Aplicațiile clinice pentru angiografia prin rezonanță magnetică (MRA) se extind rapid pe măsură ce progresele tehnologice, atât în ceea ce privește hardware-ul cât și tehnicile de imagistică, depășesc limitările anterioare, iar riscurile legate de agenții de contrast intravenos și expunerea repetată la radiații ionizante devin mai importante pentru clinician și pacient. Imagistica prin rezonanță magnetică (IRM) are avantajul de a se baza pe proprietățile magnetice intrinseci ale țesuturilor corporale și ale sângelui într-un câmp magnetic extern pentru a produce o imagine, fără a fi nevoie de radiații ionizante sau de agenți de contrast nefrotoxici. Odată cu disponibilitatea și utilizarea din ce în ce mai mare a magneților de 3,0 Tesla (T), care au primit aprobarea FDA în 2002, și a secvențelor de impulsuri optimizate, se pot obține imagini de înaltă calitate cu o rezoluție spațială excelentă în timpi de scanare mai scurți, cu injecții mai mici sau fără injecții de agenți de contrast. În acest manuscris vom trece în revistă evoluțiile recente în (1) efectuarea MRA la 3,0T, inclusiv MRA cu „doze mici” de contrast (CE), și (2) noi tehnici MRA non-CE (NCE).
MRA la 3,0T
La 3,0T, de două ori mai mulți protoni sunt aliniați cu câmpul magnetic în comparație cu 1,5T, ceea ce duce la un raport semnal-zgomot (SNR) teoretic dublat. Se poate profita de acest câștig în SNR pentru a crește rezoluția spațială, a reduce timpul de achiziție sau o combinație a celor două pentru a obține aceleași caracteristici SNR ca la 1,5T în mai puțin timp. Creșterea rezoluției spațiale permite o mai bună vizibilitate a leziunilor, iar timpii de achiziție mai rapizi ajută la reducerea artefactelor de mișcare și la scăderea cerințelor de menținere a respirației . În plus, efectele de îmbunătățire a contrastului dintre vas și fundal ale gadoliniului (Gd) sunt și mai pronunțate la 3,0T, producând imagini cu un contrast mai mare și, prin urmare, necesitând doze mai mici de agenți pe bază de Gd pentru a obține o calitate a imaginii similară celei constatate la intensități de câmp mai mici (figura 1) .
CE MRA la 1,5 T și 3,0 T. Bărbat de 56 de ani cu disecții ale arterei celiace (săgeată închisă) și ale arterei mezenterice superioare (săgeată deschisă). CE MRA la 1,5 T (A) are o rezoluție spațială și un raport contrast/zgomot mai mic decât la 3,0 T (B).
În mod obișnuit, tehnicile CE-MRA sunt utilizate mai des decât tehnicile NCE-MRA. Avantajele CE-MRA în raport cu alte tehnici MRA, cum ar fi time-of-flight (TOF) și phase-contrast (PC), includ timpi de achiziție mai scurți, o acoperire anatomică îmbunătățită și o susceptibilitate redusă la artefacte cauzate de fluxul sanguin și pulsatilitate. Pentru a evita intensificarea combinată arterială și venoasă, sunt necesare timpi de achiziție mai scurți pentru a obține imagini de fază pur „arterială”. Acest lucru se poate realiza utilizând achiziții cu o imagistică paralelă sau tehnici cu rezoluție în timp. La 3,0T, câștigul în SNR poate permite factori de accelerare mai mari în imagistica paralelă pentru a reduce timpii de scanare și pentru a îmbunătăți și mai mult rezoluția spațială .
În timp ce 3,0T deschide multe posibilități pentru viitorul MRA, acesta aduce cu sine și un nou set de probleme clinice și tehnologice care trebuie abordate înainte de a fi utilizate pe scară largă. Este posibil ca secvențele de impulsuri care au fost optimizate pentru 1,5T să trebuiască să fie ajustate pentru aplicațiile 3,0T. În plus, intensitatea mare a câmpului magnetic crește depunerea de energie în pacient și neomogenitatea câmpului, așa cum se discută mai jos.
