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Pubblicazione tesi on-line

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Luca Bartalini

NOTE DI RESPONSABILITA'

Le tesi pubblicate su questo blog sono consultabili liberamente ma NON e' consentito il download sui propri dispositivi.

Tutto il materiale contenuto e' autoprodotto basandosi sulla letteratura allegata ma non controllato da nessun organo di revisione ufficiale.

Lo staff di "Fermononrespiri" e gli autori delle tesi non si prendono nessuna responsabilita' in caso di contenuti errati o non allineati alla suddetta letteratura.

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Le seguenti tesi sono state materiale di esame finale del MASTER di primo livello per l'anno 2012-2013 presso l'universita' di firenze dal titolo:

"Specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza magnetica ed elaborazione di immagini in ambito clinico e di ricerca"

NOTA: La formattazione del testo può subire delle variazioni rispetto ai testi originali per esigenze WEB

ELENCO TESI

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Pubblicazione NON AUTORIZZATA

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Doppi tempi di inversione

MP2RAGE Vs DIR

Roberto Chiozzi

Libero Professionista

Riassunto

La Risonanza Magnetica è la metodica con la maggior risoluzione di contrasto rispetto alle altre tecniche di imaging diagnostico grazie alla sua multiparametricità. Attraverso uno dei parametri fondamentali, cioè il tempo d’inversione, è in grado di discriminare i tessuti conoscendo a priori il loro tempo di rilassamento annullandone il segnale. Questa capacità viene esaltata dalle tecniche che contengono al loro interno due tempi di inversione, grazie alle quali è possibile ottenere immagini in cui due tessuti sono soppressi contemporaneamente. Una delle tecniche, presa in considerazione in questo lavoro, è la DIR, sequenza presente soprattutto nei protocolli per Sclerosi Multipla. Con il passare degli anni è stata ottimizzata fino ad ottenere volumi 3D che ne migliorano l’accuratezza e la precisione diagnostica mantenendo tempistiche di acquisizione ragionevoli. Una seconda tecnica, più recente, nasce come un miglioramento della MPRAGE e, poiché utilizza due tempi d’inversione, è stata chiamata MP2RAGE. Avvalendosi di questa sua caratteristica, è stata elaborata un’ulteriore tecnica, la FLAWS, che discostandosi dallo scopo iniziale della MP2RAGE, non sfrutta i due tempi di inversione per generare un’unica immagine, ma crea due set di immagini, che non devono per forza essere combinate tra loro. Qualora queste due immagini vengano combinate tra loro sono in grado di generare un’unica immagine finale molto simile alla DIR. Entrambe le tecniche, l’MP2RAGE e la DIR, vista la loro apparente somiglianza, sono state poi comparate nei rispettivi ambiti di competenza: l’efficacia nel diagnosticare lesioni demielinizzanti, dove la DIR è considerata attualmente il Gold Standard, e la stima dello spessore corticale in cui l’MP2RAGE rappresenta un miglioramento rispetto all’MPRAGE.

Parole chiave

DIR, MP2RAGE, DOPPIO TEMPO DI INVERSIONE, SCLEROSI MULTIPLA, SPESSORE CORTICALE.

Introduzione

La materia bianca (WM), la materia grigia (GM) e il liquido cefalo-rachidiano (CSF) sono i tre tessuti che costituiscono, per la quasi totalità, l’area encefalica. Da sempre l’eccessiva intensità di segnale nelle sequenze T2 pesate, proveniente dal CSF, crea problemi dal punto di vista diagnostico nel discriminare lesioni periventricolari. Anche il miglioramento dell’identificazione di lesioni demielinizzanti a livello corticale, o all’interno della materia bianca stessa, ha rappresentato negli ultimi anni uno stimolo per migliorare i contrasti tra questi tre tessuti. Infatti, la somiglianza dei tempi di rilassamento, soprattutto tra, WM e GM provoca una scarsa differenziazione in termini di risoluzione di contrasto, specialmente nelle sequenze SE T1 pesate. Questo rappresenta un ostacolo anche per gli studi che richiedono stime dello spessore corticale. Fin dal 1994 sono state studiate sequenze che, sfruttando la conoscenza dei tempi di rilassamento dei tessuti, fossero in grado di annullare il segnale di uno o più di essi permettendo di esaltare il contrasto con quelli circostanti. Gli studi per Sclerosi Multipla (SM) sono stati tra i primi a beneficiare della DIR, una sequenza che grazie all’utilizzo dei suoi due tempi d’inversione, forniva immagini in cui il segnale proveniva unicamente dalla materia grigia, andando a sopprimere sia il liquor che la materia bianca contemporaneamente, esaltando perciò le lesioni presenti al suo interno. Questa sequenza si proponeva anche come soluzione anche per i primi possibili approcci di segmentazione della corteccia cerebrale. Il grande scoglio era dovuto ai lunghi tempi di acquisizione superati negli anni grazie all’introduzione di sequenze Turbo coadiuvate da modalità di acquisizione multi slices (MS) e interlieved. Al giorno d’oggi però, gli algoritmi di segmentazione si basano principalmente su sequenze 3D Gradient Echo T1 pesate ad alta risoluzione che, come tutte le sequenze GE risentono delle disomogeneità di campo magnetico, che peggiorano con l’aumentare dell’intensità di campo, soprattutto quelle derivanti dal campo B1. Una nuova sequenza l’MP2RAGE, è stata introdotta di recente proprio per cercare di superare questi problemi. Si caratterizza per l’utilizzo di un doppio tempo d’inversione come la DIR. Recentemente, infatti, attraverso l’ottimizzazione dei suoi parametri, si è creata una sequenza 3D GE simile alla DIR chiamata FLAWS (Fluid And White matter Suppression). Di contro la DIR, grazie ai recenti sviluppi nell’utilizzo di Flip Angle Variabile (VFA), è stata ottimizzata per creare una sequenza 3D TSE con l’idea di rappresentare una soluzione per superare le inefficienze delle 3D GRE T1 utilizzate per la stima dello spessore corticale.

Materiali e Metodi

Una tecnica di acquisizione che è stata introdotta in ambito neuroradiologico già da diversi anni è la DIR, acronimo che sta per Dual Inversion Recovery. La sequenza, è identificata dalle case costruttrici con i seguenti nomi commerciali: Grey/White Matter Only (Philips), DIR (SIEMENS), DIR (GE), Hitachi e Toshiba attualmente non ne dispongono. Appartiene alla famiglia delle SE e utilizza una doppia preparazione per generare un’unica immagine. Inizialmente questa sequenza era molto costosa in termini temporali, basti pensare che per acquisire 3 fette occorrevano circa 26 minuti.

Il principio su cui si basa questa tecnica può essere illustrato nella figura 1.

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Figura 1: Schema tempi di inversione DIR.[16]

Dal diagramma si può notare che la peculiarità di questa sequenza è l’utilizzo di due impulsi d’inversione. La magnetizzazione longitudinale è invertita dal primo impulso a 180° e portata sul piano –Z, vi è poi un primo intervallo temporale (TI1) in cui si aspetta che i tessuti recuperino la loro magnetizzazione. Come si può notare il più lento è il liquor (CSF), che ha un tempo di rilassamento longitudinale che varia all’interno di un range da 4070 a 4425 msec, sia che si utilizzino scanner da 1,5T che da 7T, al contrario degli altri tessuti che tendono ad innalzare il loro tempo di rilassamento longitudinale con l’aumentare dell’intensità di campo. Quando il liquor si trova a passare per il piano XY tutti gli altri tessuti hanno sicuramente già recuperato buona parte della loro magnetizzazione, e a questo punto è inviato un secondo impulso d’inversione che eccita tutti i tessuti riportandoli su –Z, ma saranno dotati di una minore quantità di magnetizzazione. Segue un secondo tempo di attesa (TI2) che corrisponde alla tempistica esatta in cui WM e il CSF passano contemporaneamente dallo zero. In quel momento viene fatta partire la vera e propria acquisizione della sequenza in modo tale che il segnale non contenga al suo interno nessun contributo da parte della WM né del CSF, ottenendo in questo modo il risultato rappresentato dalla figura 2.

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Figura 2:DIR a confronto. RM Philips (a) e RM GE (b).[7-2]

Dati tecnici relativi ai parametri delle due acquisizioni sono riportati nella tabella 1.

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Il primo passo per migliorare questa sequenza è stato l’introduzione dell’acquisizione in modalità multislices (MS), ottimizzando gli impulsi di inversione e i rispettivi TI al fine di sfruttare al massimo il delay time dovuto all’abbondante TR, riuscendo ad inserire quanti più possibili sliceloop time. Dai dati riportati in tabella è possibile notare un’ulteriore differenza infatti, benché le due sequenze non abbiano geometrie identiche, è lampante che si sia riusciti ad ottenere, nella stessa tempistica, un’acquisizione con il doppio delle medie, quindi un miglioramento del rapporto S/R del 40%. Inoltre, mentre in passato si è optato per l’utilizzo di un TE tipico per una ponderazione T2 al fine di sfruttare al massimo le differenze generate dalla curva di rilassamento trasversale, oggi si è passati all’utilizzo di un TE che rientra nel range della pesatura in Densità Protonica (DP), permettendo di visualizzare al meglio le lesioni encefaliche in regione infratentoriale.

Nonostante gli sviluppi il SNR e il cross tolk rappresentano comunque delle limitazioni per le sequenze 2D MS, l’ovvia soluzione a questo problema è stato trovato sviluppando sequenze DIR 3D che rimangono sempre all’interno della famiglia delle sequenze SE.

L’acquisizione 3D migliora sicuramente il SNR ed è intrinsecamente immune dal problema del cross talk, ma ha il limite dell’eccessiva durata temporale. Anche in questo caso è stata trovata una soluzione cercando di migliorare e ottimizzare al massimo la modalità interlived e concatenando gli slab di acquisizione.

Grazie alla possibilità data dalle apparecchiature ad alto campo (>3T), il rapporto S/R è aumentato consentendo l’utilizzo dell’imaging parallelo per abbattere il problema temporale senza andare ad inficiare troppo sulla qualità dell’immagine. Un’altra strategia, che è stata implementata su questa sequenza solo negli ultimi anni, è l’utilizzo della tecnica del Flip Angle (FA) variabile che consente l’uso di un massiccio treno di echi.

L’altra tecnica, oggetto di questo studio, è l’MP2RAGE, che sfrutta l’utilizzo di un doppio tempo di inversione (TI).Questa tecnica si propone come un’evoluzione della ben più nota MPRAGE, appartiene pertanto sempre alla famiglia delle rapid acquisition gradient echo con la differenza che essa è in grado di generare 2 volumi di immagini, uno dopo ogni inversione; da qua il nome MP2RAGE (Magnetization Prepared 2 Rapid Acquisition Gradient Echoes) il cui diagramma è rappresentato dalla figura 3.

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Figura 3: Diagramma temporale MP2RAGE.[8]

Nella MPRAGE convenzionale il segnale, benché sia maggiormente ponderato T1, risente anche della dipendenza dalla DP e dall’influenza del T2*. Sia DP che T2* tendono, infatti, a ridurre il contrasto T1 disponibile nell'immagine MPRAGE, oltre al fatto che ad alti campi risente molto, essendo di base una GE, delle disomogeneità soprattutto del campo B1.

Per ovviare ai problemi sopra citati si è pensato di acquisire due serie d’immagini MPRAGE a tempi d’inversione diversi, mantenendo però inalterati gli altri parametri. In questo modo, le due immagini sono affette dalle stesse disomogeneità di B1 e attraverso una combinazione fra esse, l’immagine risultante sarà libera dalle ponderazioni DP e T2* e dalle disomogeneità di B1.

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Figura 4:Immagini prodotte dalla MP2RAGE su 3T e 7T.[8]

Un modo per rendere l’acquisizione indipendente dalle disomogeneità di campo è utilizzare un’acquisizione che sia anche quantitativa; Il metodo più conosciuto è sicuramente quello della mappatura T1, la quale può avvenire attraverso una variazione dei tempi d’inversione all’interno della sequenza, oppure utilizzando diversi angoli di FLIP in una Soiled Gradient Echo.

In entrambi i casi si deve eseguire un’operazione di FITTING prendendo i dati delle due acquisizioni scegliendo, in base alla strategia, l'equazione più adatta per fare il FIT.

Le due immagini saranno poi adeguatamente "processate" facendo un FIT dei dati pixel per pixel utilizzando un modello opportuno.

Poiché la MP2RAGE è un’immagine in larga misura puramente T1 ponderata, può fornire un’eccellente base per una stima veloce del T1, inoltre, questa sequenza fornisce un’immagine ad alta risoluzione (<1mm3) di tutto l’encefalo in circa 10 minuti senza la necessità di coregistrazione con altre immagini.

