resonancia magnética de perfusión

En la resonancia magnética de contraste de susceptibilidad dinámica (DSC-MRI, o simplemente DSC), se inyecta un agente de contraste de gadolinio (Gd) (generalmente por vía intravenosa) y se adquiere una serie temporal de imágenes ponderadas en T2* rápidas . A medida que el gadolinio atraviesa 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 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).

La resonancia magnética con contraste dinámico (DCE) proporciona información sobre las características fisiológicas del tejido, como el transporte desde la sangre al tejido y el volumen sanguíneo. Se utiliza habitualmente 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 celulares ) 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) (generalmente un quelato de iones de gadolinio) provoca una disminución del tiempo de relajación de los protones del agua, por lo que las imágenes adquiridas tras la inyección de gadolinio muestran una señal más alta en las imágenes ponderadas en T1, lo que indica la presencia del agente. A diferencia de algunas técnicas como la tomografía por emisión de positrones (PET) , el agente de contraste no se visualiza directamente, sino mediante un efecto indirecto sobre los protones del agua. El procedimiento habitual para un examen de DCE-MRI consiste en adquirir una resonancia magnética ponderada en T1 convencional (sin gadolinio), y posteriormente se inyecta gadolinio (normalmente en bolo intravenoso a una dosis de 0,05–0,1  mmol/kg) antes de realizar una nueva exploración ponderada en T1. La DCE-MRI puede adquirirse con o sin pausa para la inyección de contraste y puede tener una resolución temporal variable según las preferencias: una adquisición de imágenes más rápida (menos de 10 s por volumen de imagen) permite el modelado farmacocinético (PK) del agente de contraste, pero puede limitar la resolución de imagen posible. Una resolución temporal más lenta permite obtener imágenes más detalladas, pero puede limitar la interpretación a observar únicamente la forma de la curva de intensidad de la señal. En general, un aumento persistente de la intensidad de la señal (que corresponde a una disminución de T1 y, por lo tanto, a una mayor interacción con Gd) en un vóxel de una imagen de DCE-MRI indica vasos sanguíneos permeables característicos del tejido tumoral, donde el Gd se ha filtrado al espacio extracelular extravascular. En tejidos con células sanas o una alta densidad celular, el gadolinio vuelve a entrar en los vasos más rápidamente, ya que no puede atravesar las membranas celulares. En tejidos dañados o con una menor densidad celular, el gadolinio permanece más tiempo en el espacio extracelular.

El modelado farmacocinético del gadolinio en DCE-MRI es complejo y requiere la elección de un modelo. Hay una variedad de modelos que describen la estructura del tejido de manera 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 puede adquirirse 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 puede estimarse a partir de 2 imágenes pre-gadolinio con ángulo de giro de pulso de excitación variable, ^{[ 9 ]} aunque este método no es intrínsecamente cuantitativo. ^{[ 10 ]} Algunos modelos requieren conocimiento de la función de entrada arterial, que puede medirse individualmente para cada paciente o tomarse como una función poblacional de la literatura, y puede ser una variable importante para el modelado. ^{[ 11 ]}

El marcaje 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 disminución de la señal observada en el plano de imagen, que se produce cuando los espines entrantes (fuera del plano de imagen) se invierten o saturan selectivamente. Existen varios esquemas de ASL posibles; el más sencillo es la recuperación de inversión alternante de flujo (FAIR), que requiere dos adquisiciones con parámetros idénticos, con la excepción de la inversión fuera del plano de imagen. La diferencia entre las dos imágenes se debe teóricamente solo a los espines entrantes y puede considerarse un "mapa de perfusión".