MRA potențată cu contrast la 3.0T
Deși agenții pe bază de gadoliniu au un istoric de siguranță excelent, rapoartele care leagă gadoliniul de fibroza sistemică nefrogenă au stârnit un interes reînnoit pentru CE-MRA și NCE-MRA cu „doze mici” . În plus, dozele mici de substanță de contrast contribuie, de asemenea, la reducerea costurilor de efectuare a CE-MRA. Chelații de gadoliniu sunt compuși paramagnetici care scurtează timpii de relaxare T1 și T2 prin întreruperea interacțiunilor spin-rețea și, respectiv, spin-spin. Aceste efecte ale Gd asupra țesuturilor corporale sunt relativ neafectate de creșterea intensității câmpului magnetic. Astfel, deși timpii de relaxare T1 ai țesuturilor corporale sunt crescuți la 3,0T, timpii de relaxare T1 ai agenților de contrast Gd rămân relativ neschimbați la intensități mai mari ale câmpului magnetic. Acest lucru are ca rezultat creșteri notabile ale raportului contrast-zgomot (CNR) dintre bazinul de sânge și fundal în comparație cu 1,5T. Creșterea CNR la 3,0T poate fi utilizată pentru a îmbunătăți calitatea imaginii utilizând aceeași cantitate de contrast sau pentru a reduce cantitatea de contrast IV injectat în comparație cu o scanare similară la 1,5T (figura 2) . Tomasian et al. au demonstrat recent că, pentru MRA la 3,0T a arterelor supraaortice, o reducere a dozei de contrast de la 0,15 la 0,05 mmol/kg nu a compromis calitatea imaginii, viteza de achiziție sau rezoluția spațială . Boala ocluzivă arterială a fost detectată aproape în mod egal între cei doi cititori, fără diferențe semnificative în ceea ce privește scorurile de definiție arterială.
MRA CE cu doză redusă. MRA renală potențată de contrast la 3,0T utilizând 0,1 mmol/kg de gadobenat dimeglumină. Calitatea imaginii și conspicuitatea vaselor sunt excelente chiar și cu o doză relativ mică de contrast intravenos.
CE-MRA a fost stabilită ca o alternativă non-invazivă la angiografia convențională în evaluarea bolii vasculare periferice și poate fi o alternativă la CTA pentru diagnosticul emboliei pulmonare acute . MRA la nivelul membrelor inferioare este de obicei asociată cu cele mai mari protocoale de doze de contrast dintre toate tehnicile de imagistică prin rezonanță magnetică, necesitând adesea administrarea unei doze duble (0,2 mmol/kg) sau mai mult de Gd-contrast . S-a demonstrat că cantitatea de Gd-contrast necesară la 3,0T pentru MRA la nivelul membrelor inferioare poate fi redusă până la o treime din cea utilizată la 1,5T (adică de la 0,3 mmol/kg la 0,1 mmol/kg) . Imaginile rezultate la doze mai mici de contrast au avut o definiție arterială mai bună decât imaginile cu doze mari, probabil datorită semnalului de fond rezidual mai mic de la injecția inițială de contrast și unei contaminări venoase mai mici .
Calitatea CE-MRA renală la 3.0T a fost, de asemenea, evaluată cu doze mici de Gd. Attenberger et al. au demonstrat o calitate egală a imaginii pentru evaluarea arterelor renale comparând 0,1 mmol/kg de gadobenat dimeglumină la 3,0T cu 0,2 mmol/kg de gadobutrol la 1,5T . Kramer și colab. au comparat doza mică (0,1 mmol/kg) de gadopentetat dimeglumină la 3,0T cu angiografia digitală de sustragere (DSA) convențională pentru evaluarea stenozei arterelor renale la 29 de pacienți, obținând imagini de calitate bună până la excelentă, cu o sensibilitate și o specificitate de 94% și, respectiv, 96% . Aceste constatări sugerează că, la 3,0T, doza de contrast din practica actuală este probabil mai mare decât este necesar și poate fi redusă fără a afecta negativ rezoluția spațială sau calitatea generală a imaginii.
Tehnicile CE-MRA actuale care utilizează agenți de contrast Gd convenționali sunt limitate de necesitatea de a dobândi imagini relativ rapid în timpul primei treceri a materialului de contrast prin vasele de interes. Agenții de contrast mai noi, intravasculari, pe bază de Gd, pot ajuta la depășirea acestor limitări. Gadofosveset trisodic, un agent de contrast intravascular care se leagă de proteine și care a obținut recent aprobarea FDA pentru utilizarea în CE-MRA a segmentelor aorto-iliace, diferă de alte medii de contrast pe bază de gadoliniu prin faptul că are o durată de viață intravasculară considerabil mai lungă și o relaxivitate mai mare . Gadofosveset necesită cantități totale mai mici de substanță de contrast (figura 3) și extinde ferestrele de imagistică până la 60 de minute sau mai mult. Imaginile pot fi astfel obținute în timpul fazei de echilibru după administrarea contrastului intravenos, permițând timpi de scanare mai lungi pentru a obține imagini CE-MRA cu rezoluție spațială foarte mare. Un studiu realizat de Klessen et al. a demonstrat că 10 ml de Gadofosveset trisodiu au produs imagini calitativ mai bune, cu un contrast arterial mai mare, în comparație cu 30 ml de gadopentetat dimeglumină. Se speculează o optimizare ulterioară a protocolului de injectare pentru a îmbunătăți și mai mult rezultatele găsite în acest studiu.