Come mostrato dalla figura 3 lo schema della sequenza MP2RAGE inizia come una convenzionale MPRAGE, con una preparazione della magnetizzazione eseguita con un impulso d’inversione adiabatico, seguito da un tempo di ritardo TA, dopo il quale viene introdotto un blocco di echi di gradiente caratterizzato da un piccolo FA e da un breve TR, andando ad acquisire N-linee del K-spazio in modo lineare. Essendo un’acquisizione 3D volumetrica, rispetto alla 2D, è dotata di una seconda codifica di fase che determina la localizzazione nella direzione degli slab di volume; quest’ultima, in base al tempo in cui avviene il riempimento del centro del K-spazio, contribuirà a definire l’effettivo tempo di inversione. Alla fine del primo blocco gradient-echo è introdotto un ritardo TB, prima dell’inizio del secondo blocco gradient-echo, che è identico al primo blocco di echi di gradiente, tranne che per il suo angolo di Flip. Alla fine del secondo blocco gradient-echo è introdotto un tempo di recupero TC, prima che venga riapplicato l’impulso di inversione adiabatico. Le due immagini sono poi combinate utilizzando la seguente espressione:

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Sebbene l’immagine combinata comporti una riduzione del SNR nell'immagine finale, a causa della propagazione del rumore, questo non comporta però una riduzione del rapporto contrasto rumore (CNR) dell'immagine risultante, poiché la dipendenza dalla componente DP e T2* è stata rimossa dall'immagine MP2RAGE combinata. Questo apporta un miglioramento del CNR tra WM, GM e CSF.

Con tentativi reiterati attraverso la prova di diversi FA, si sono cercati valori ottimali che fossero in grado di ridurre le inomogeneità di campo senza andare ad inficiare troppo sul CNR.

Il massimo rapporto contrasto-rumore tra WM, GM, e CSF utilizzando uno scanner da 3T è stato giudicato essere ottimale con i seguenti valori: TR: 6,25 s TI1: 0,8 s, TI2: 2,2 s, FA1: 7°, FA2: 5°. Un valore troppo elevato del TR comporta però una durata eccessiva della sequenza, si è pertanto stabilito che i parametri che rappresentano un giusto compromesso sono: TR: 5 s TI1: 0,7 s, TI2: 1,5 s, FA1: 7°, FA2: 5°.

Un’interessante variante della MP2RAGE è la sequenza che viene definita FLAWS (FLuid And White matter Suppression), che nasce dalla necessità di acquisire immagini T1W morfologiche, ma anche immagini che forniscano una buona visualizzazione delle strutture sottocorticali. Questa nuova sequenza ha il vantaggio di generare un contrasto ''simil-MPRAGE'' (FLAWS 2) e uno ''simil-FGATIR'' (FLAWS 1) (Fast Grey matter T1 Inversion Recovery). La combinazione delle due serie d’immagini risulta avere un contrasto molto simile alla DIR, con il vantaggio di avere una singola scansione e una coregistrazione intrinseca alla metodica.

Anche in questo caso i parametri sono stati ottimizzati partendo dall’equazione di Bloch ottenendo i seguenti dati, dei quali vengono riportati solo i parametri della sequenza più rilevanti: TR: 3-9 s, TI1: 200-500 msec, TI2: 700-1300 msec, FA1 e FA2: range 2-12°.

FLAWS permette l'acquisizione di due serie d’immagini a due diversi punti temporali della curva di recupero T1.

Tale sequenza è solo una delle potenziali varianti dell’MP2RAGE infatti, manipolando i principali parametri (TR, FA, TI), è possibile generare anche altre tipologie di contrasto sfruttando la conoscenza del tempo di rilassamento longitudinale dei tessuti, riuscendo ad ottenere, ad esempio, un contrasto che annulli la materia grigia.

L’analisi quantitativa di contrasto dei tessuti ha mostrato che, in generale, FLAWS 1 e FLAWS 2 hanno CNR migliore o comparabile a quella di FGATIR ​​e MPRAGE rispettivamente. Per consentire a questa sequenza di acquisire due immagini con contrasti diversi, sfruttando due TI differenti, è necessario utilizzare un TR superiore rispetto alla MPRAGE e alla FGATIR. Ciò comporta un aumento del tempo di imaging che la rende meno pratica in ambito di routine clinica a meno che non venga utilizzato l’imaging parallelo.

Nel complesso, il vantaggio principale della FLAWS è la capacità di fornire, in un tempo di acquisizione minore di 11 min, due volumi coregistrati creando immagini con una buona visualizzazione delle strutture dei gangli basali.

Essa si propone come una modifica della MP2RAGE infatti, grazie alla combinazione dei due contrasti è in grado di generare immagini con soppressione sia del liquor che della materia bianca, riuscendo quindi ad esaltare le lesioni presenti in quest’ultima. Nella figura 5 è possibile apprezzare come l’immagine combinata della FLAWS sia somigliante alla DIR.

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Figura 5: Confronto tra FLAWS combinata (a) e SPACE DIR (b).[14-5]

Discussione

Le sequenze DIR e MP2RAGE precedentemente descritte, sono state messe a confronto su due ambiti distinti, il primo è nel rilevamento e nella capacità di discriminare lesioni di SM, mentre il secondo è la capacità di fungere da sequenze su cui basare il rilevamento morfometrico dello spessore corticale.

In passato la DIR non rientrava all’interno dei protocolli d’imaging utilizzati di routine, a causa dei suoi lunghi tempi di acquisizione e dello scarso SNR. Oggi però, grazie all’avvento dell’imaging clinico effettuato anche ad alti campi magnetici (> 3T), si ha un aumento del segnale disponibile, il quale può essere investito attraverso l’utilizzo di tecniche che velocizzano l’acquisizione, una su tutte è l’imaging parallelo che consente la riduzione di quest’ultima senza alterare le caratteristiche geometriche della sequenza.

La DIR quindi è ormai entrata a far parte del protocollo per Sclerosi Multipla (SM), venendo considerata una delle principali sequenze di riferimento, questo perché il contrasto tra le lesioni e la materia bianca soppressa è ben esaltato. Inoltre si deve considerare che al momento del passaggio per il null point del liquido cerebrospinale e della materia bianca, la magnetizzazione della materia grigia è anch’essa diminuita (in termini assoluti), generando a un’intensità di segnale più attenuata nelle immagini DIR magnitudo dovuto al fenomeno del rescaling. Questo comporta, in alcuni casi, una migliore visibilità della lesione anche all'interno materia grigia stessa.

La DIR può dunque essere considerata già una certezza in campo di SM, al contrario dell’MP2RAGE che è stata testata solo ultimamente. Uno studiorecente ha confrontato queste due sequenze avvalendosi del giudizio clinico di un radiologo e di un neurologo. Entrambi, in maniera individuale, hanno identificato le lesioni da SM, in tutti e 2 i volumi di immagini, ignorando lo stato clinico dei pazienti e consapevoli dei potenziali artefatti che si possono generare negli studi di Sclerosi Multipla in MRI.

La stessa procedura è stata applicata per identificare eventuali lesioni in volontari sani presi di riferimento. La conta delle lesioni nei soggetti sani è stata usata come confronto per calcolare il tasso di falsi positivi per entrambe le tecniche, dividendo il numero di lesioni rilevate nei pazienti sani per il conteggio totale delle lesioni (TLC) ottenute con la stessa tecnica in tutti i pazienti.

Questo calcolo del tasso di falsi positivi presuppone che tutte le lesioni negli esami dei pazienti sani provengono da artefatti e non da lesioni di SM e che la stessa contaminazione avvenga in tutti i pazienti.

I volumi di imaging sono stati poi coregistrati in un'unica immagine comune (unionmask), utilizzando un software di registrazione, il TLC e il volume della lesione totale (TLV) sono stati calcolati presupponendo che la unionmask rappresenti la migliore possibile descrizione del carico lesionale.

Il risultato del TLC (cerebrale e cerebellare) evidenzia che la DIR è la sequenza più sensibile, anche se la MP2RAGE non si discosta di molto. Considerando invece solo il parenchima cerebrale è la MP2RAGE a predominare, mentre è nettamente migliore la DIR quando si osservano i dati riguardanti il solo parenchima cerebellare.

Con il presupposto che le lesioni contate nei controlli dei pazienti sani, rappresentino falsi positivi, si conclude che le due sequenze hanno ottenuto entrambe risultati più affidabili rispetto ad una FLAIR 2D, in percentuali di falsi positivi: 6% perMP2RAGE, 9% per DIR e 15% per FLAIR 2D.

Per un ulteriore confronto è stata utilizzata la FLAIR 2D per normalizzare il valore del rapporto contrasto-rumore, anche in questo caso la MP2RAGE appare leggermente migliore rispetto alla DIR, infatti, la media della somma, calcolata su dieci lesioni, è più alta per il contrasto MP2RAGE: (CNRMP2RAGE/CNR2DFLAIR = 1.61), DIR (CNRDIR/CNR2DFLAIR=1.52).

Riassumendo per il rilevamento delle lesioni a carico della sostanza bianca e grigia, l’MP2RAGE ottiene risultati simili alla sequenza DIR, andando addirittura a prevalere quando viene valutata in termini di rilevamento di lesioni falsi positivi.

Il fatto che la sequenza MP2RAGE fornisca elevata sensibilità nel conteggio delle lesioni, ma una ridotta valutazione del volume di quest’ultime, indica la buona sensibilità del contrasto T1 per distinguere la presenza di tessuto patologico, ma una ridotta sensibilità per rivelare diffusione del tessuto lesionato (microedema e sottile gliosi), dove il contrasto T2 può fornire maggiori informazioni.

Va notato, inoltre, che la tecnica FLAIR 2D applicata in questo studio, utilizza fette di 2,5 mm di spessore rispetto agli 1,2 mm delle volumetriche 3D, introducendo maggiori effetti da volume parziale e una minore sensibilità per risolvere due o più lesioni spazialmente vicine. Un’analisi separata ha rivelato che 56 lesioni, valutate come singola lesione nella FLAIR 2D, sono state identificate come due lesioni separate sia nella MP2RAGE che nella DIR.

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Figura 6:Rilevamento lesioni SM. FLAIR (a), 3D DIR VFA (b), MP2RAGE ©.[19]

Il secondo ambito di confronto è rappresentato dall’affidabilità delle due sequenze nella stima dello spessore corticale, il quale, per essere misurato, necessita di una serie di passaggi tecnici che possono essere suddivisi in una prima fase di acquisizione dei dati grezzi e una seconda fase di elaborazione delle immagini.

Per quanto concerne quest’ultima seguiranno operazioni di segmentazione, stima dello spessore e altre procedure che non verranno descritte in questo lavoro.

Per quanto riguarda la fase di acquisizione la sequenza più utilizzata solitamente è un’immagine ad alta risoluzione T1 pesata, che offre un buon contrasto tra WM, GM e il CSF. Solitamente la sequenza è una 3D T1 pesata della famiglia delle Gradient Echo, generalmente si utilizza una sequenza MPRAGE grazie al suo eccellente contrasto e alla sua velocità.

I limiti di una sequenza gradient echo però sono ben noti, uno dei problemi principali si pone nelle regioni con scarsa omogeneità di B0 soprattutto a causa delle differenze di suscettività tra aria e tessuto.

Attualmente poche altre sequenze sono state utilizzate per calcoli morfometrici a livello cerebrale, ecco perché la sequenza MP2RAGE rappresenta sicuramente un miglioramento rispetto alla sequenza nativa, grazie alla correzione intrinseca delle disomogeneità B1e alla ridotta contaminazione da DP e da T2*, che favoriscono il contrasto T1 presente in questa sequenza.

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Figura 7: Confronto tra MPRAGE (a) e MP2RAGE (b).[15]

Un’altra possibile soluzione per risolvere il problema dell’echo di gradiente è senza dubbio quella di utilizzare delle sequenze con un'elevata risoluzione ma basate su un approccio di tipo spin-echo. Anche in questo caso però sono presenti alcune limitazioni, prima fra tutte riuscire ad ottenere un buon contrasto T1 paragonabile alla gradient echo. Una seconda limitazione può essere dovuta alla creazione di volumi 3D con un tempo di scansione ragionevole, infatti, nelle sequenze TSE attualmente utilizzate in pratica clinica si possono applicare solo un moderato numero di treni di echo che non rappresentano una soluzione per ridurre adeguatamente la tempistica di acquisizione.

Recentemente è stata sviluppata una tecnica che permette di superare il problema, questa è basata sulla modulazione dell'angolo di Flip degli impulsi di rifocalizzazione e le sequenze che la utilizzano vengono chiamate Variable Flip Angle (VFA). Utilizzando proprio questa modulazione per compensare il decadimento del segnale, riescono a mantenerne un’intensità tale da permettere un lungo treno di echi.

