujo turbulento, y por tanto dificultando la observación de vasos de pequeño tamaño.

Se pueden utilizar dos grupos de técnicas para la visualización del flujo di­rec­ta­men­te en las arterias, venas y los espacios con LCR:

 Angiografía Time of Flight (TOF), y
 Angiografía en contraste de fase (PC).

Aunque ambas técnicas se basan en fundamentos distintos, ambas se ven mar­ca­da­men­te alteradas con patrones de flujo sanguíneo normales y anormales.

Tanto TOF como PC son métodos basados en sangre blanca, es decir, la san­gre aparece brillante en las imágenes. Ambas están disponibles tanto en mo­da­li­dad 2D como 3D. También se pueden adquirir secuencias cine con la técnica PC. La elección del mejor método depende de la velocidad del flujo, el tiempo dis­po­ni­ble para la adquisición y otras condiciones relevantes. Ambas técnicas pre­sen­tan ventajas y desventajas, que se resumen en la Tabla 14-02 más adelante en el capítulo.

Las técnicas de sangre negra se derivan de los métodos TOF. En ellas se representa el flujo sanguíneo con un nulo de señal y se utilizan preferentemente en regiones con alta turbulencia, como por ejemplo en la determinación precisa de lesiones estenóticas.

14-04-01 Angiografía Time of Flight

Las técnicas Time of Flight se describieron por primera vez en 1959 por Jerome R. Singer [⇒ Singer] (cf. Historia de la Imaginería por RM). Estas técnicas son también conocidas como de inflow o wash-in/wash-out.

Estas técnicas se aprovechan del contraste entre la sangre entrante completamente magnetizada y la saturación del tejido de alrededor (Figura 14-08). En este caso, la sangre aparece brillante, mientras que el tejido estático es oscuro [⇒ Hausmann]. Sin embargo, eso únicamente se mantiene para un experimento de un único corte. Si pasamos a adquirir múltiples cortes, los efectos del flujo son más complejos. Para entenderlos, tenemos que considerar el patrón de flujo de la sangre en los vasos, como se ha descrito anteriormente (Figura 14-02).

La intensidad de la señal del flujo y el contraste de la imagen dependen también de algunos de los principales parámetros extrínsecos de contraste en imagen por RM. Por ejemplo, en imágenes multicorte, la intensidad de señal del flujo se ve influenciada por la posición de un corte determinado y la dirección del flujo en relación a la posición del corte de excitación.

En el tiempo de inflow, se excita un corte en la posición por la que fluya la sangre. Esta sangre excitada continuará viajando de manera laminar y poseerá diferentes patrones de señal en los cortes de alrededor. Si la dirección del flujo y la dirección de excitación es la misma, el flujo se etiqueta de concurrente. El realce del flujo cambia en función de la dirección del flujo y la secuencia utilizada para la excitación del corte (Figura 14-11).

Figura 14-11: Realce de contraste debido a efectos de flujo en imágenes SE multicorte. El gris oscuro representando los espines en el corte 1 ilustra el destino de estos espines mientras fluyen a través de la región adquirida. Dado que el flujo laminar parabólico presenta una velocidad más alta en el centro, se desarrollan patrones en forma de donut. Este tipo de realce por flujo no es patológico.

Durante el periodo de adquisición de la imagen, el volumen de interés recibe múltiples pulsos de RF, saturando los espines estáticos del volumen. Los espines del flujo completamente magnetizados etran en el volumen, presentando una intensidad de señal mayor que el tejido estacionario. Si se invierte la dirección de excitación del corte se modificará el patrón de señal (flujo contraconcurrente). En este caso, el nulo de señal central es menos pronunciado pero aún se puede apreciar.