CE MRA cu agent de contrast intravascular. (A) Imagini reformatate multiplanare de primă trecere și (B) imagini reformatate multiplanare în regim staționar din MRA cu substanță de contrast efectuată cu 0,03 mmol/kg de gadofosveset trisodiu la un bărbat de 25 de ani cu embolie pulmonară segmentară în lobul inferior drept (săgeată). Chiar și în timpul stării de echilibru există un semnal intravascular substanțial pentru a diagnostica cu exactitate embolia pulmonară.
Imagistica paralelă la 3.0T
Imagistica paralelă îmbunătățește și mai mult beneficiile 3.0T prin subeșantionarea zonei de interes ca o compensație pentru creșterea vitezei de achiziție a imaginii. Imagistica paralelă a fost aplicată la CE-MRA pentru a reduce timpul de scanare și a îmbunătăți rezoluția spațială prin îmbunătățirea acoperirii anatomice și eliminarea artefactelor de aliasing cu ajutorul bobinelor cu canale multiple (figura 4) . Bobinele individuale, care au sensibilități spațiale diferite, sunt utilizate pentru a recepționa simultan semnalul RM în urma unui singur impuls de radiofrecvență (RF). Acest lucru permite o achiziție mai rapidă a imaginii, cu mai puține artefacte de mișcare, mai puține impulsuri de excitație RF și o sarcină energetică mai mică pentru pacient, dar există o oarecare aliasing din cauza datelor lipsă din spațiul k ca urmare a subeșantionării. Într-un studiu realizat de Fenchel et al. s-a demonstrat că CE-MRA de înaltă calitate cu tehnica de achiziție paralelă integrată (iPAT2) și o singură injecție de substanță de contrast produce o calitate adecvată a imaginii întregii vascularizații arteriale cu valori SNR și CNR acceptabile pentru aplicații pe tot corpul, în mai puțin de 60 de secunde. Imagistica paralelă poate crește, de asemenea, acoperirea anatomică. Lum, et al. au demonstrat recent utilizarea unei tehnici de imagistică paralelă cu autocalibrare bidimensională (2D-ARC) pentru a crește acoperirea pentru CE-MRA abdominală. Calitatea subiectivă a imaginii și conspicuitatea vaselor au fost clasificate pentru voluntari sănătoși și pacienți cu suspiciune de boală renovasculară pentru MRA cu și fără 2D-ARC. Rezultatele au demonstrat o calitate a imaginii echivalentă în ambele metode, cu avantajul unei creșteri de 3,5 ori a volumului de imagistică și a unei acoperiri abdominale complete în același timp de achiziție pentru MRA cu 2D-ARC. Aceeași tehnică poate fi, de asemenea, utilizată pentru a efectua MRA toracică integrală de înaltă rezoluție într-un timp mai scurt, ceea ce este important în evaluarea pacienților suspectați de embolie pulmonară sau care au dificultăți de respirație (figurile 5, 6).
MRA CE cu câmp mare de vizualizare utilizând imagistica paralelă. Imagistica paralelă și o bobină cu 32 de canale au fost utilizate pentru a scana întreaga aortă de la rădăcina aortică până dincolo de bifurcație la acest bărbat în vârstă de 49 de ani cu reparație anterioară a disecției aortice ascendente (vârfuri de săgeată) și disecție reziduală în aorta descendentă (săgeți deschise = lumen adevărat; săgeți închise = lumen fals parțial trombozat).
Rapid whole chest CE MRA folosind imagistica paralelă. MRA pulmonară potențată cu contrast la un bărbat de 47 de ani cu hipertensiune arterială pulmonară și o malformație arteriovenoasă pulmonară (săgeată). Utilizarea imagisticii paralele bidimensionale permite reducerea timpului de scanare la 16 secunde, menținând în același timp acoperirea întregului torace. Imagistica la 3,0T mărește raportul contrast-zgomot, chiar și atunci când se utilizează doar 15 ml de gadobenat dimeglumină, ca în acest caz.