Considerando il fatto che, per le stime degli spessori corticali, è preferibile utilizzare metodi che esaltino il contrasto tra la materia bianca e la materia grigia, si è provato a combinare la tecnica VFA con la preparazione della DIR. Pertanto è stato eseguito uno studio ad alta risoluzione a 1mm3 che permetta di ricavare lo spessore corticale grazie all’elevato contrasto e una piena copertura volumetrica dell'encefalo utilizzando un 3D DIR VFA. In ultimo la sequenza è stata poi confrontata con una sequenza MPRAGE (figura 8).

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Figura 8: Determinazione spessore corticale in MPRAGE (a) e 3D DIR VFA (b).[21]

Il risultato di questo studio denota un eccessivo tempo di acquisizione della nuova sequenza creata (23 minuti circa), nel quale i rischi di movimento del paziente sono troppo elevati e vanno ad inficiare sul risultato. Inoltre, il rapporto segnale rumore ancora troppo basso, causa spesso delle sovrastime rispetto alla sequenza di confronto. Rimane comunque chiaro che, per quanto concerne la determinazione dello spessore corticale, uno dei problemi principali resta l’effetto da volume parziale che, nonostante sia stata acquisita ad una risoluzione di 0,5 mm3 grazie all’utilizzo di uno scannare da 7T, non può essere considerato risolto nemmeno dalla MP2RAGE.

Conclusioni

La risonanza magnetica può essere definita la metodica principe nella risoluzione di contrasto, questo grazie alla sua capacità di riuscire a discriminare in maniera eccellente i differenti tessuti utilizzando un parametro fondamentale come il tempo di inversione.Le due tecniche prese in esame ne sono oggi la massima espressione e tendendo a sconfinare l’una nel campo dell’altra. L’MP2RAGE, testata in ambito clinico in riferimento alla patologia da Sclerosi Multipla ha fornito buoni risultati benché il contrasto T1 non sia ottimale in riferimento alla patologia.La DIR, al contrario, nonostante le successive evoluzioni tecniche non è riuscita a raggiungere gli obiettivi sperati dagli sviluppatori nel determinare lo spessore corticale. Entrambe le tecniche rimangono pertanto sequenze di riferimento ognuna nel proprio ambito di competenza.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Riduzione degli artefatti da metallo nelle sequenze 2D e 3D

SEMAC vs MAVRIC

Daniela Picarella

U.O.C Ospedale G. Fracastoro, San Bonifacio, Verona

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

In Risonanza Magnetica (MR) uno dei limiti più rilevante è da sempre la notevole sensibilità agli artefatti da metallo.

Le complicanze cliniche legate alle protesi metalliche sono note e relativamente frequenti (reazioni infiammatorie da corpo estraneo, infezioni lievi fino all’ascessualizzazione intracavitaria, dislocazioni del presidio ortopedico).

Più frequente è altresì la necessità di valutare lo stato anatomo-funzionale dell’articolazione e quindi l’uso clinico della MR. La necessità di studiare e migliorare l'imaging dei tessuti molli e dell'osso in pazienti con protesi articolari metalliche ha portato ad implementare, da parte di General Electric (GE), la classica tecnica SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) con una nuova tecnica di studio, MAVRIC (Multiple Acquisition with Variable Resonances Image Combination).

In questo elaborato verrà eseguita una revisione degli articoli di maggior interesse, andando ad analizzare e confrontare le caratteristiche delle maggiori tecniche di soppressione degli artefatti da metallo; da quella classica come la tecnica SEMAC, ovvero sequenze 2D Rapid Acquisition Spin Echo che oltre al gradiente lungo l’asse Z durante la lettura del segnale che va a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute alla presenza di metallo, aggiunge una codifica di fase, la quale corregge le distorsioni tra le slice contigue. A quella di più recente introduzione come la tecnica MAVRIC, che si avvale di acquisizioni 3D Rapid Acquisition Spin Echo, non-slab-selective, con multiple eccitazioni del volume a diverse frequenze di trasmissione RF, le quali vengono inviate durante il delay-time di un TR. I dati provenienti dalle varie eccitazioni successivamente vengono sommati nel dominio spaziale, per ottenere l’immagine finale senza la presenza di distorsioni.

Al termine dell’analisi effettuata possiamo comprendere quanto sia stata importante l’implementazione della nuova tecnica di soppressione degli artefatti da metallo, MAVRIC; la quale porta innumerevoli vantaggi nell’imaging MR dei pazienti portatori di protesi metalliche, soggetti a patologie dell’osso e dei tessuti molli peri-protesici, non valutabili con le sequenze convenzionali.

Parole chiave

Artefatti da metallo, suscettività magnetica e disomogeneità del campo magnetico, correzione della distorsione, SEMAC, MAVRIC.

Introduzione

Negli ultimi anni sono state messe a punto numerose procedure, atte a ridurre gli artefatti da metallo in MR, le quali intervengono sui parametri di scansione al fine di limitare il più possibile le distorsioni nell’immagine; esse prendono l’acronimo MARS (Metal Artifact Reduction Sequence).

I protocolli MARS si basano sull’esecuzione di sequenze FSE T1 e T2 pesate ove l’incremento del treno d’echi determina una riduzione degli artefatti da suscettività magnetica. Ulteriori parametri da gestire sono la matrice che deve essere elevata e l’aumento della banda di readout (Bandwidth). Tuttavia l’incremento di questo delicato parametro, porta come conseguenza un calo piuttosto netto del rapporto segnale/rumore (SNR).

Per questo motivo si è tentato di risolvere il problema alla base, con l’introduzione di sequenze innovative, realizzate appositamente per le protesi e gli impianti in metallo. Da qui l’introduzione nel 2011 della tecnica VAT (View Angle Tilting); ovvero delle semplici sequenze Rapid Acquisition Spin Echo, con un lobo di gradiente aggiuntivo lungo l’asse Z durante la lettura del segnale, atto a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute al metallo; questo corregge gran parte delle distorsioni in-plane (piano XY) ed in seguito, da parte di General Electric (GE), delle più innovative SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) e MAVRIC (Multiple Acquisition with Variable Resonances Image Combination).

Tecnica e Metodologia

Gli artefatti rappresentano un problema ben noto e comune alle moderne tecniche di (ecografia, CT, MR).

Nella MR i possibili artefatti sono in realtà più numerosi rispetto a quanto avviene con altre modalità di immagine e per questo motivo è importante che vengano riconosciuti, per evitare errori nella interpretazione delle immagini e per poter intervenire limitandone la loro influenza.

Per artefatto in MR si intende la presenza d’intensità di segnale che non corrisponde alla distribuzione spaziale dei parametri del tessuto o dei tessuti nello strato acquisito. Esistono diverse classificazioni, che spesso li distinguono in artefatti dovuti al software, all’hardware, al movimento del paziente. Un altro tipo di classificazione si basa invece sul processo di codifica del segnale, che avviene secondo le tre direzioni di codifica di fase, della sequenza e della selezione dello strato. Questa classificazione ha il suo presupposto nel fatto che nella realizzazione di un artefatto un contributo importante viene dato dal processo di codifica del segnale; inoltre, questa classificazione ha il vantaggio di rendere più agevoli il riconoscimento e la comprensione del tipo di artefatto e di consentire un approccio per la loro eliminazione.

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Tabella 1: Classificazione degli artefatti in base alla codifica del segnale MR.

Uno tra questi artefatti, indipendente dalle direzioni della codifica del segnale, è l’artefatto da suscettività magnetica.

Un artefatto da suscettività magnetica è causato dalla presenza di un qualche oggetto nel FOV con una suscettività magnetica molto alta o molto bassa. La suscettività magnetica di un materiale (detta anche permeabilità magnetica) è una misura della variazione del campo magnetico all'interno del materiale rispetto al campo esterno. Materiali diamagnetici esibiscono al loro interno un campo magnetico leggermente inferiore rispetto a quello che verrebbe misurato in assenza dell'oggetto, mentre i materiali paramagnetici esibiscono un campo di poco superiore. I materiali ferromagnetici esibiscono un campo magnetico molto più intenso.

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Figura 1: A sinistra campo magnetico omogeneo e a destra campo magnetico distorto per la presenza di un oggetto con alta suscettività magnetica.

L'immagine nella finestra grafica mostra una regione con un campo magnetico omogeneo nel quale è stato posto un oggetto con un'alta suscettività magnetica. Il risultato è che le linee di campo magnetico curvano all'interno dell'oggetto. Di conseguenza, il campo sarà più intenso o più debole al variare della posizione intorno all'oggetto. Questa distorsione si ripercuote sul campo magnetico statico Bo, sul campo magnetico a radiofrequenza B1 e sui gradienti di campo. Spesso l'artefatto da suscettività è causato da metalli come il titanio o l'acciaio inossidabile presenti all'interno del corpo; questi oggetti sono causa di ulteriori artefatti, come quelli da disomogeneità del campo magnetico. E’ il tipico artefatto causato dalla presenza di materiale conduttivo (metalli) e si osserva in presenza di protesi metalliche, clip chirurgiche, protesi dentarie, ortopediche, ecc. Se queste strutture o impianti sono costituiti da materiale non magnetici, l’effetto negativo sulle immagini è poco evidente; peraltro, se si tratta di materiali ferromagnetici, si produce marcata distorsione dell’immagine, con aspetti molto variabili (a seconda dell’oggetto metallico), ma che in linea generale consiste in una zona più centrale con assenza del segnale (e quindi nera), circondata da una banda asimmetrica con elevato segnale.

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Figura 2: Artefatto da metallo. Esame MR del ginocchio; sequenza FSE 3D, piano sagittale. La presenza di vite metallica determina un artefatto a livello della meta epifisi tibiale, caratterizzato da una zona di assenza di segnale con contorni iperintensi.

L’aspetto dell’artefatto è dipendente anche alla sequenza impiegata, essendo più evidente nelle acquisizioni T2 e, soprattutto, nelle acquisizioni con sequenze con echo di gradiente (GRE). A differenza degli altri tipi di artefatti, vi è limitata possibilità di ridurre l’artefatto; può essere utile ridurre le dimensioni dei voxel, invertire le direzioni di codifica del segnale, preferire l’utilizzo di sequenze Spin-Echo (SE) e Turbo Spin-Echo o Fast Spin-Echo (TSE/FSE) in quanto, utilizzando sequenze con echo di gradiente, gli artefatti risultano particolarmente intensi.

Oggetti metallici come le protesi articolari, provocano ampie zone focali di perdita di segnale con distorsione dell’immagine anche nei tessuti circostanti, rendendo così l’immagine non diagnostica.

Il ruolo della MR nei pazienti portatori di protesi articolari metalliche è quello di identificare eventuali raccolte

peri-protesiche fluide (ipointense in T1 ed iperintense in T2) il cui aspetto può essere variabile in base all’incremento della densità per una quota corpuscolata settica o per la presenza di componenti solide tissutali sia nell’ambiente

peri-articolare che nell’ambito delle strutture adiacenti, ed il grado di necrosi tissutale. Altro elemento semiologico importante da rilevare e la presenza di edema della spongiosa peri-protesica mediante le sequenze STIR. Il mezzo di contrasto endovenoso paramagnetico (chelati del gadolinio) può avere un ruolo nel tipizzare l’eventuale presenza di alterazioni neoplastiche nell’ambito delle parti molli peri-protesiche.

Va tuttavia ricordato che attraverso l’utilizzo di apparecchiatura multislice è possibile eseguire acquisizioni volumetriche ad altissima risoluzione (slice inferiore al mm) con produzione di ricostruzioni multiplanari che possono risultare utili nell’identificare fenomeni di osteolisi peri-protesica non visibili all’esame radiologico.

L’evoluzione tecnologica ha portato all’introduzione di due tecniche appositamente studiate per l’imaging peri-protesico, nello specifico SEMAC e MAVRIC.

La tecnica SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) è una sequenza 2D Rapid Acquisition Spin Echo che eccita slice 2D, eseguendo una codifica 3D ed utilizza un angolo di inclinazione per ridurre le distorsioni nel piano; la tecnica applica il principio del VAT (View Angle Tilting).

La sequenza VAT, è una semplice Rapid Acquisition Spin Eco in grado di compensare le distorsioni in-plane, più precisamente quelle lungo la direzione di lettura. Contemporaneamente al convenzionale gradiente di read-out, viene applicato un ulteriore gradiente lungo la direzione della selezione di slice (asse Z). La sua ampiezza è uguale a quella applicata durante l'impulso di eccitazione RF. Questo ulteriore gradiente VAT aggiuntivo causa il trascinamento dei pixel di un immagine, come se la slice fosse proiettata da un altro punto di vista. Esso in pratica porta indietro tutti gli spin eccitati all'interno della larghezza di banda RF e locali effetti

off-resonance vengono annullati perfettamente; quindi, lo spostamento dei pixel in direzione di lettura è pienamente compensato.

Tuttavia, il VAT può causare blurring o sfocatura dell'immagine causata dalla proiezione della slice; questo effetto può essere ridotto utilizzando sezioni a strato sottile e una risoluzione elevata o avvalendosi di un filtro passa-basso.

