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resonancia magnética en tiempo real

Resonancia magnética en tiempo real de un corazón humano (vista de dos cámaras) con una resolución de 22 ms [ 1 ] Resonancia magnética en tiempo real del tracto vocal durante el...

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Resonancia magnética en tiempo real de un corazón humano (vista de dos cámaras) con una resolución de 22 ms [ 1 ]
Resonancia magnética en tiempo real del tracto vocal durante el canto , con una resolución de 40 ms.

La resonancia magnética en tiempo real ( RM-TR ) se refiere a la monitorización continua de objetos en movimiento en tiempo real. Tradicionalmente, la RM-TR solo era posible con baja calidad de imagen o baja resolución temporal . Un algoritmo de reconstrucción iterativa eliminó las limitaciones. La RM-TR radial FLASH (en tiempo real) proporciona una resolución temporal de 20 a 30 milisegundos para imágenes con una resolución en el plano de 1,5 a 2,0  mm. [ 2 ] La RM-TR añade información sobre enfermedades de las articulaciones y el corazón . En muchos casos, los exámenes de RM se vuelven más fáciles y cómodos para los pacientes, especialmente para aquellos que no pueden controlar su respiración [ 3 ] o que tienen arritmia .

La obtención de imágenes mediante precesión libre en estado estacionario equilibrado (bSSFP) proporciona un mejor contraste de imagen entre el volumen sanguíneo y el miocardio que la resonancia magnética FLASH, a costa de un grave artefacto de bandas cuando la inhomogeneidad de B0 es fuerte. [ 3 ]

Historia

1977/1978 - Raymond Damadian construyó el primer escáner de resonancia magnética y logró la primera resonancia magnética de un cuerpo humano sano (1977) con la intención de diagnosticar cáncer. [ 4 ] Además, Peter Mansfield desarrolló la técnica de eco-planar, que produce imágenes en segundos y se convierte en la base de las resonancias magnéticas rápidas. [ 5 ]

1983 - Introducción del espacio k por DB Twieg [ 6 ]

1987 - Se desarrolla la primera resonancia magnética del corazón en tiempo real [ 7 ].

1997 - DK Sodickson introduce la obtención de imágenes paralelas con una matriz de bobinas de RF [ 8 ].

1999 - KP Pruessmann introduce la reconstrucción de imágenes SENSE [ 9 ].

2002 - Mark Griswold introduce la reconstrucción de imágenes GRAPPA [ 10 ].

Base física

Descripción general

Ecuación para calcular la velocidad de giro y diagrama adjunto.

En general, la resonancia magnética en tiempo real se basa en secuencias de eco de gradiente , muestreo eficiente del espacio k y métodos de reconstrucción rápidos para acelerar el proceso de adquisición de imágenes. [ 11 ] Las secuencias de eco de gradiente presentan tiempos de eco más cortos, ya que solo se requiere un pulso de RF para cada secuencia. [ 12 ] Las bobinas de gradiente de conmutación rápida modernas también requieren aumentar la velocidad de cambio , lo que permite cambios más rápidos en las secuencias de eco de gradiente y disminuye el tiempo de repetición . [ 13 ]