MRA CE MRA rapidă a întregului torace folosind imagistica paralelă. Utilizarea imagisticii paralele pentru a reduce timpul de scanare este deosebit de importantă la pacienții care au dificultăți în a-și ține respirația. Această MRA pulmonară cu substanță de contrast este de la o femeie de 42 de ani cu hipertensiune arterială pulmonară primară care necesită utilizarea de oxigen. În acest caz, timpul de scanare a fost de 16 secunde.
Limitări și probleme de siguranță pentru CE-MRA la 3,0T
Câmpurile magnetice mai puternice la 3,0T au ca rezultat provocări și limitări semnificative care nu au fost încă pe deplin depășite. Interferența constructivă și distructivă datorată neomogenității câmpului RF și creșterea ratei de absorbție specifică (SAR) sunt preocupări majore atunci când se realizează imagistica la 3,0T.
Neomogenitatea câmpului RF poate avea ca rezultat zone de interferență și pierderea acoperirii anatomice complete în cadrul câmpului de imagine. La 3,0T, frecvența de rezonanță a protonilor în apă este de 128 MHz, dublă față de valoarea unui sistem de 1,5T, ceea ce înseamnă că lungimea de undă de radiofrecvență este înjumătățită de la 52 cm la 26 cm. Această lungime de undă scurtată poate acoperi dimensiunile câmpului vizual pentru imagistica abdominală și pelviană, care apare mai frecvent la persoanele cu un habitus corporal mare . Pe măsură ce două unde de radiofrecvență se suprapun în câmpul de imagistică, interferența constructivă sau distructivă poate duce la apariția unor zone de strălucire, respectiv de întunecare. Un artefact similar poate apărea la persoanele cu o cantitate mare de lichid în abdomen (de exemplu, ascită sau sarcină). Curentul electric circulă în interiorul fluidului sub câmpul magnetic puternic și interferează cu impulsurile câmpului RF, rezultând o interferență . Progresele în proiectarea bobinelor, cum ar fi bobinele corporale de transmisie multicoil, pot suprima curenții turbionari și pot îmbunătăți omogenitatea câmpului RF la intensități de câmp mai mari . În plus față de proiectarea îmbunătățită a bobinelor, s-a demonstrat că noile secvențe de impulsuri, cum ar fi impulsurile RF adaptate tridimensional, îmbunătățesc omogenitatea excitației de radiofrecvență.
Impulsurile RF transferă energie la protoni în interiorul pacientului și, în cele din urmă, generează căldură ca produs secundar al eliberării de energie. Căldura produsă în interiorul pacientului poate avea efecte fiziologice dăunătoare și este atent monitorizată în cadrul imagisticii, limitele actuale ale încălzirii totale a corpului fiind stabilite de FDA la 4 W/kg pentru întregul corp pe o perioadă de 15 minute . SAR oferă o estimare a energiei depuse în țesut de către impulsul RF și crește cu pătratul frecvenței de rezonanță. La 3,0T, frecvența de rezonanță este dublă față de cea a unui sistem de 1,5T și, prin urmare, SAR este de patru ori mai mare . Sunt în curs de dezvoltare secvențe de impulsuri modificate, tehnici de achiziție și proiecte hardware pentru a ajuta la gestionarea SAR crescută la câmpuri mai mari. Utilizarea imagisticii paralele oferă, de asemenea, o soluție importantă la această problemă, deoarece bobinele detectoare multiple utilizate pentru a codifica simultan o regiune anatomică mai mare servesc atât la scăderea timpului de achiziție, cât și la scăderea numărului de impulsuri RF necesare pentru a achiziționa o imagine.