La sequenza SEMAC, oltre all’attivazione di un gradiente lungo l’asse Z (pur trattandosi di scansioni 2D) durante la lettura del segnale che va a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute alla presenza di metallo, aggiunge un tipo particolare di codifica di fase, la quale corregge le distorsioni tra le slice contigue (through-plane). Anche se il gradiente di compensazione VAT sopprime la maggior parte delle distorsioni nel piano, la codifica di fase z risolve completamente i profili di eccitazioni alterati che causano distorsioni tra le slice adiacenti.

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Figura 3: In alto diagramma temporale di una sequenza VAT. In basso diagramma temporale di una sequenza SEMAC.

Durante l'acquisizione delle immagini, il metallo induce disomogeneità del campo determinando profili di eccitazione distorti della slice (evidenziati in diversi colori nella figura 4). Per ogni slice, il profilo di eccitazione distorto viene risolto con la codifica di fase z.

Durante la ricostruzione dell'immagine, i segnali delle diverse slice eccitate sono ricombinati voxel per voxel in modo che le distorsioni tra le sezioni contigue vengano completamente corrette.

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Figura 4: Illustrazione della correzione delle distorsioni through-plane nella tecnica SEMAC.

La larghezza di banda RF nella sequenza SEMAC è un importante parametro di scansione che determina un compromesso tra la soppressione delle distorsioni in-plane e quelle through-plane. Questo metodo, infatti, utilizza una elevata banda di read-out (Bandwith) per ridurre al minimo la finestra di acquisizione temporale (dwell-time) e ridurre la sfocatura. La tecnica SEMAC permette di non richiedere un hardware aggiuntivo e può essere installata ed utilizzata su tutte le apparecchiature MR.

Il metodo MAVRIC, invece, si avvale di acquisizioni 3D Rapid Acquisition Spin Echo e aiuta a ridurre gli artefatti sia

in-plane e sia tra le slice contigue dovuti alla presenza di metalli che causano distorsioni in un’ immagine rispetto alle tecniche di imaging MR convenzionali.

E’ una tecnica non selettiva di strato, con multiple eccitazioni del volume a diverse frequenze di trasmissione RF.

Le differenti onde RF vengono inviate durante il delay-time di un TR, così come avviene in una classica acquisizione multislice 2D. I dati provenienti dalle varie eccitazioni successivamente vengono sommati nel dominio spaziale in modo da ottenere l’immagine finale libera da distorsioni.

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Figura 5: Disposizione delle diverse radiofrequenze in un TR MAVRIC. Le immagini rappresentate con colori diversi corrispondono alle differenti onde RF.

Nel metodo MAVRIC viene applicata una codifica di fase anche nella direzione di strato, e successivamente viene attivata una selezione di slab mediante un’estensione del metodo VAT alla codifica 3D per evitare l’artefatto di aliasing o ribaltamento.

Durante il processo di ricostruzione che combina le varie eccitazioni, viene applicato un algoritmo di de-blurring che permette di migliorare ulteriormente la risoluzione all'interno dell'immagine combinata. In sequenze convenzionali, gli impianti metallici causano grave distorsione rendendo impossibile valutare i tessuti molli attorno all'impianto, la tecnica MAVRIC è stata progettata oltre che per ottenere un elevato rapporto segnale rumore (SNR), tale da migliorare la qualità delle immagini vicino a dispositivi metallici, anche per monitorare eventuali reazioni avverse, come l’infiammazione, in pazienti portatori di protesi metalliche. Questa opzione è disponibile su MR 1.5 T e 3.0 T di GE Healthcare.

Discussione

Due sequenze recentemente sviluppate, SEMAC e MAVRIC, hanno dimostrato di ridurre in modo significativo la suscettibilità agli artefatti vicino ad impianti metallici. Questi due metodi, che sono entrambi basati su tecniche di imaging FSE, sono concettualmente molto simili nonostante le differenze nell'attuazione.

Nel lavoro di C. A. Chen et al. del 2010, è stato valutato quanto e come l’artefatto da metallo influenza le immagini acquisite con tecnica SEMAC e MAVRIC, rispetto a quelle acquisite con la tecnica convenzionale FSE. Inoltre sono state confrontate le loro capacità nel misurare accuratamente la geometria in presenza di metalli in pazienti con protesi totali di ginocchio (TKR).

Lo studio MR del ginocchio è stato acquisito sul piano sagittale con apparecchiatura MR GE Signa HDx 1.5 T con bobina per ginocchio a 8 canali. Tutte le immagini sono state acquisite con banda di ricezione (BW) ± 125 kHz, spessore di strato 3 mm e matrice 320x256. Il campo di vista (FOV) è stato adeguato per le dimensioni del ginocchio. La sequenza FSE è stata acquisita con il tempo di ripetizione/tempo di eco (TR/TE) = 3000/6.4ms, numero di medie (NEX) = 2, numero di fette = 36, lunghezza del treno di echi (Echo Train Lenght o ETL) = 8 e un tempo di acquisizione di circa

5 minuti. SEMAC è stata ottenuta con TR/TE = 3446/11.3ms, NEX = 0.5, 2x sistema di auto calibrazione imaging parallelo (Autocalibrating Reconstruction for Cartesian imaging o ARC ), 36 fette, ETL = 8 msec e un tempo di scansione di circa 08:23 minuti. Infine, MAVRIC è stata acquisita con TR/TE = 3650/39.6ms, NEX = 0.5, 2x ARC, 40 fette, ETL = 24 e un tempo di scansione medio di 11:23 minuti.

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Figura 6: Esame MR del ginocchio con TKR a 1.5 T, piano sagittale. Nelle immagini SEMAC e MAVRIC, la distorsione presente nell’immagine FSE (freccia) e indotta dalla presenza di protesi metallica, è corretta.

Inoltre gli artefatti presenti (punta freccia) sono ridotti, i quali limitano il valore diagnostico delle immagini FSE.

In tutti i compartimenti articolari metallici, SEMAC e MAVRIC sono risultati entrambi significativamente migliori per la riduzione degli artefatti rispetto alla sequenza FSE. Le due tecniche innovative hanno dato misurazioni più accurate riguardo la geometria dell’impianto. Lo studio ha dimostrato inoltre che SEMAC e MAVRIC consentono una migliore valutazione dell'osso e dei tessuti molli circostanti alla protesi metallica nel ginocchio.

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Tabella 2: Deviazione standard (%) tra oggetto reale e misurazioni della geometria protesica effettuate con tecnica SEMAC e MAVRIC rispetto alla FSE.

Nella tabella sono riportate le componenti anatomiche femorali e tibiali e uno spaziatore in materiale plastico.

Per quanto analizzato, le due tecniche presentano delle sostanziali differenze, con relativi vantaggi e svantaggi.

La tecnica MAVRIC risulta più sensibile agli artefatti da ribaltamento, che in SEMAC vengono evitati mediante l'uso di un gradiente di selezione z durante l'applicazione RF.

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Figura 7: MAVRIC e SEMAC proprietà spettrali/spaziali.

L'immagine nella finestra grafica mostra le differenti proprietà spettrali/spaziali delle due innovative tecniche di soppressione degli artefatti da metallo, MAVRIC e SEMAC.

Le due tecniche applicano differenti impulsi RF e modalità spettrali; MAVRIC applica sovrapposizione RF Gaussiana senza l'uso di un gradiente di selezione ed i profili spettrali sono spazialmente indipendenti. SEMAC, invece, applicando un gradiente di selezione z genera profili di eccitazione strettamente ravvicinati ed inclinati lungo l'asse della codifica di frequenza.

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Figura 8: Esame MR della caviglia con presenza di vite a 3 T. a, d) Immagini 2D FSE, piano sagittale e coronale.

b, c) Immagini MAVRIC. c, f) Immagini SEMAC.

Nella figura sopra riportata si nota come le distorsioni individuate nelle immagini 2D FSE (a, d) siano chiaramente corrette in entrambe le acquisizioni multispettrali 3D (b, c, e, f). Inoltre, l' artefatto di aliasing trovato nelle immagini MAVRIC (b, e) viene completamente rimosso in quelle acquisite con tecnica SEMAC (c, f).

Le due tecniche si differenziano inoltre nella modalità di acquisizione delle immagini: SEMAC è una tecnica 2D multislice mentre MAVRIC è puramente volumetrica 3D, pertanto permette un elevato rapporto segnale rumore (compensando l’inconveniente di un alta bandwidth), consente di ottenere ricostruzioni multiplanari mediante un elevata risoluzione spaziale nei tre piani (anche con voxel isotropico).

Le due tecniche innovative a causa dell’aggiunta di una codifica lungo l’asse z presentano un tempo di scansione elevato fino a circa il doppio rispetto alle sequenze convenzionali FSE pur utilizzando algoritmi di parallel imaging e nello specifico il metodo ARC.

Conclusioni

La riduzione degli artefatti da metallo e di conseguenza i miglioramenti della qualità iconografica nell’imaging MR, dei pazienti portatori di protesi metalliche, sono dovuti principalmente alle implementazioni di numerose procedure, le quali intervengono sui parametri di scansione al fine di limitare il più possibile le distorsioni nell’immagine e, successivamente, all’introduzione di tecniche innovative realizzate appositamente per risolvere i problemi quando ci troviamo di fronte ad uno studio MR di tali pazienti.

Si è passati dal più semplice metodo MARS alle innovative tecniche di soppressione degli artefatti da metallo, SEMAC e MAVRIC, le quali hanno portato notevoli miglioramenti e vantaggi nell’imaging MR dei pazienti portatori di protesi metalliche, risultando utili nell’identificare eventuali patologie dell’osso e dei tessuti molli peri-protesici, non valutabili con le sequenze convenzionali.

Pertanto attraverso la conoscenza dei vantaggi e svantaggi di entrambe le tecniche, è possibile capire il riscontro che esse avranno nella pratica clinica.

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Luca Bartalini

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Angio RM senza mezzo di contrasto

Sequenze TRANCE (Philips)

Chiara Bua Giancarro

UO Radiologia Nuovo Ospedale “Santo Stefano”, Prato

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

RIASSUNTO

Oggigiorno la sempre maggiore diffusione della RM e degli scanner, consente alle aziende leader nel settore, di offrire tecniche di acquisizione di immagini, bobine e strumenti adatti a studi angiografici di alta qualità. Inoltre, le tecniche angiografiche di RM senza mezzo di contrasto, in pazienti con insufficienza renale e a rischio di NSF (fibrosi sistemica nefrogenica), hanno interesse clinico crescente grazie alla mancante somministrazione di gadolinio. Lo scopo di questo lavoro è di presentare le sequenze TriggeredAngiographyNon-ContrastEnhanced( TRANCE ) e b- TRANCE di Philips ( balanced ).

Le sequenze TRANCE vengono impiegate principalmente per lo studio delle arterie renali e degli arti inferiori. Si basano su una tecnica sincronizzata con il ciclo cardiaco, che permette la sottrazione di immagini acquisite in varie fasi del ciclo stesso, per la visualizzazione di vene e arterie. TRANCE utilizza la tecnica 3D-TSE (3D Turbo Spin Echo). L’intensità del segnale del sangue dipende dalla velocità del flusso sanguineo nel vaso di interesse e dal tempo di ritardo del trigger cardiaco. Vengono acquisite due serie di immagini, una in sistole e una in diastole. In sistole il segnale delle arterie risulta scuro a causa dell’elevata velocità del flusso sanguineo, mentre il segnale delle vene è intenso perché il flusso è più lento. In diastole il segnale di arterie e vene risulta comunque intenso. La tecnica TRANCE sottrae la fase sistolica dalla diastolica, mostrando così le arterie brillanti su background scuro. Esistono anche le sequenze b-TRANCE (balanced) che utilizzano un impulso preliminare di inversione con selezione di uno slab e di uno slab REST per la soppressione del parenchima e delle strutture venose. Le arterie appaiono chiare grazie all’afflusso di sangue non saturo dell’aorta entro il TI (tempo di inversione), il cui valore si determina col triggering cardiaco.

Saranno descritti l’analisi delle sequenze TRANCE e b-TRANCE, il protocollo di scansione e le tecniche di esecuzione dell’esame.