Muestreo rectilíneo del espacio k

Muestreo del espacio k

Otras trayectorias de muestreo del espacio k

El muestreo eficiente del espacio k también reduce el tiempo de adquisición de datos. El escaneo rectilíneo se ha convertido en el método estándar de muestreo del espacio k para la resonancia magnética. [ 14 ] Sin embargo, el proceso lleva un tiempo relativamente largo, ya que muestrea todo el espacio k de manera uniforme. Debido a este retraso, se utilizan otros métodos de muestreo para capturar el movimiento en tiempo real. La imagen ecoplanar de disparo único es un método de muestreo extremadamente rápido en el que todos los datos de la imagen de resonancia magnética se recopilan a partir de un solo pulso de RF. [ 15 ] Sin embargo, es importante señalar que el método EPI sigue siendo un método de muestreo cartesiano , como el escaneo rectilíneo, que muestrea todo el espacio k de manera uniforme. El muestreo en espiral, como EPI, solo requiere un único pulso de RF para muestrear todo el espacio k. El muestreo radial y en espiral también se utilizan como métodos para muestrear eficientemente el espacio k, y el muestreo en espiral también requiere solo un único pulso de RF para muestrear el espacio k. Tanto el muestreo radial como el en espiral son más eficientes que los métodos cartesianos porque sobremuestrean las bajas frecuencias, lo que permite la captura general del movimiento y una mejor reconstrucción de la imagen en tiempo real. [ 11 ] Por lo tanto, el muestreo radial o espiral del espacio k son ahora los métodos preferidos para la reconstrucción de resonancia magnética en tiempo real.

Imágenes paralelas

Recolección de bobinas de imágenes paralelas

La adquisición de imágenes en paralelo implica la adición de múltiples bobinas que rodean el objetivo, adquiriendo cada bobina una fracción de la imagen total. Gracias a la capacidad de procesamiento paralelo de las GPU modernas, pueden reconstruir cada porción de la imagen simultáneamente. Por lo tanto, cuantas más bobinas se utilicen, más rápida será la adquisición de las imágenes de RM. [ 16 ]

Secuencias de eco de gradiente

resonancia magnética ultrarrápida

Si bien las primeras aplicaciones se basaron en imágenes de eco planar, que encontraron una aplicación importante en la resonancia magnética funcional en tiempo real (rt-fMRI), [ 17 ] el progreso reciente se basa en la reconstrucción iterativa y la resonancia magnética FLASH . [ 18 ] [ 19 ] El método de imágenes en tiempo real propuesto por Uecker y colegas [ 2 ] combina la resonancia magnética FLASH radial, [ 20 ] que ofrece adquisición de datos rápida y continua , robustez de movimiento y tolerancia al submuestreo, con un método de reconstrucción de imágenes iterativo basado en la formulación de la reconstrucción de imágenes como un problema inverso no lineal . [ 21 ] [ 22 ] Al integrar los datos de múltiples bobinas receptoras (es decir, resonancia magnética paralela) y explotar la redundancia en la serie temporal de imágenes con el uso de regularización y filtrado , este enfoque mejora el posible grado de submuestreo de datos en un orden de magnitud, de modo que se pueden obtener imágenes de alta calidad a partir de tan solo el 5 al 10 % de los datos requeridos para una reconstrucción de imagen normal.

Debido a los tiempos de eco muy cortos (por ejemplo, de 1 a 2 milisegundos ), el método no sufre efectos de desintonización, por lo que las imágenes no presentan artefactos de susceptibilidad ni dependen de la supresión de grasa. Si bien las secuencias FLASH con supresión de señal ofrecen densidad de espín o contraste T1, las versiones con gradientes reenfoqueados o totalmente balanceados permiten acceder al contraste T2/T1. La elección del tiempo de eco de gradiente (por ejemplo, en fase o en contrafase) modifica aún más la representación de las señales de agua y grasa en las imágenes y permitirá obtener películas separadas de agua y grasa.

precesión libre en estado estacionario equilibrado

Otra secuencia GRE comúnmente utilizada en RT-MRI es la precesión libre en estado estacionario balanceada (bSSFP), como se mencionó anteriormente con gradientes balanceados. [ 11 ] La precesión libre en estado estacionario implica un tiempo de repetición (TR) más corto que T2. Esto evita que la señal magnética decaiga por completo antes de que se aplique el siguiente pulso de RF, lo que luego establece una señal en estado estacionario a lo largo del tiempo. [ 23 ] El TR corto también hace que la bSSFP sea ideal para RT-MRI.