Angiografia prin rezonanță magnetică fără contrast (NCE-MRA)
Utilizarea pe scară largă a NCE-MRA a fost limitată de timpii de achiziție prelungiți și de artefactele de mișcare care favorizează CE-MRA. Cu toate acestea, mai mulți factori au contribuit la un interes reînnoit pentru metodele NCE-MRA, inclusiv îmbunătățiri ale hardware-ului și software-ului RM și preocupări privind siguranța contrastului pe bază de gadoliniu în grupurile de pacienți cu risc ridicat. Acesta din urmă este deosebit de îngrijorător, deoarece pacienții cu insuficiență renală moderată până la severă și tulburări vasculare sau metabolice sunt expuși riscului de a dezvolta fibroza sistemică nefrogenă (NSF), o boală debilitantă și care poate pune în pericol viața. O meta-analiză recentă realizată de Agarwal et al. a identificat că șansele de a dezvolta FSN au fost de 27 de ori mai mari la pacienții cu insuficiență renală cronică (N = 79/1393, 5,7 %) expuși la gadoliniu în comparație cu subiecții de control cu insuficiență renală cronică (N = 3/2953, 0,1 %) care nu au primit gadoliniu. Acest lucru reprezintă o provocare imagistică semnificativă, deoarece sindromul metabolic, diabetul și boala renală continuă să afecteze un procent mai mare din populație în fiecare an . De asemenea, pot apărea situații în care NCE-MRA este preferată din cauza accesului IV dificil sau a contraindicației materialului de contrast IV. CE-MRA de înaltă rezoluție necesită, de obicei, un cateter IV cu diametru mare, care poate fi dificil de plasat la pacienții obezi sau cu vene deficitare, iar agenții de contrast IV nu se administrează, de obicei, în timpul sarcinii din cauza efectelor teratogene observate în studiile pe animale.
NCE-MRA a fost disponibilă încă de la începutul imagisticii prin RM și este utilizată în mod obișnuit pentru imagistica intracraniană. De asemenea, a fost validată pentru utilizarea în bolile vasculare coronariene, toracice, renale și periferice . Într-o analiză recentă, Provenzale et al. au constatat o calitate similară a diagnosticului în IRM combinată cu MRA în comparație cu CTA pentru disecția carotidiană și vertebrală, fără o superioritate clară a vreunei metode. TOF MRA a fost, de asemenea, comparată cu angiografia prin tomografie computerizată (CTA) și angiografia prin substracție digitală (DSA) în urmărirea anevrismelor cerebrale tratate și are o sensibilitate ridicată în detectarea fluxului rezidual în interiorul anevrismului .
MRA coronariană a fost validată în principal la 1,5T , dar utilizarea sa clinică a fost limitată de limitările în vizualizarea segmentului distal și a bolii ramurilor mici . și de introducerea pe scară largă a CTA coronariene. Cu toate acestea, MRA coronariană are încă un rol în evaluarea originilor anormale ale arterelor coronare (figura 7), în special la pacienții pediatrici. În plus, MRA coronariană poate avea un rol în evaluarea pacienților cu stenoză semnificativă în segmente de artere coronare cu calcificare moderată până la severă, din cauza artefactelor crescute și a dificultății de vizualizare a stenozei cu CTA la pacienții cu scoruri ridicate de calciu . În plus, la 3.0T, SNR-ul îmbunătățit poate crește vizibilitatea segmentelor distale ale arterelor coronare, iar timpul de imagistică mai scurt poate îmbunătăți claritatea imaginii . Din cauza artefactelor crescute cu secvențe SSFP la 3,0T, metodele de MRA coronariene potențate cu contrast au fost revizuite cu rezultate inițiale promițătoare .
MRA coronariene cu precesie liberă în regim staționar 3D. Artera coronară principală stângă (săgeată deschisă) ia naștere din artera coronară dreaptă (săgeată închisă) și se desfășoară între artera pulmonară și aortă (inset). LV = ventriculul stâng; RV = ventriculul drept; PA = artera pulmonară; Ao = aorta.
MRA în timp de zbor
MRA în timp de zbor (TOF) este cea mai frecvent utilizată tehnică NCE MRA, în special pentru aplicații periferice și intracraniene. TOF se bazează pe suprimarea semnalului de fond prin impulsuri rapide de excitație de radiofrecvență selectivă pe felii care saturează semnalul din țesutul staționar, rezultând un semnal de fond suprimat . Deoarece semnalul venos ar putea obscuriza vizualizarea arterelor adiacente, fluxul venos este, de obicei, suprimat în mod selectiv prin aplicarea unei benzi de saturație pe partea venoasă a feliei de imagistică pentru a anula semnalul pe măsură ce acesta intră în felia care face obiectul imaginii. Același principiu poate fi aplicat diafragmei în timpul respirației și inimii în timpul ciclului cardiac. În planurile tisulare cu viteză mare de curgere, sângele care intră va fi liber de impulsul de excitație care saturează țesuturile de fond, rezultând o intensitate puternică a semnalului. Fluxul sanguin lent sau staza, umplerea retrogradă, vasele tortuoase sau vasele aflate în același plan cu felia de imagine au ca rezultat saturarea fluxului sanguin în volumul imaginii și o vizualizare slabă a vaselor.