PAROLE CHIAVE

Non CE-MRA, TRANCE, b-TRANCE,Triggering cardiaco, Sottrazione

INTRODUZIONE

La capacità della RM di visualizzare il flusso sanguigno e di creare immagini angiografiche, fu descritta per la prima volta da Laub nella seconda metà del 1980 introducendo il concetto di Time of Flight ( TOF ) e da Dumoulin che descrisse il metodo di angiofrafia a contrasto di fase (PC). Il fenomeno del tempo di volo (TOF ossia Time-Of-Flight) è provocato dell’entrata/uscita (wash-in/wash-out) di spin in rapporto all’emissione degli impulsi di RF.Le metodiche angio-RM PC consentono, invece, la visualizzazione dei vasi, sfruttandogli effetti di defasamento protonico da fenomeni di flusso.La tecnica angio-RM può essere applicata con due modalità diverse: una 2D (ossia acquisizione successive di sezioni contigue) e una 3D (ossia acquisizione simultanea di un volume suddiviso in partizioni multiple, con possibilità di rielaborazioni MIP).Nel corso degli anni successivi l’evoluzione tecnologica, l’aumento dell’intensità dei campi magnetici, lo sviluppo di bobine e di software dedicati hanno permesso la creazione di tecniche di imaging perfezionate e molto sofisticate.Nel 1994 Prince introdusse il concetto di CE_MRA ( contrast enhanced-MRA).

L’utilizzo del gadolinio come mezzo di contrasto permette di visualizzare rapidamente un ampio territorio vascolare. Ciò è possibile se viene utilizzato l’iniettore automatico per avere un bolo di mezzo di contrasto omogeneo, se viene calcolato correttamente il tempo di circolo e se si stabilisce all’interno della sequenza il corretto riempimento del K spazio.Successivamente, gli ulteriori progressi della tecnologia, hanno portato alla nascita delle angiografie time-resolved 3D (ovvero acquisizioni ad alta risoluzione spaziale e temporale che svincolano l’operatore dal calcolo del tempo di circolo) e all’ introduzione del movimento del tavolo porta-paziente, che permette l’acquisizione di FoV ampi (e.g. angio-Rm degli arti inferiori).Tuttavia, dal 2008, è cresciuto l’interesse clinico per le tecniche NCE-MRA (non contrastenhanced MRA), ovvero senza impiego di mezzo di contrasto.Nonostante sia le tecniche TOF che PC siano tecniche di angio-RM senza mdc, col termine NCE-MRA si indica una categoria di sequenze create per ovviare ai difetti delle prime due nello studio di alcuni distretti vascolari.

Philips propone per studi NCE-MRA:

  • Sequenze TRANCE (per lo studio vascolare degli arti inferiori)
  • Sequenze b-TRANCE (per lo studio delle arterie renali)

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Figura 1: confronto tra CTA, CE-MRA, NCE-MRA

TECNICA E METODOLOGIA

Sequenze TRANCE

Le sequenze TRANCE utilizzano una tecnica 3D non selettiva TSE ( appartengono alla classe delle Radiofrequencyrefocusedecho SE Echo Train ) basata sulla sincronizzazione con il ciclo cardiaco, che permette la sottrazione di immagini acquisite in varie fasi del ciclo stesso, per la visualizzazione di vene e arterie. L’intensità del segnale del sangue dipende dalla velocità del flusso sanguineo nel vaso di interesse e dal tempo di ritardo del trigger cardiaco. Vengono acquisite due serie di immagini, una in sistole e una in diastole. In sistole il segnale delle arterie risulta scuro a causa dell’elevata velocità del flusso sanguineo (per defasamento degli spin e conseguente effetto flow void ), mentre il segnale delle vene è intenso perché il flusso è più lento. In diastole il segnale di arterie e vene risulta comunque intenso. La tecnica TRANCE sottrae la fase sistolica dalla diastolica, mostrando così le arterie brillanti su background scuro. Per una miglior soppressione della immagine di fondo è possibile applicare anche un impulso di inversione STIR. Si tratta di sequenze principalmente impiegate per lo studio vascolare degli arti inferiori.

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Figura 2: sequenza TRANCE, sottrazione fase sistolica da diastolica

Di seguito è riportato il diagramma temporale della sequenza TRANCE ( Figura 3)

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Figura 3: sequenza TRANCE, diagramma temporale

Uno dei limiti di questa tecnica è la misregistrazione spaziale dato che solo una parte dell’acquisizione 3D si ottiene in un ciclo cardiaco e l’effetto blurring è causato dalla lettura FSE, mentre il segnale decade per effetto T2. L’impiego dell’imaging parallelo ( SENSE per Philips) può ovviare a questi artefatti.

Un altro parametro di importanza fondamentale è il calcolo del tempo di delay del trigger cardiaco sia per la fase sistolica che diastolica. Per ogni distretto corporeo in studio viene applicato un “ECG-PrepScan”, ovvero un’acquisizione single slice, multi shot, fast spin echo con triggering cardiaco per trovare i tempi di delay ottimali.

Il tempo di acquisizione si aggira tra i due e i quattro minuti. Ampi distretti corporei possono essere studiati applicando FoV multipli grazie allo spostamento del supporto porta-paziente. Possono essere impiegati FoV ampi (da 380 fino 450 mm) ed alte matrici.

E’ stato osservato che l’impiego del Flow compensation in fase diastolica esalta il segnale brillante delle arterie e in fase sistolica, invece, ne abbatte il segnale. Studi hanno dimostrato che un ampio angolo di rifocalizzazione permette un alto SNR ma l’attenzione rivolta al SAR pone delle limitazioni.

Per quanto riguarda i valori di FLIP ANGLE (FA), questi possono variare tra 90° e 120°, in quanto il suo valore influenza la sensibilità al flusso della sequenza. Vasi di calibro maggiore, quali l’arteria poplitea, sono meglio visibili con valori di FA elevati, a differenza di quelli a calibro minore che vengono studiati con valori di FA più bassi.

Al termine dell’acquisizione si possono fare ricostruzioni simil-angiografiche con il software di post processing ( MIP, ricostruzioni radiali, etc…) e nel caso dello studio vascolare di tutto l’arto inferiore, riunificare i vari FoV e ottenere immagini dell’arto in toto.

Studi hanno dimostrato che la qualità delle immagini TRANCE può essere paragonate a immagini CTA e DSA, soprattutto se acquisite con scanner a 3 Tesla.Le varie aziende leader nel settore hanno diffuso implementazioni simili: Toshiba con FBI (fresh-bloodimaging), Siemens con NATIVE (NC-RM of arteries and vein), GE con Inhanced 3D Deltaflow.

Nella tabella ( Tabella 1 ) al paragrafo “ Conduzione dell’esame” , vengono riportati in dettaglio tutti i parametri tecnici della sequenza implementata sullo scanner RM Philips Ingenia 1.5T dell’ospedale S.Stefano di Prato.

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Figura 4 e 5: immagini sequenze TRANCE, arto inferiore

Sequenze b-TRANCE

Le sequenze b-TRANCE impiegano la tecnica balanced steady-state free precession con sincronizzazione col trigger respiratorio ( appartengono alla classe delle RapidAcquisition GRE 3D b-SSFP Fid+Echo ). Vengono utilizzate per lo studio dei vasi per la capacità di rilevare un elevato segnale dal sangue, ma hanno lo svantaggio di mostrare iperintense sia le vene che le arterie; per ovviare a questo viene inserito un impulso di inversione prima del gradiente di lettura; sono impiegate soprattutto per lo studio delle arterie renali (sono uno strumento efficiente per la loro valutazione essendo studi ad alta sensibilità e alto valore predittivo negativo,figura 6).

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Figura 6: sequenza b-TRANCE, immagine MIP delle arterie renali

L’impulso di inversione a 180° è impiegato per invertire il segnale di una vasta regione che comprende i reni e la vena cava inferiore. Dopo il tempo di inversione (TI) successivo all’impulso di inversione, è applicato un impulso selettivo 3D b-SSFP su reni e arterie renali.

Successivamente all’impulso di inversione il segnale dei tessuti, incluso il sangue della vena cava, viene recuperato attraverso rilassamento T1 e dopo il TI appropriato diventa zero (generalmente intorno al secondo). Il TI è scelto in modo da sopprimere i tessuti di background e in modo da permettere al sangue arterioso non saturato ( cioè ”nuovo, fresco” ) di entrare nella regione di interesse e avere segnale elevato.E’ necessario applicare prima del gradiente di lettura un impulso per sopprimere il grasso dato che recupera molto velocemente e può risultare iperintenso. Bande di presaturazione (REST per Philips , figura 7) sono utili ai margini inferiori e superiori del FoV per il grasso della parete addominale e per la soppressione del sangue venoso.

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Figura 7: posizionamento REST

Tutta l’acquisizione è sincronizzata col trigger respiratorio e ogni parte dell’acquisizione 3D si ottiene all’interno di un ciclo respiratorio per ovviare agli artefatti da misregistrazione.

Il tempo di acquisizione varia tra due e quattro minuti, dipende dalla collaborazione del paziente e dalla risoluzione spaziale desiderata.

Al termine dell’acquisizione si possono fare ricostruzioni simil-angiografiche con il software di post processing ( MIP, ricostruzioni radiali, etc…)

Le varie aziende leader nel settore hanno diffuso implementazioni simili: Toshiba con time-SLIP (time spatiallabellinginversionpulse), Siemens con NATIVE TrueFISP, GE con IFIR (inhanceinflowinversionrecovery).

Nella tabella (Tabella 2 )al paragrafo successivo, vengono riportati in dettaglio, tutti i parametri tecnici della sequenza implementata sullo scanner RM Philips Ingenia 1.5T dell’ospedale S Stefano di Prato.

Di seguito, invece, il diagramma temporale della sequenza.

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Figura 8: sequenza b TRANCE, diagramma temporale

Conduzione dell’esame

Il paziente non deve eseguire particolare preparazione perché non viene somministrato mezzo di contrasto.Si ricorda l’adeguata anamnesi e la corretta compilazione del questionario per le controindicazioni relative all’esame RM.Il TSRM provvede ad eseguire l’esame nel pieno rispetto delle norme di sicurezza (controindicazioni, protezioni acustiche, posizionamento paziente e bobine, SAR, etc).

Per quanto riguarda lo studio degli arti inferiori il paziente è supino ed entra nel gantry con i piedi; le bobine utilizzate sono le due anterior (per Philips) phased array 32 canali e la bobina posterior integrata nel supporto porta-paziente.Si posiziona il trigger cardiaco.

Per lo studio delle arterie renali il paziente è supino con la testa che entra per prima nel bore.Si posizionano le bobine come per lo studio classico dell’addome. Viene utilizzata una bobina anterior(per Philips) phased array 32 canali e la bobina posterior integrata nel supporto porta-paziente.Si applica il trigger cardiaco e/o respiratorio.

Prima di applicare le sequenze di studio angiografico si eseguono scansioni T1 e T2 pesate rispettivamente secondo i piani assiali e coronale per posizionare al meglio il FoV di acquisizione.

Di seguito, nelle tabelle successive, vengono riportati i parametri tecnici delle sequenze TRANCE e b-TRANCE ( sono stasi ripresi i principali parametri, con i rispettivi valori, delle sequenze implementate sullo scanner RM 1.5 T Ingenia recentemente installato nel servizio di risonanza magnetica dell’ospedale S.Stefano di Prato, presso il quale lavoro ).

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Tabella 1: parametri tecnici sequenza TRANCE

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Tabella 2: parametri tecnici sequenza b-TRANCE

CONCLUSIONI

Oggi la sempre maggiore diffusione della RM e degli scanner, consente alle aziende leader nel settore, di offrire tecniche di acquisizione di immagini, bobine e strumenti adatti a studi angiografici di alta qualità. La formazione del TSRM, la conoscenza delle apparecchiature con cui lavora,la struttura e i parametri che costituiscono la sequenza da applicare, sono fondamentali per ottenere un esame con valore diagnostico.

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[13] Stefano Chiti et al.”Attidel Master I livello Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza Magnetica ed elaborazioni di immagini in ambito clinico e di ricerca”( aa 2012-2013 )

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Sviluppo di sequenza DWI ad alta risoluzione

Realizzazione di mappe ADC caratterizzate da un dettaglio morfologico sufficiente a discriminare sottostrutture cerebrali

Francesca Epifani

IRCCS Fondazione Istituto neurologico “C. Besta”, Miliano

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Con tecniche di Risonanza Magnetica pesata in diffusione (Diffusion-Weighted Imaging, DWI) è possibile ottenere informazioni sulla microstruttura dei tessuti, ad una scala molto inferiore alla risoluzione spaziale dell’immagine, anche se mediate in ogni voxel. Normalmente le immagini DWI sono acquisite con una codifica di tipo Echo Planar Imaging (EPI) per mantenere il tempo di acquisizione entro limiti accettabili per il paziente.

Tuttavia questa tecnica presenta alcuni svantaggi quali la distorsione nelle immagini e la riduzione del rapporto segnale-rumore (SNR) particolarmente evidenti in zone di interfaccia tessuto/aria caratterizzate da gradiente di suscettività. Il tentativo di migliorare le immagini obbliga a compromessi nella scelta dei parametri di acquisizione che determinano il rapporto SNR e la risoluzione spaziale.

Questo lavoro nasce quindi dalla necessità di studiare la microstruttura di regioni cerebrali di dimensioni inferiori ad 1 mm, quali ad esempio i sottocampi dell’ippocampo, tramite DWI e le mappe di ADC da esse calcolate.