La ecuación para la señal máxima de RM en bSSFP se da como:

METROss,incógnitay|α=αopagt=12METRO01−mi121−mi22≈12METRO0T2T1{\displaystyle M_{ss,xy}\vert _{\alpha =\alpha _{opt}}={\frac {1}{2}}M_{0}{\sqrt {\frac {1-E_{1}^{2}}{1-E_{2}^{2}}}}\approx {\frac {1}{2}}M_{0}{\sqrt {\frac {T_{2}}{T_{1}}}}}

DóndeMETRO0{\displaystyle M_{0}}es la magnetización inicial,mi1=mi−T1/TR{\displaystyle E_{1}=e^{-T_{1}/T_{R}}}ymi2=mi−T2/TR{\displaystyle E_{2}=e^{-T_{2}/T_{R}}}.

Por lo tanto, la señal de RM es proporcional a T2/T1. Los materiales con T1 y T2 similares, como los fluidos y la grasa, presentan un alto contraste T2/T1 y pueden tener una intensidad de señal de hasta0,5METRO0{\displaystyle 0.5M_{0}}.

La señal bSSFP también es mayor que la señal FLASH por un factor de

11−mi22{\displaystyle {\frac {1}{\sqrt {1-E_{2}^{2}}}}}. [ 23 ]

Debido a este fuerte contraste fluido/tejido, la RT-MRI con bSSFP se presta a la obtención de imágenes cardíacas y a la visualización del flujo sanguíneo. [ 23 ]

Reconstrucción de imágenes

Codificación de Sensibilidad (SENSE)

Ciertos algoritmos de reconstrucción de imágenes utilizados junto con imágenes paralelas abordan los problemas potenciales que pueden surgir del submuestreo del espacio k. La codificación de sensibilidad (SENSE) es un método que reconstruye los datos parciales del espacio k de cada bobina y combina las imágenes parciales en el escaneo final en el dominio espacial. [ 24 ] Las sensibilidades de las bobinas deben adquirirse primero, ya sea antes de la adquisición de imágenes o durante el proceso de adquisición. Durante el resto de la adquisición de imágenes, el espacio k se submuestrea para omitir una línea sí y otra no, lo que resulta en un campo de visión de la mitad.

Como ejemplo de dos puntos, los píxeles de las imágenes originales con aliasing se pueden "desplegar" mediante las siguientes ecuaciones para obtener el escaneo final:

PAG1=A⋅S1A+B⋅S1B{\displaystyle P_{1}=A\cdot S_{1A}+B\cdot S_{1B}}

PAG2=A⋅S2A+B⋅S2B{\displaystyle P_{2}=A\cdot S_{2A}+B\cdot S_{2B}}

por dos puntos,A{\displaystyle A}yB{\displaystyle B}, en la imagen final.PAG1{\displaystyle P_{1}}yPAG2{\displaystyle P_{2}}denota la señal de imagen para la imagen con aliasing.S1A{\displaystyle S_{1A}}yS1B{\displaystyle S_{1B}}son los valores de sensibilidad para la bobina 1 en los puntosA{\displaystyle A}yB{\displaystyle B}, respectivamente, yS2A{\displaystyle S_{2A}}yS2B{\displaystyle S_{2B}}son los valores de sensibilidad para la bobina 2 en los puntosA{\displaystyle A}yB{\displaystyle B}, respectivamente. [ 24 ]

Adquisición paralela parcial autocalibrada generalizada (GRAPPA)

Otro algoritmo de reconstrucción utilizado es la Adquisición Paralela Parcial Autocalibrada Generalizada (GRAPPA). GRAPPA completa los datos del espacio k submuestreados en el dominio del espacio k antes de reconstruir la imagen final. [ 25 ] Las líneas que atraviesan el centro del espacio k se muestrean completamente, generalmente junto con la imagen real, para obtener la región de la señal de autocalibración (ACS). Los factores de ponderación se calculan utilizando la ACS, y estos factores reflejan las distorsiones específicas de cada bobina que aplica en el dominio de frecuencia del campo de visión completo . Luego, los datos del espacio k completados se someten a la transformada inversa de Fourier para construir las imágenes parciales sin aliasing. Estas imágenes se combinan directamente en el dominio espacial. [ 25 ]