Achizițiile TOF pot fi efectuate utilizând eșantionarea 2D sau 3D, TOF 3D fiind cel mai frecvent utilizat pentru vasculatura intracraniană datorită naturii tortuoase a arborelui arterial, tendinței de curgere în interiorul planului de imagistică și necesității unei rezoluții spațiale ridicate . Angiografia 2D TOF este utilizată mai des în clinică pentru evaluarea arterelor carotide (figura 8) și a vaselor periferice (figura 9), care este orientată ortogonal față de planul de imagistică . În timp ce saturația protonilor în interiorul vaselor în plan este cea mai mare limitare a TOF, aceasta poate fi depășită prin utilizarea unor unghiuri de flip care cresc progresiv prin placă pentru a compensa saturația sângelui care curge în placă , achiziția cu plăci subțiri suprapuse multiple (MOTSA), care achiziționează volumul de imagine ca plăci 3D subțiri multiple și are o saturație a semnalului mai mică decât într-o achiziție 3D cu un singur volum .
MRA 2D time-of-flight a arterelor carotide. (A) Imagine sursă axială cu semnal vascular excelent în arterele carotide (săgeți) și vertebrale (vârfuri de săgeată). (B) Imagine de proiecție de intensitate maximă a arterelor carotidă stângă (săgeți) și vertebrală (vârfuri de săgeată).
MRA 2D time-of-flight MRA runoff. MRA 2D time-of-flight a pelvisului, coapselor și vițeilor la un pacient cu claudicație bilaterală a membrelor inferioare datorată ocluziei arterelor femurale superficiale bilateral. Fluxul către vasele de scurgere din viței (elipse) se face prin arterele colaterale (săgeți deschise) din coapse care provin din arterele femorale profunde.
Gatarea ECG a fost aplicată cu succes la tehnicile CE-MRA în aorta toracică, unde mișcarea cardiacă poate duce la estomparea peretelui vasului în porțiunea ascendentă a aortei . Pentru imagistica arterelor periferice, unde fluxul sanguin depinde de faza ciclului cardiac, gating-ul sistolic poate fi utilizat pentru a temporiza achiziția imaginii în timpul fluxului sanguin maxim . Lanzman et al. descriu recent utilizarea unei noi și promițătoare tehnici NCE-MRA 3D cu grilă ECG la pacienții cu boală arterială periferică, demonstrând o calitate adecvată a imaginii și dezvăluirea stenozelor arteriale semnificative la nivelul extremităților inferioare, fără a fi nevoie de mijloace de contrast exogene.
MRA cu precesie liberă în regim staționar
Tehnicile de precesie liberă în regim staționar echilibrat (SSFP) sunt populare pentru NCE MRA deoarece contrastul imaginii este determinat de rapoartele T2/T1, ceea ce duce la imagini de sânge inerent luminoase, cu o dependență redusă de afluxul de sânge . Atât arterele, cât și venele au un semnal luminos cu MRA SSFP, ceea ce face ca această tehnică să fie bine adaptată pentru aplicațiile MRA toracice (figura 10), unde vasele sunt mai mari și unde evaluarea atât a structurilor arteriale, cât și a celor venoase este importantă (de exemplu, în cazul bolilor cardiace congenitale). În scenariile clinice în care semnalul venos poate interfera cu interpretarea MRA (de exemplu, MRA renală), tehnicile de suprimare a influxului venos pot fi aplicate tehnicilor MRA SSFP pentru a obține imagini MRA pur arteriale.
MRA toracică SSFP. MRA SSFP fără contrast la un pacient cu un anevrism sacular al arcului aortic (săgeată).
Într-o analiză retrospectivă realizată de François et al. la 23 de pacienți care au fost supuși atât CE-MRA, cât și SSFP 3D a aortei toracice, măsurarea diametrului aortic a fost în esență egală între cele două metode, cu o vizualizare sensibil superioară a rădăcinii aortice folosind SSFP 3D. Un studiu separat a comparat CE-MRA cu 3D SSFP pentru evaluarea venelor pulmonare (PV) înainte de intervenția chirurgicală de ablație prin radiofrecvență, iar imaginile 3D SSFP au demonstrat măsurători precise ale diametrului PV cu o SNR și CNR superioare . Un studiu realizat de Krishnam et al. a demonstrat că MRA SSFP MRA a aortei toracice cu respirație liberă, generată de ECG, a avut o sensibilitate și o specificitate diagnostică egală în comparație cu CE-MRA la 50 de pacienți cu suspiciune de boală a aortei toracice. Analiza independentă calitativă și cantitativă a imaginilor a arătat că ambele tehnici oferă grade excelente de vizibilitate a tuturor segmentelor aortice. SSFP MRA a demonstrat o vizibilitate mai bună a rădăcinii aortice și a avut valori SNR și CNR mai mari pentru toate segmentele, permițând în același timp pacientului să respire liber în timpul imagisticii.