Per la realizzazione di questo studio, sono state acquisite immagini DWI su soggetti sani con una risoluzione spaziale migliore di quella tradizionalmente adottata in ambito clinico. Sono stati perciò ottimizzati i parametri di acquisizione (risoluzione nel piano, spessore della fetta, FOV, numero di fette, numero di medie, b-value, fattore di SENSE) per ottenere la risoluzione desiderata e un buon rapporto SNR, riducendo gli artefatti tipici della tecnica EPI e mantenendo il tempo di acquisizione compatibile con la permanenza dei pazienti nello scanner.

Le immagini DWI ottenute, con l’ottimizzazione dei parametri sopra elencati, consentono una buona discriminazione delle strutture interne dell’ippocampo con un buon SNR e senza distorsioni o artefatti evidenti nell’area di interesse. Il tempo di acquisizione della sequenza ottimizzata è di circa 20 minuti.

Concludendo, questo lavoro ha permesso l’ottimizzazione di una sequenza DWI con una risoluzione spaziale sufficiente per studiare la microstruttura all’interno dell’ippocampo umano. In particolare questa sequenza sarà applicata a pazienti con epilessia del lobo temporale per evidenziare e definire i confini delle lesioni ippocampali ad oggi non discriminabili con imaging morfologico standard.

Parole chiave

DWI (Imaging pesato in Diffusione), mappe di ADC (Coefficiente di Diffusione Apparente), Ippocampo, Alta Risoluzione Spaziale, 3T

Introduzione

In questo lavoro di tesi è utilizzata una sequenza DWI, tecnica che indaga lo spostamento delle molecole dell’acqua nel tessuto biologico [1-8]. Si definisce diffusione l'insieme dei movimenti caotici e disordinati delle molecole di un sistema dovuti all'agitazione termica [9-10]. I moti di diffusione non sono quindi legati a forze esterne, ma solo all'energia cinetica interna delle molecole ed avvengono anche in assenza di gradiente di concentrazione o temperatura. Una particella che si muove in un fluido, urtando le altre particelle circostanti, è sottoposta a forze che ne causano l'accelerazione in direzioni casuali e tenderà ad oscillare intorno alle stesse posizioni ('titubazione'). In generale, studiando un ambiente diffusivo non interessa caratterizzare il moto della singola molecola ma la distribuzione statistica complessiva degli spostamenti effettuati rispetto alla posizione iniziale. Secondo Einstein è una distribuzione statistica gaussiana con una varianza proporzionale al tempo di diffusione e ad un parametro caratteristico della molecola, detto coefficiente di diffusione. Quanto spiegato finora è valido nell'ipotesi di diffusione libera, cioè in un ambiente privo di ostacoli ai movimenti delle molecole. Nei tessuti biologici quest'ipotesi in generale non è valida perché la diffusione è spesso ostacolata dalla presenza di strutture come membrane cellulari e organelli. Si ritengono comunque valide le formule di Einstein, ma il coefficiente di diffusione ricavato è detto coefficiente di diffusione apparente (ADC) perché dipende anche dalla presenza di ostacoli nel tessuto. Al fine di ottenere mappe di ADC da cui ricavare informazioni sulla microstruttura dei tessuti e sulla presenza di eventuali alterazioni patologiche, in clinica è solitamente utilizzata la sequenza EPI single-shot con cui sono acquisite due serie di immagini con diverso valore di b (ad esempio b=0 e b=1000). In clinica per lo studio dell’encefalo la tecnica EPI DWI trova applicazione in particolare nei tumori e nelle ischemie, e negli ultimi anni anche in altri campi, dando informazioni sull’alterazione di segnale di diffusione dei vari tessuti. Con la sequenza utilizzata di routine in clinica non si evidenziano con sufficiente dettaglio anatomico strutture di dimensioni dell’ordine del mm e la qualità dell’immagine peggiora in termini di SNR e contrasto se tali strutture sono in regioni di interfaccia aria-tessuto. Questa tesi nasce quindi dall’esigenza di ottimizzare la sequenza per avere un buon compromesso tra tempo di acquisizione, artefatti, SNR, contrasto e risoluzione spaziale al fine di ottenere informazioni clinicamente rilevanti da strutture cerebrali di piccola dimensione come l’ippocampo [11-14].

Tecnica e Metodologia

Lo strumento utilizzato è uno scanner MRI PHILIPS Achieva 3.0T. Gli studi sono svolti con una bobina body per la trasmissione del segnale e una bobina 32 canali per la testa per la ricezione. Il protocollo prevede l'acquisizione di immagini di riferimento con sequenza Turbo Spin Echo (TSE) T2-pesata in geometria assiale, Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR) T2-pesata in geometria coronale e Ultrafast spoiled gradient echo (IR-TSE) T1-pesata volumetrica acquisita in geometria sagittale. Queste immagini permettono il corretto posizionamento in geometra coronale del pacchetto che deve coprire l'intera estensione dell'ippocampo come evidenziato in figura 1A. Sono stati acquisiti i dati su 5 volontari sani. Le Immagini DWI sono acquisite attraverso una sequenza EPI single-shot con Gradiente di Diffusione applicato lungo la direzione di codifica in frequenza.

La tecnica DWI è una particolare tecnica di Risonanza Magnetica sensibile ai moti diffusivi nei tssuti. Per quanto riguarda il corpo umano lo studio si focalizza sulle molecole dell'acqua in quanto quest'ultima rappresenta il 70% del volume del tessuto.

La prima sequenza DWI fu introdotta da Stejskal e Tanner nel 1965, con l'aggiunta di due di impulsi di gradiente identici ad una sequenza di acquisizione Spin-Echo, prima e dopo l'impulso in radiofrequenza a 180°. Il primo impulso di gradiente di diffusione induce in ogni spin uno sfasamento che dipende dalla posizione spaziale dello spin stesso. Poichè il secondo impulso induce uno sfasamento opposto, gli spin che non si sono mossi nel tempo tra i due impulsi il primo sfasamento viene compensato, mentre per gli spin che si sono mossi si ha uno sfasamento residuo che dipende dallo spostamento compiuto nella direzione del gradiente di diffusione. Questo sfasamento residuo causa una riduzione del segnale secondo la formula:

S = S0 e-b·ADC

dove S è il segnale misurato, S0 è il segnale che si avrebbe in assenza di gradienti di diffusione, b è il cosiddetto b-value, che dipende da intensità, durata e distanza temporale degli impulsi di gradiente e ADC è il coefficiente di diffusione apparente. Acquisendo un'immagine non pesata in diffusione (con b=0) e un'immagine pesata in diffusione, è possibile ricavare una stima dell'ADC in ogni voxel del volume acquisito.

Al fine di ottenere imagini pesate in diffusione in tempi accettabili, in clinica è utilizzata la sequenza EPI single-shot con cui il k-spazio è riempito in un solo tempo di ripetizione TR.

Usando una singola eccitazione di radio frequenza, lo spazio-k è riempito attraverso una rapida oscillazione positiva/negativa del gradiente di lettura, come rappresentato in figura 1B. Pre-impulsi di gradienti di diffusione addizionali vengono applicati basandosi sul valore di b ottimizzato al fine di visualizzare variazioni patologiche del valore di ADC.

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Figura 1A: Pacchetto di fette in geometria coronale posizionate perpendicolarmente all'ippocampo visualizzato nell'immagine IR-TSE T1-pesata volumetrica acquisita in geometria sagittale. Figura 1B: Diagramma della sequenza EPI DWI base di Philips e grafico che visualizza il riempimento dello spazio-k.

La sequenza EPI DWI, essendo caratterizzata da brevi tempi di acquisizione, presenta il vantaggio di consentire l'acquisizione di immagini pesate in diffusione in tempi dell'ordine del minuto. Inoltre, la collezione di dati ottenuta con tale sequenza EPI è adatta, data l’alta risoluzione temporale richiesta per ottenere il movimento dell’acqua a livello cellulare. Tuttavia, la qualità dell'immagine è inferiore rispetto a quella ottenuta con sequenze Spin Echo DWI. Artefatti tipici che peggiorano la qualità di un'immagine EPI single shot [15] e che abbiamo riscontrato nelle nostre immagini quando abbiamo modificato i parametri di acquisizione al fine di migliorare la risoluzione spaziale nel piano e lo spessore della fetta sono:

  1. Ghost di Nyquist: si presenta come ripetizione di strutture anatomiche all'interno del campo di vista (Field Of View, FOW) causata da errori di registrazione per stress dell'elettronica. Si può ridurre, diminuendo tale stress con l'aumento del FOV con conseguente riduzione della risoluzione spaziale o con l'applicazione dell'imaging parallelo.
  2. Chemical shift: si presenta come shift della reale posizione di acqua e grasso in direzione di codifica di fraquenza ed è dovuto alla differenza tra la frequenza di Larmor di acqua e grasso. Si può ridurre aumentando la banda di campionamento (BW) che però comporta un aumento del rumore e quindi una diminuzione del Segnale/Rumore
  3. T2* blurring: si presenta come riduzione della risoluzione spaziale rispetto a quella attesa per FOV e Matrice impostati, per effetto del decadimento del segnale con tempo caratteristico T2* (piu' rapido di T2) e conseguente riduzione del segnale negli ultimi echi campionati. Questo effetto è particolarmente marcato al crescere del campo magnetico B0 e quindi a3T. Si può ridurre diminuendo il numero di echi campionati con l'imaging parallelo oppure riducendo la distanza tra gli echi con conseguente aumento della Bw e quindi riduzione del SNR.
  4. Distorsione: si presenta come distorsioni nell'immagine in entrambi le direzioni (di codifica di fase e di lettura) per effetto di correnti indotte spurie. Si può ridurre migliorando l' omogeneità di B0 (condizione di shim migliore). Le correnti indotte possono essere inoltre ridotte riducendo il numero di echi campionati (imaging parallelo).
  5. Intra-voxel dephasing: si presenta come caduta di segnale nei voxel che contengono tessuti con differente frequenza di Larmor per effetto di gradienti di B0 creati da interfaccia aria-parenchima. Si può ridurre riducendo lo spessore della fetta con conseguente aumento non atteso del SNR.

Al fine di diminuire tali artefatti Philips suggerisce di agire sui seguenti parametri di acquisizione [16]:

  • fattore SENSE (Sensitivity Encoding), un parametro di acquisizione nell'imaging parallelo (con bobina phased array) che può essere usato per controllare gli artefatti tipici dell'EPI;
  • Dimensioni del voxel: aumentando tali dimensioni è possibile minimizzare gli artefatti dell'EPI;
  • Dimensioni del FOV: un FOV sufficientemente grande permette inoltre di coprire l'intera regione anatomica senza aliasing;
  • Completa soppressione del grasso: è necessaria per eliminare fenomeni di chemical shift e artefatti di ringing nelle intefacce di grasso/acqua;
  • Ottimizzazione della banda di campionamento: è necessario trovare un buon compromesso tra effetti non voluti legati agli artefatti che si possono ridurre aumentando la banda e la conseguente riduzione del Segnale/Rumore.

La sequenza utilizzata nella clinica da cui siamo partiti per l'ottimizzazione prevede i parametri riportati nella tabella 1.

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Tabella 1: Parametri della sequenza utilizzata nella routine clinica

Nelle prove successive, si è lavorato sui seguenti parametri: dimensione del voxel, spessore della fetta (ST), numero di medie (NA), b-value, FOV, numero di fette e fattore SENSE, come riportato in tabella 2. TE e TR sono stati mantenuti il più possibile corti.

La motivazione e l'effetto delle scelte saranno discussi nel capitolo successivo.

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Tabella 2: Parametri delle sequenze ottimizzate nel corso del lavoro

Discussione

Esempi di immagini acquisite con la sequenza A in tabella 2 (con i parametri normalmente utilizzati in clinica) sono riportati in figura 2. Si nota una buona qualità dell'immagine, con leggere distorsioni geometriche nei lobi temporali, ma la risoluzione spaziale non è sufficiente per discriminare le strutture all'interno dell'ippocampo.

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Figura 2: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza A

Nella sequenza B (figura 3) è stata ridotta la risoluzione nel piano e aumentato il numero di medie per mantenere un adeguato SNR. Nella sequenza C (figura 4) è stato aggiunto un volume con b = 500 s/mm2 ed è stato ridotto il numero di fette (con un'estensione del pacchetto limitata alla lunghezza dell'ippocampo) per mantenere un TR breve e quindi un tempo di acquisizione accettabile. In entrambi i casi si nota un miglioramento del dettaglio, ma anche un aumento delle distorsioni. Poiché l'aggiunta di una pesatura in diffusione intermedia non sembrava migliorare la qualità delle mappe di ADC (come riportato anche in letteratura), negli esperimenti successivi si è scelto di acquisire solo immagini con b = 0 e b = 1000 s/mm2.