La manera más común de implementación del TOF es adquirir una serie de cortes paralelos utilizando secuencias EG rápidas, usualmente con gradientes compensados en flujo para minimizar los efectos de desfase. Los métodos de compensación de flujo incluyen técnicas tales como la anulación del momento de gradiente (GMN), supresión de artefactos de movimiento (MAST), y reenfase del campo de los ecos pares (FEER). Todos hacen volver a los espines a un movimiento de velocidad constante en un gradiente de campo magnético en fase al mismo tiempo que el tejido estacionario. Esto mejora la intensidad de señal de la sangre (o del LCR) (Figura 14-12).

La sangre fluyendo en la dirección perpendicular, o con una componente perpendicular, a los cortes proporciona una señal fuerte. Las series de cortes se visualizan en pantalla como un paquete 3D formando una imagen 3D del flujo perpendicular a la dirección del corte, o como una imagen de proyección única.

Figura 14-12: Angiografía Time of Flight.

14-04-02 Angiografía por contraste de fase

Las imágenes convencionales de RM son imágenes de magnitud (modulo), siendo la intensidad de señal la base para la reconstrucción de la imagen. La RM en contraste de fase utiliza el cambio en la fase que ocurre cuando los spin se mueven en presencia de una imagen de gradiente [⇒ Gedroyc].

Como se discutió en el Capítulo 6, el spin se desfasa en presencia de un gradiente de campo. Para un flujo perpendicular al gradiente, el movimiento hará que los spin experimenten diferentes fuerzas de gradiente durante su aplicación. Para contrarrestar esta fuerza, en los spin en estado estacionario los gradientes son equilibrados y por eso no influyen (ver Figura 06-09 y Figure 06-10). Sin embargo, los gradientes sí que afectan a los spin en movimiento, produciendo un cambio de fase neto. Debido a los gradientes equilibrados, los spin del tejido estacionario circundante se refasan completamente. Los spin que fluyen se mantienen fuera de fase. El ángulo de fase depende de la velocidad de flujo.

Figura 14-13: Contraste de fase. (a) Conjunto de espines en el instante t = 0; (b) los espines se desfasan; (c) tras aplicar un gradiente los espines se refasan; (d) los espines estáticos se refasan.

Figura 14-14: Angiografía por contraste de fase.

Este método tiene la ventaja de que su sensibilidad puede ajustarse a la velocidad del movimiento de la sangre o del LCR. Gradientes débiles permiten la detección del flujo de movimiento rápido, mientras que los gradientes fuertes son más sensibles al flujo lento. Debido a que la velocidad del flujo es distinta en el cuerpo, como se ve en la Tabla 14-01, esto es una gran ventaja del método CF (CF = PC = contraste de fase). La magnitud del cambio de fase depende de los gradientes, del tiempo entre ellos, y de la velocidad del flujo.

Por ello, para parámetros conocidos de un gradiente, la velocidad del flujo se puede calcular. De esta forma, la angiografía por CF, puede producir imágenes codificadas por velocidad o, en general, mapas de velocidad.

Debido a que las técnicas de CF dependen de la codificación del flujo en los tres ejes del espacio, el tiempo de adquisición de los datos es mayor que para el método TOF – después de la adquisición de una imagen de fase de referencia, se tienen que recoger hasta tres imágenes sensibilizados de flujo en las tres direcciones; para eliminar la señal estacionaria de fondo , la imagen de fase de referencia se substrae de cada una de las imágenes sensibilizados. Las mismas consideraciones se hacen para 2D versus 3D: la adquisición 2D es más rápida, la de 3D tiene mejor relación señal-ruido y resolución espacial.

Al adquirir imágenes MRA-CF, debemos conocer la velocidad aproximada del flujo sanguíneo, el valor de codificación de velocidad (VENC). Este valor representa la máxima velocidad en la imagen de volumen. A mayor velocidad de los spin en los vasos, mayor cambio de fase. Los spin con velocidad mayor que el valor VENC, producirán aliasing en la imagen final (wrap around; ver Capítulo 17).

Una revisión de las características del TOF y PC se da en la Tabla 14-02.

Tabla 14-02:
Ventajas y desventajas de varias técnicas TOF y CF en ARM.