3D SSFP MRA a fost, de asemenea, aplicată la evaluarea arterelor renale. Maki, et al. au comparat 3D SSFP MRA cu CE-MRA la 1,5T la 40 de pacienți și au arătat că 3D SSFP MRA a avut o sensibilitate de 100% și o specificitate de 84%. În mod similar, Wyttenbach, et al. au evaluat 53 de pacienți suspectați de stenoză a arterelor renale cu SSFP 3D și CE-MRA la 1,5T, iar SSFP MRA 3D a avut o sensibilitate și o specificitate de 100% și, respectiv, 84%. Un studiu realizat de Lanzman et al. a comparat calitatea imaginii și vizibilitatea arterelor renale la 1,5T și 3,0T și a demonstrat o creștere semnificativă a SNR și CNR la 3,0T de 13-16% și, respectiv, 16-23%, cu cea mai mare îmbunătățire a calității medii a imaginii la nivelul ramurilor arterelor segmentare. Câștigul, deși semnificativ, este mai puțin decât se aștepta prin dublarea teoretică a SNR anticipată la 3,0T datorită faptului că SSFP se bazează pe contrastul din raportul T2/T1.
Arterial spin labeling (ASL) este o tehnică care poate fi combinată cu SSFP pentru a îmbunătăți calitatea imaginii prin suprimarea îmbunătățită a țesutului de fond. Protonii în amonte de câmpul de imagistică sunt „marcați” cu un impuls de inversie pentru a oferi contrast. Țesutul de fond poate fi suprimat prin scăderea imaginii neetichetate din imaginea sângelui etichetat în două achiziții sau prin aplicarea unui impuls de etichetare neselectivă din punct de vedere spațial a întregului câmp de imagistică în plus față de impulsul de etichetare aplicat arterelor de interes într-o singură achiziție . ASL cu SSFP oferă imagini cu sânge luminos, fără sânge venos, cu SNR ridicat, deosebit de potrivite pentru imagistica arterelor carotide și renale (figura 11) datorită sensibilității reduse la artefactele de flux . Vascularizația complexă a aortei în raport cu arterele renale este bine vizualizată în această tehnică, iar experiența clinică inițială a arătat rezultate comparabile cu CE-MRA atât la voluntarii sănătoși, cât și la pacienții cu stenoză a arterelor renale (figura 12) . Utilizând acest tip de secvență la 67 de pacienți suspecți de stenoză a arterelor renale, Glockner et al. au constatat că SSFP a furnizat imagini diagnostice în majoritatea cazurilor, dar având o incidență mai mare de rezultate fals pozitive și negative în comparație cu CE-MRA.
SSFP MRA renală. (A) MRA SSFP SSFP fără contrast, pregătită pentru aflux, cu recuperare prin inversiune și (B) MRA cu contrast la un pacient cu două artere renale drepte (săgeată închisă = artera renală principală; săgeată deschisă = artera renală accesorie). Este interesant faptul că ramurile segmentare ale arterei renale (vârfuri de săgeată) sunt mai bine văzute cu MRA SSFP decât cu MRA cu contrast îmbunătățit.
MRA SSFP pentru transplant renal. (A) MRA SSFP SSFP fără contrast, pregătită pentru flux, cu recuperare prin inversie, (B) MRA cu contrast și (C) angiografie prin substracție digitală la un pacient cu stenoză de arteră de transplant renal (săgeată închisă). O stenoză este prezentă și în artera iliacă comună (săgeată deschisă).
ASL este limitată prin faptul că se bazează pe viteza arterială pentru a înlocui sângele din planul imagistic cu sânge marcat. În arterele periferice cu flux mai lent, afluxul de sânge marcat se poate apropia de T1 al țesuturilor înconjurătoare, eliminând astfel efectul de marcare. Acest lucru poate fi depășit parțial prin achizițiile multiple, cu plăci mai subțiri, dar în detrimentul unor timpi de imagistică mai lungi.