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Figura 3: immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza B

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Figura 4: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza C

Nelle sequenze D ed E (figure 6 e 7) è stato ridotto lo spessore della fetta per evitare effetti di volume parziale, con la stessa estensione del pacchetto della sequenza C. Nella sequenza E è stato aumentato il fattore SENSE da 3 a 4 per diminuire il tempo di acquisizione e cercare di ridurre le distorsioni geometriche.

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Figura 5: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza D

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Figura 6: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza E

Nella sequenza F (figura 7) è stata ulteriormente migliorata la risoluzione nel piano diminuendo il FOV, ed è stato aumentato lo spessore della fetta. Si nota la comparsa di un artefatto nella porzione mediale dell'immagine particolarmente evidente nell'immagine a b=1000 s/mm2.

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Figura 7: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza F

Nella sequenza G è stato ridotto il FOV per diminuire il campionamento dello spazio-k e di conseguenza, a parità di fattore SENSE=4, minimizzare gli artefatti di aliasing. Poichè riducendo il FOV si ottiene una copertura solo della porzione centrale del cervello, per evitare artefatti da ribaltamento inizialmente è stata utilizzata l'opzione ''fold-over suppression'' disponibile sullo scanner. I risultati migliori sono stati ottenuti posizionando manualmente fette di soppressione di ordine due sulle porzioni di volume non acquisite.

Il risultato è visibile in figura 8. Il dettaglio anatomico è molto elevato per un'immagine DWI e non sono presenti artefatti evidenti nell'area di interesse.

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Figura 8: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza G

Conclusioni

Per quelle che sono le mie conoscenze, riguardo il complesso e immenso mondo della risonanza magnetica, ho avuto modo di apprezzare l’evolversi nel tempo della qualità delle immagini, ma di riscontrare anche alcuni limiti. Ad oggi l'utilizzo di tecniche avanzate, quali DWI, DTI, perfusione e BOLD, permette di indagare l'encefalo non solo a livello morfologico ma anche funzionale. Con il DWI, in questo lavoro, si è riusciti a visualizzare con sufficiente dettaglio piccole strutture anatomiche, a definirne i contorni e ad evidenziare velate alterazioni tissutali. La collaborazione di alcuni volontari ci ha consentito di ottimizzare la sequenza e di raggiungere un adeguato compromesso tra risoluzione spaziale, SNR, artefatti e durata dell’acquisizione, intervenendo su alcuni parametri quali lo spessore della fetta, il fattore SENSE, il FOV e il numero di medie. E’ stato quindi ottenuto un risultato ottenendo immagini più nitide e meno rumorose in un tempo di acquisizione accettabile. Questo è solo l’inizio e si spera che in futuro la sequenza possa essere ancora ottimizzata.

Bibliografia:

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Whole body angiography RM (CE-WB-MRA): Syngo TIMCT

Singola iniezione di MDC Vs multi-station MRA

Luca Graziosi

P.O. “Giovanni Paolo II” ASL 2, Olbia

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

luca.graziosi[chiocciolina]gmail.com

Riassunto

Il limitato Field Of View (FOV) nella direzione cranio-caudale caratteristico dell’Imaging a Risonanza Magnetica tradizionale, ha circoscritto questa modalità d’imaging ad una singola regione dell’organismo per molto tempo. Ma molte patologie tra cui l’aterosclerosi, non sono confinate ad una singola parte del corpo.

La necessità di trovare alternative più veloci meno invasive e migliori in termini di accuratezza specificità e sensibilità all’Angiografia Digitale, ci porta a considerare le tecniche angiografiche con RM, ed in particolare la CE Whole Body MRA con tecnologia Syngo TimCT, come sicure alternative diagnostiche per lo studio di pazienti con arteriopatia periferica. La relazione tra Gadolinio e Fibrosi Nefrogenica Sistemica, inoltre, ci spinge sempre di più a diminuire le somministrazioni di MDC necessarie ad uno studio vascolare ad ampio FoV che dia risultati soddisfacenti.

In questo lavoro, si spiegheranno il funzionamento, i principi fisici, l’hardware e le sequenze utilizzate nell’acquisizione con CTM (Continuous Table Movement - Movimento Continuo del Lettino), per studi che richiedono ampi FOV, su scanners SIEMENS dotati di tecnologia Syngo TimCT sviluppati da Tim (Total Imaging Matrix) per poi valutare le differenze e i vantaggi rispetto alle convenzionali Multi-Station MRA. Andremo poi a valutare la qualità delle immagini e la presenza di artefatti sulle stesse, tramite la Contrast Enhanced Whole Body-MRA su tali apparecchi, usando un unica iniezione di MDC.

Dal lavoro svolto si potrà vedere, dopo le dovute delucidazioni sui materiali e i metodi utilizzati e una attenta disamina dei protocolli Multi-Station e CTM, come il movimento continuo del lettino di Syngo TimCT unito alla tecnica CE-MRA sia una valida alternativa alla classica Multi-Station MRA.

Parole Chiave

MRA, Tim, CTM, Syngo, Siemens, Phased Array, CE-MRA, Multi-Station MRA

Introduzione

Per soddisfare le necessità cliniche e per estendere il FOV nella direzione z, sono stati sviluppati dei protocolli Multi-Station che utilizzano gli hardware standard.

Negli ultimi anni, la combinazione tra gradienti rapidi, movimento automatico e rapido del tavolo e la tecnologia Tim (Total Imaging Matrix) con bobine Phased-Array (Figura 1), ha aperto le possibilità dell’Imaging a Risonanza Magnetica senza sacrificare il rapporto Segnale/Rumore (SNR) o la Risoluzione Spaziale.

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Figura 1: Schema delle bobine Phased-Array che vengono usate per lo studio vascolare nelle MRA che utilizzano il sistema Syngo TimCT.

Questi sviluppi tecnici sono i prerequisiti necessari per rendere l’Angiografia a Risonanza Magnetica (MRA) uno dei più emozionanti successi storici. Le tecniche di Bolus-Chase che utilizzano il moto Multi-Station del tavolo, permettono una graduale valutazione dei diversi distretti vascolari all’interno di un unico esame. Grazie all’introduzione del concetto di acquisizione dei dati con i Tavoli a Movimento Continuo, invece, si forniscono un’analisi volumetrica continua (priva di giunture) e un’efficienza ottimizzata del tempo di scansione. La recente combinazione tra acquisizione con Tavoli a Movimento Continuo e analisi completa dell’organismo grazie alle bobine Phased-Array, permette di esplorare il completo potenziale diagnostico di questa tecnica. La moderna metodica integrata syngo TimCT (Tavolo Continuo) rispecchia un approccio rivoluzionario rispetto all’ Imaging a Risonanza Magnetica: il movimento durante la scansione, che un tempo veniva considerato uno dei maggiori ostacoli che limitavano l’utilizzo della scansione di Risonanza magnetica, viene ora utilizzato per ampliare l’analisi.

Tecnica e Metodologia

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Tabella 1: Tipi di scansioni che si possono usare su sistemi con tecnologia Syngo TimCT

Analizzeremo nel dettaglio le scansioni trasversali sequenziali 2D e le 3D in coronale in quanto queste rappresentano le prime applicazioni del nuovo prodotto Siemens Syngo TimCT.

L’orientamento trasversale è utile quando si è interessati all’analisi dell’intera estensione anatomica in entrambe le direzioni sinistra-destra (asse x) e anteriore-posteriore (asse y). La modalità sequenziale viene spiegata grazie al susseguirsi di veloci sequenze come le TurboFLASH, dove la completa codifica di fase della singola Slice può essere effettuata senza pause. Per mezzo della Scansione Trasversale Sequenziale 2D, ogni Slice, in orientamento assiale, viene completamente misurata prima di procedere all’analisi della Slice successiva. Nella metodica di imaging convenzionale, si dovrebbe programmare un’insieme di Slice all’isocentro, acquisirle in maniera sequenziale, far muovere il tavolo ad una distanza uguale allo spessore dell’insieme delle Slice selezionate, e ripetere questo processo fino a che l’intero intervallo di acquisizione non viene completato (Figura 2A). Questo approccio ha diversi svantaggi: Le Slice “esterne” del pacchetto sono fuori dall’isocentro, in una regione di omogeneità magnetica e di linearità di gradiente inferiori, che potrebbe peggiorare la qualità dell’immagine. Inoltre, l’efficienza temporale della scansione è ridotta perché viene continuamente interrotta dai movimenti del lettino per posizionarsi sul pacchetto successivo.

Infine, la selezione del pacchetto di Slice non è semplice e richiede molto tempo dal momento che ogni pacchetto deve essere disposto in modo perfettamente adiacente a quello vicino.

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Figura 2: Scansione Trasversale Sequenziale 2D con approccio Multi-Step (A) e con CTM (B)

La Scansione Sequenziale Trasversale 2D rappresenta invece un metodo molto più intuitivo se si pensa al Movimento Continuo del Tavolo. Ogni Slice è infatti acquisita esattamente all’isocentro (Figura 2B) mentre il tavolo è costantemente in movimento.

Il tempo impiegato dal tavolo per la Scansione Sequenziale Trasversale 2D utilizzando sezioni assiali continue gapless (prive di giunture) è dato dallo spessore della Slice diviso il tempo di acquisizione di ogni singola Slice:

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Il movimento continuo del Tavolo utilizzato nella Scansione Sequenziale Trasversale 2D è vantaggioso nei seguenti aspetti: In primo luogo, ogni Slice viene acquisita all’isocentro, in una regione di omogeneità magnetica e linearità di gradiente ottimale, quindi, è migliore la qualità dell’immagine. Dal momento che non è richiesto tempo per lo spostamento del tavolo durante la scansione, la metodologia dei Continui Movimenti del lettino offre un’elevata efficienza per quanto riguarda la risoluzione temporale. infine, il flusso di lavoro (workflow) è semplificato dal fatto che l’intero insieme di Slice può essere disposto in modo continuo.

La metodologia della Scansione Sequenziale Trasversale 2D è implementata dalla TimCT FastView, ed è utilizzata anche per l’imaging di localizzazione di estesi campi di vista (FOV - Field Of View). E’ basata su una veloce sequenza TurboFLASH (Fast Low Angle SHot).

L’orientamento coronale è utile quando la regione d’interesse ha una vasta estensione in direzione cranio-caudale (asse z) e in direzione sinistra-destra (asse x), e quando non è necessario ricoprire l’intera figura anatomica nella direzione Antero-Posteriore. Queste condizioni vengono perfettamente soddisfatte dall’angiografia periferica; molte pubblicazioni sulla CMT riguardo il metodo della scansione coronale 3D, utilizzano infatti questa applicazione.

L’approccio convenzionale utilizzato per lo studio dell’intera vascolarizzazione periferica è quello di acquisire multipli Slabs coronali a 3D per mezzo di una sovrapposizione di più regioni (Figura 3A).

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Figura 3: Scansione Coronale 3D con approccio Multi-Step (A) e con CTM (B)

Nonostante questo approccio a più fasi sia ben consolidato e garantisca risultati molto buoni nella routine clinica, presenta diversi di svantaggi intrinseci: L’efficienza di scansione è compromessa dal momento che viene interrotta dai movimenti del tavolo al di fuori della scansione, la disposizione degli Slabs coronali è complicata e richiede molto tempo dato che di solito tutte le “lastre” sono allineate singolarmente per coprire perfettamente tutta la vascolarizzazione periferica con sovrapposizioni definite, i singoli Slab devono essere messi assieme al fine di ottenere un’unica immagine risultante che rappresenti la completa vascolarizzazione.

Infine, l’immagine composta risultante può risentire di “artefatti di confine”, come ombreggiature o differenze di segnale ai bordi del precedente Slab a 3D.

Come con l’imaging convenzionale Multi-Station, anche nella scansione col CTM ci sono dei “sottogruppi” dell’intervallo di scansione. Ogni sottogruppo rappresenta un ciclo completo di codifica di fase “nel piano” o “attraverso il piano”, Nx x Ny .

L’estensione di ogni sottoinsieme nella direzione z si chiamerà “FOV intrinseco”, oppure FOVz. FOVz è analogo al FOV dell’approccio Multi-Station.

A causa dei continui movimenti del tavolo, questi sottogruppi vengono “condivisi” nello spazio k ibrido (z-kx), come mostrato in Figura 3B. Gli echo nella direzione z sono sottoposti alla trasformata di Fourier e collegati. La trasformata di Fourier nelle due direzioni rimanenti, x e y, risulterà in un unico vasto FOV dell’intervallo totale scansionato. La velocità massima del tavolo può essere calcolata inserendo nel rapporto il tempo impiegato a completare un intero ciclo di codificazione Nx x Ny x TR al posto del tempo impiegato per muovere il tavolo in un solo FOV. Si ottiene così la seguente formula:

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Una velocità del tavolo inferiore rispetto al valore massimo è analoga ad una sovrapposizione delle Slabs nell’approccio convenzionale Multi-Station. Da questa formula si evince che il FOV nella direzione z ha un effetto sulla velocità raggiungibile dal tavolo (Vtavolo) e/o la sulla risoluzione spaziale Nx x Ny.