Si los datos del espacio k no son cartesianos, la reconstrucción es computacionalmente más difícil, ya que la transformada rápida de Fourier (FFT) requiere valores cartesianos. Normalmente, los datos del espacio k deben remuestrearse a coordenadas cartesianas antes de aplicar la FFT. GRAPPA puede solucionar estos problemas obteniendo grandes cantidades de datos de calibración; sin embargo, las reconstrucciones más rápidas generalmente requerirán datos cartesianos. [ 11 ]

Relación señal/ruido

Por último, en la reconstrucción de imágenes paralelas hay otro factor a considerar: la relación señal-ruido ( SNR ). La SNR para imágenes paralelas se puede calcular mediante la siguiente ecuación:

SnorteRpagarallmil=SnorteRMETRORIgramoR{\displaystyle SNR_{paralelo}={\frac {SNR_{MRI}}{g{\sqrt {R}}}}}[ 26 ]

DóndeR{\displaystyle R}es el factor de aceleración ygramo{\displaystyle g}es el factor geométrico dependiente espacialmente (proporcional al número de bobinas utilizadas o a las interacciones entre bobinas). Por lo tanto, cuantas más bobinas se utilicen, más rápido será el proceso de obtención de imágenes y mayores serán las interacciones entre bobinas; por consiguiente, menor será la relación señal-ruido (SNR). [ 26 ]

Aplicaciones

(a,c) Imágenes CINE y (b,d) RT CMR a 1,5 T de un paciente con fibrilación auricular en una vista SA medioventricular durante la telediástole (a,b) y la telesístole (c,d). Las imágenes CINE tienen una calidad diagnóstica reducida (puntuación 1), mientras que las imágenes RT presentan una buena calidad diagnóstica.

resonancia magnética cardíaca

Aunque las aplicaciones de la RM en tiempo real cubren un amplio espectro que va desde estudios no médicos del flujo turbulento [ 27 ] hasta la monitorización no invasiva de procedimientos intervencionistas (quirúrgicos), la aplicación más importante que aprovecha las nuevas capacidades es la imagen cardiovascular . [ 1 ] La RM cardíaca (RMC) anterior utilizaba técnicas de cine para capturar el movimiento periódico del corazón. Sin embargo, esto no es factible para pacientes con arritmia , donde el ciclo cardíaco es impredecible. [ 28 ] Con el nuevo método es posible obtener películas del corazón latiendo en tiempo real con hasta 50 fotogramas por segundo durante la respiración libre y sin necesidad de sincronización con el electrocardiograma . [ 29 ] Un estudio realizado por Laubrock et al. [ 28 ] demostró que la RM-RT produjo imágenes de mayor calidad con una SNR más alta que la RMC de cine con una secuencia bSSFP y muestreo radial del espacio k. La RM-RT también elimina la necesidad de contener la respiración durante la obtención de imágenes, lo que también conduce a una experiencia más cómoda para el paciente. [ 28 ]

resonancia magnética musculoesquelética

Aparte de la RM cardíaca, otras aplicaciones en tiempo real se ocupan de estudios funcionales de la cinética articular (p. ej., articulación temporomandibular , [ 30 ] rodilla y muñeca [ 31 ] ) o abordan la dinámica coordinada de los articuladores como labios, lengua, paladar blando y cuerdas vocales durante el habla ( fonética articulatoria ) [ 32 ] o la deglución . [ 33 ] La imagen musculoesquelética en particular se beneficia de la observación en tiempo real. Investigadores de la Facultad de Medicina Grossman de la NYU [ 34 ] desarrollaron un guante de RM en tiempo real para obtener imágenes del movimiento de la mano. El guante utiliza bobinas de alta impedancia para evitar la generación de corrientes parásitas por campos magnéticos que cambian rápidamente y bSSFP para tiempos de imagen rápidos. Las bobinas de alta impedancia eliminan la necesidad de conformaciones de bobina específicas y blindaje de gradiente activo. [ 35 ]