MRA cu contrast de fază
MRA cu contrast de fază (PC) generează o imagine prin aplicarea unui gradient bipolar de codificare a vitezei în timpul secvenței de impulsuri de două ori în direcții opuse, ceea ce are ca rezultat o schimbare de fază netă de zero în țesuturile staționare în timp ce se aplică o schimbare de fază în sângele în mișcare, producând un semnal. Intensitatea semnalului este proporțională cu viteza sângelui în mișcare și cu intensitatea gradientului bipolar de codificare a fluxului, care este prescrisă prin setarea valorii Velocity Encoding (Venc). Venc descrie viteza maximă care poate fi codificată cu acuratețe, fără a se produce un aliasing, similar cu măsurarea vitezei Doppler. Astfel, MRA cu contrast de fază oferă imagini anatomice ale vaselor, în plus față de datele hemodinamice, despre flux, spre deosebire de tehnicile TOF și CE-MRA. Pierderea semnalului intravascular pe MRA 3D PC la și distal față de o stenoză semnificativă din punct de vedere hemodinamic (figura 13) se datorează dispersiei de fază intravoxel legată de fluxul turbulent și poate fi utilizată pentru a estima semnificația hemodinamică a stenozelor . PC MRA poate fi utilizată pentru a identifica direcția și viteza fluxului și are o mai bună suprimare a fondului în comparație cu TOF. Utilizarea sa este limitată de timpi mai lungi de achiziție a imaginilor și de o sensibilitate mai mare la schimbările de viteză și magnitudine a fluxului sanguin în timpul ciclului cardiac . La 3,0T, deși nu există o acuratețe crescută a măsurătorilor de flux în comparație cu 1,5T, există un semnal mai mare și mai puțin zgomot măsurat pentru un VENC dat. Acest lucru permite creșterea VENC, reducând artefactele de aliasing în regiunile cu flux mai mare fără a crește zgomotul general al imaginii la niveluri inacceptabile .
MRA 3D cu contrast de fază. (A) MRA cu amplificare de contrast, (B) MRA cu contrast de fază (PC) 3D și (C) angiografie prin substracție digitală la un pacient cu stenoză a arterei renale drepte (săgeată). Vidul de semnal pe MRA 3D PC indică faptul că stenoza este semnificativă din punct de vedere hemodinamic. Gradientul de presiune de-a lungul stenozei la angiografia cu cateter a fost de 18 mmHg.
În mod tradițional, PC MRA a fost efectuată cu codificarea vitezei în trei direcții fără nicio informație temporală pentru a obține o angiogramă RM cu „diferență complexă”. Cu această abordare, fiecare achiziție a fost repetată de trei ori cu o direcție diferită de compensare a vitezei și o dată fără compensare a fluxului. Deoarece sunt necesare patru achiziții pentru MRA PC 3D, timpii de scanare sunt lungi și volumul de imagistică este limitat. Tehnicile de imagistică paralelă și subeșantionarea radială 3D , sau reconstrucția prin proiecție izotropă cu subeșantionare amplă (VIPR), au fost utilizate pentru a reduce timpul de scanare fără a compromite acoperirea sau rezoluția. În plus, aceste tehnici de accelerare a achiziției de imagini au permis achiziția de informații temporale în plus față de achiziția PC MRA 3D standard, rezultând astfel o PC MRA cvadridimensională (4D = codificare spațială tridimensională, codificare tridimensională a vitezei și timp) pentru o varietate de aplicații vasculare. În timp ce aceste secvențe mai noi de MRA PC 4D pot fi utilizate pentru MRA NCE, direcția viitoare a acestor tehnici constă în informațiile hemodinamice suplimentare furnizate. Spre deosebire de PC MRA bidimensională (2D) convențională, în care vasul de interes trebuie să fie cunoscut înainte de scanare și planul imaginii trebuie să fie prescris la scaner în timpul examinării, tehnicile PC MRA 4D permit evaluarea post priori a vitezelor de curgere ale oricărui vas din volumul de imagistică din aceeași achiziție. În plus, tehnicile 4D PC MRA pot fi utilizate pentru a evalua calitativ modelele complexe de flux din cadrul sistemului cardiovascular (figura 14) și pentru a calcula diverși parametri hemodinamici în mod neinvaziv, inclusiv gradienții de presiune , tensiunea de forfecare a peretelui și indicele de tensiune oscilatorie . Implementarea acestor tehnici în rutina clinică este în prezent limitată de capacitatea noastră de a procesa și interpreta cantitatea mare de date generate de aceste secvențe.
MRA de flux 4D. Urme de particule din 4D flow MRA (PC VIPR) la același pacient din figura 1. Fluxul laminar este prezent în lumenul adevărat (săgeată închisă) și fluxul elicoidal este prezent în lumenul fals (săgeată deschisă).
.