Procedimientos invasivos guiados por resonancia magnética

Las aplicaciones en resonancia magnética intervencionista , que se refiere a la monitorización de procedimientos quirúrgicos mínimamente invasivos , son posibles mediante la modificación interactiva de parámetros como la posición y la orientación de la imagen. Esta aplicación es particularmente útil cuando se necesita una imagen 3D del tejido durante la cirugía. [ 11 ] Requiere una pantalla en la sala para que el médico la utilice durante el procedimiento, así como el uso de instrumental quirúrgico compatible con resonancia magnética. Estos incluyen cerámica, plástico o titanio, que es un metal paramagnético . Mediante el uso de bSSFP e imágenes paralelas con múltiples bobinas, se han logrado velocidades de fotogramas de 5 a 10 fotogramas por segundo, lo que permite la visualización de procedimientos cardíacos. [ 11 ]

Un acelerador lineal de resonancia magnética (LINAC) puede obtener imágenes de tumores y órganos en la mesa de operaciones. La radioterapia guiada por resonancia magnética (MRgRT) tiene limitaciones debido a los altos costos y los costos de personal necesarios para cada tratamiento, así como porque no se ha establecido un beneficio clínico en comparación con las plataformas de radioterapia convencionales. [ 36 ]

Direcciones futuras

Imágenes paralelas

Existen bobinas de imagen paralela para imágenes del torso y del corazón, pero aún no están estandarizadas para otras partes del cuerpo. Las configuraciones de bobinas dinámicas para imágenes del habla y del sistema musculoesquelético son áreas clave para la investigación actual. [ 11 ]

Reconstrucción estándar (izquierda) frente a reconstrucción con DL (derecha) para una exploración de eco de espín turbo ponderada en T2 de la próstata

Aprendizaje automático

La reconstrucción de imágenes en RT-MRI se beneficia del aprendizaje automático (ML) o del aprendizaje profundo (DL). Se puede desarrollar un núcleo no lineal, o función de mapeo, a partir del ACS para completar los datos del espacio k y generar la imagen final. [ 37 ] Este proceso en su conjunto acelera significativamente el proceso de MRI. La segmentación de imágenes o la identificación de lesiones se pueden lograr mediante aprendizaje automático. En el aprendizaje profundo, con una red neuronal convolucional , la función de mapeo puede ser especificada por la red. ML y DL mejoran la resolución de la imagen , así como la velocidad de adquisición de imágenes. [ 37 ]

Escáneres de alto rendimiento y bajo campo

Los escáneres de RM de alto rendimiento y campo bajo también son un área de desarrollo. [ 11 ] Estos escáneres operan con intensidades de campo magnético relativamente bajas, como 0,35 T o 0,55 T. Muchas secuencias de adquisición de RM en tiempo real, como bSSFP, experimentan efectos de desintonización significativos. Los efectos de desintonización aumentan linealmente con la intensidad del campo B0, por lo que minimizar B0 también minimiza estos efectos que pueden provocar artefactos y distorsión de la imagen. [ 38 ] Esto permite TR más largos, lo que abre la puerta a una gama más amplia de métodos de muestreo del espacio k y diseños de secuencias. [ 11 ] Finalmente, los escáneres de RM de menor intensidad reducirán los peligros asociados con el calentamiento de los implantes metálicos y disminuirán el costo de la RM. [ 39 ]

Referencias

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  • Información relacionada de la Sociedad Max Planck
  • Resonancia magnética en tiempo real de la interpretación de la trompa (Sarah Willis)