La scansione coronale 3D per mezzo del Movimento Continuo del Lettino offre diversi vantaggi se paragonati all’approccio Multi-Station: Non ci sono pause di scansione in quanto il lettino in movimento; l’efficienza del tempo di scansione è quindi sfruttata al meglio. La programmazione è rettilinea, non più complicata della programmazione del singolo FOV stazionario. L’intervallo di scansione rappresenta una singola entità – esso è “intrinsecamente composto”.

Infine, il regolare processo di scansione comporterà meno artefatti di confine. La metodica della “Scansione Coronale a 3D” viene attuata nell’Angiografia TimCT, basata sulla veloce sequenza 3D FLASH.

La sequenza FLASH (Fast Low Angle SHot) è una sequenza Gradient Echo che usa un impulso RF con FA (Flip Angle) minore di 90° e un seguente gradiente di lettura inverso per produrre un segnale a echo di gradiente (Figura 4)

l’impulso RF a Flip Angle piccolo crea uno stato di equilibrio tra Magnetizzazione Longitudinale e Magnetizzazione Trasversale che permette di applicare impulsi RF ad alto rapporto di ripetizione per poi produrre segnali di echo tutti della stessa intensità senza nessun ritardo per il recupero delle magnetizzazioni.

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Figura 4: Diagramma temporale di una sequenza 3D FLASH selettiva di Slab

Entrambe le tecniche di MRA periferica (Multi-Station e TimCT) si basano sugli stessi pre-requisiti dell’hardware: intera analisi dell’organismo grazie all’utilizzo di varie bobine di superficie Phased-Array connesse a 32 canali di radiofrequenza riceventi, in combinazione con un lungo intervallo di distanza del movimento continuo del tavolo.

Per la MRA periferica il paziente giace su una struttura composta da 24 bobine dorsali e, per la cattura del segnale anteriore, è coperto da 2 gruppi composti ciascuno da 6 bobine, così come da un altro gruppo formato da 8 bobine Matrici necessarie per l’Angiografia Periferica (Figura 1). Le bobine di superficie della Tim consentono l’utilizzo dell’Imaging Parallelo per mezzo dell’algoritmo GRAPPA (GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions) al fine di accelerare il tempo di acquisizione dei dati oppure di aumentare la risoluzione spaziale

Discussione

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Tabella 2: Differenze tra il workflow del protocollo Multi-Station e il workflow di quello con CTM

Mentre l’acquisizione dell’insieme dei dati della MRA 3D attraverso il tradizionale protocollo della MRA Multi-Station richiede un numero di fasi di analisi molto vasto, la tecnica TimCT del Movimento Continuo del Tavolo semplifica considerevolmente il flusso di lavoro (Tabella 2).

La MRA Multi-Stazione delle arterie periferiche inizia con la fase di posizionamento del paziente con i piedi nell’isocentro del magnete (fase 1), seguita dall’acquisizione di localizers trueFISP (Fast Imaging in Steady State) in 3 stazioni individuali che coprono il bacino, la parte superiore delle gambe, e la parte inferiore delle gambe (fasi 2-4). Queste fasi sono associate al movimento del tavolo tra le stazioni, mentre l’acquisizione dei dati viene bloccata. L’acquisizione delle sequenze TrueFISP viene immediatamente seguita dalla pianificazione e dall’acquisizione della scansione per l’Angiografia a Risonanza Magnetica 3D FLASH (Fast Low-Angle Shot) in un orientamento coronale sulla singola sequenza localizer (fasi 5-7). Una volta effettuata l’iniezione del mezzo di contrasto (fase 8), la metodica Care Bolus (fase 9) fornisce informazioni riguardo l’arrivo del mezzo di contrasto nella regione vascolare target. a quel punto inizia l’acquisizione dei dati nella regione pelvica. (fase 10). L’acquisizione dei dati viene messa in pausa mentre il tavolo su cui sta il paziente si sposta verso la stazione che prevede l’analisi della parte superiore delle gambe (fase 11) e poi, in un’altra fase, ulteriormente in basso per l’analisi della stazione riguardante la parte inferiore delle gambe (fase 12).

Il protocollo TimCT per effettuare l’Angiografia a Risonanza Magnetica periferica è composta solo da 6 fasi (Tabella 2). La pianificazione dell’immagine di un vasto Campo di Vista data dai localizzatori e i vasi “sentinella” semplificano il flusso di lavoro, facilitando quindi l’organizzazione di esami su FOV molto vasti. L’esame inizia con l’acquisizione del localizer FastView (fase 1): La sequenza FastView si basa su una sequenza Gradient Echo rapida 2D (durata 42 sec; tempo di ripetizione/tempo di echo 3.31/2.19 ms; spessore della sezione 5 mm; matrice 96 x 96; campo di vista 48 cm; dimensioni del voxel 5 x 5 x 5 mm) . Il piano di scansione acquisito è quello assiale. L’intervallo di scansione va dalla zona della testa fino ai piedi con una copertura di quasi tutto il corpo. In seguito all’acquisizione dei dati, il vasto Campo di Vista (FOV) delle Slice coronali e sagittali viene automaticamente ricostruito e mostrato. Questa ricostruzione fornisce una visione d’insieme grossolana dell’anatomia del paziente e serve come localizer per la programmazione delle successive fasi dell’esame.

La sequenza Bolus Test (fase 2) serve a calcolare il tempo impiegato dal bolo di mezzo di contrasto durante il circolo nella MRA usando il protocollo TimCT. L’immagine T1w Gradient Echo rapida 2D, fornisce l’immagine assiale di una slice che è orientata nel piano trasversale e posizionata sopra le arterie renali. La sequenza del Bolus Test fornisce un’immagine al secondo per 60 secondi. La sequenza inizia allo stesso momento della somministrazione del piccolo bolo di contrasto (per es. 2 ml). L’aumento del segnale nell’aorta indica l’arrivo del bolo di mezzo di contrasto nel vaso target. Con un attento studio delle immagini del Bolus Test, si può determinare l’intervallo di tempo tra il momento in cui viene iniettato il bolo di mezzo di contrasto e l’arrivo nel vaso target. Questo tempo impiegato dal bolo per il suo tragitto viene preso in considerazione per una corretta sincronizzazione dell’iniezione del bolo di contrasto con il comando fornito al paziente di trattenere il respiro e con l’inizio dell’acquisizione dei dati per la sequenza 3D FLASH TimCT della MRA.

La sequenza Vessel Scout (fase 3) fornisce una completa e rapida immagine d’insieme di un vasto FOV dell’albero vascolare. Questa sequenza si basa sulla rephased-dephased GRE, che genera due echo per stimolazione al fine di fornire immagini dove il segnale del tessuto statico viene eliminato mentre viene preservato il segnale proveniente dal sangue circolante (durata 2 min e 8 sec; tempo di ripetizione/tempo di echo 25/8.4 ms; flip angle 10°; spessore della sezione 5 mm; matrice 256 x 256; campo di vista 45 cm; dimensioni del voxel 3.5 x 1.8 x 5 mm). La pianificazione della sequenza Vessel Scout viene fatta in orientamento sagittale sulle immagini dell’intero corpo precedentemente acquisite e fornite dal localizer FastView. In seguito all’acquisizione dei dati, le immagini derivanti da questa sequenza Multi-Stazione vengono unite e forniscono un’immagine d’insieme completa dell’ampio FOV delle più grandi arterie periferiche. Questo localizer di vasi può quindi essere utilizzato per un’ulteriore pianificazione dei volumi d’imaging della MRA a 3D.

La programmazione del volume da acquisire della MRA 3D FLASH viene effettuata in orientamento coronale sul localizer dell’intero organismo precedentemente acquisito fornito dalla sequenza FastView, così come sul localizer del vasto FOV dei vasi target fornito dalla sequenza Vessel Scout. Dal momento che questo è un protocollo dove vi è un continuo movimento del tavolo, il tecnico utilizzatore deve unicamente assicurarsi che il volume acquisito copra i vasi d’interesse per tutta la lunghezza del Vessel Scout e che l’intervallo d’imaging sia coperto con le bobine di superficie a radiofrequenza RF. Non sono richieste ulteriori fasi. Al paziente vengono date istruzioni riguardo il controllo della respirazione e gli viene detto quando inspirare e quando fermare il respiro all’inizio dell’esame (regione addominale). La tecnologia TimCT fornisce l’acquisizione dei dati mentre il tavolo sul quale si trova il paziente è continuamente in movimento attraverso l’isocentro del magnete. Durante il movimento continuo del tavolo, lo scanner, rileva automaticamente i dati ricevuti dalle bobine che si trovano all’isocentro e immediatamente tutte le bobine fuori dall’isocentro si spengono. Questo riduce in modo efficace il numero delle bobine attive, diminuisce quindi la quantità di dati acquisiti ed evita la rilevazione di rumore derivante dalle bobine di radiofrequenza che non contribuiscono al segnale di imaging.

Subito dopo il termine dell’acquisizione dei dati, viene effettuata la ricostruzione dell’immagine e viene visualizzata l’immagine originaria del vasto FOV del volume d’imaging 3D. Queste immagini senza contrasto sono la base per la sottrazione

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Figura 5: Differenze tra le immagini ottenute tramite il protocollo Multi-Station (a sin) e il CTM (a dx)

Il MDC, in unico bolo, viene somministrato per mezzo di un iniettore alla velocità di 0.5 mL/s, seguito da un flusso di 40 mL di soluzione salina somministrata alla velocità di 1 mL/s. Ogni paziente riceve 0.03 mmoli/kg di peso corporeo del mezzo di contrasto.

In seguito all’iniezione del mezzo di contrasto, in quest’ultima fase dell’esame, la sequenza FLASH MRA 3D con il Movimento Continuo del Tavolo viene eseguita nuovamente con gli stessi parametri d’imaging già descritti per la scansione pre-contrastografica. Al paziente viene di nuovo spiegato di trattenere il respiro mentre la parte addominale dell’organismo si trova all’isocentro. Il tavolo sul quale si trova il paziente si muove continuamente attraverso tutto l’isocentro del magnete mentre il bolo di mezzo di contrasto circola attraverso le arterie periferiche del paziente. Ciò porta infine ad un insieme di dati derivanti dal vasto e continuo (senza giunture) FOV orientato in coronale. Le immagini precedentemente acquisite con la scansione originaria FLASH 3D vengono automaticamente sottratte dalle immagini a contrasto di fase, portando ad immagini angiografiche dalle quali è stato eliminato il segnale di fondo (background). Le immagini risultanti (senza il background) vengono ricostruite in un unico grande FOV coronale che mostra i grandi vasi oggetto di studio i quali possono essere Post-Processati con algoritmo MIP mostrando così il completo albero dei vasi in un'unica fase

Conclusioni

La metodica syngo TimCT fornisce immagini di Risonanza Magnetica con Campi di Vista (FOV) ampi e continui e può essere utilizzata per tutte le applicazioni di imaging che vanno oltre i limiti dei FOV tradizionali. Al contrario di ciò che avviene nelle metodiche Multi-Stazione, nella TimCT gli artefatti di confine che potrebbero apparire ai bordi di 2 FOV diversi vengono completamente eliminati. La metodica riduce significativamente il numero degli step di controllo semplificando così il flusso di lavoro necessario ad effettuare esami di ampi FOV.

Bibliografia

[1] Nagy N.N. Naguib et al. “Whole-Body Angiography: First Experiences With the New TimCT Technology With Single Contrast Injection” JMRI 39:434-439 (2014)

[2] Mathias Blasche - Siemens Medical Solutions, Erlangen, Germany “Syngo TimCT - Continuous Table Move, Powered by Tim” MAGNETOM FLASH Syngo TimCT ISSUE 3 (2006)

[3] Harald H. Quick et al. Department of Diagnostic and Interventional Radiology and Neuroradiology, University Hospital Essen, Germany “MRI on the Move: Syngo TimCT” MAGNETOM FLASH Syngo TimCT ISSUE 3 (2006)

[4] H.J. Michaely et al. Institute of Clinical Radiology and Nuclear Medicine, University Medical Center Mannheim, Germany “Syngo TimCT - MR Angiography in Clinical Routine” - http://clinical-mri.com/case-report-syngo-timct-mr-angiography-in-clinical-routine/

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[6] Nael K et al. “Multistation whole-body high-spatial-resolution MR angiography using a 32-channel MR system". AJR Am J Roentgenol 188:529–539 (2007)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Elastografia RM

Tecnica e applicazioni cliniche

Jacopo Tonti

Ospedale E. Profili, Fabriano

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

La tecnica dell'elastografia RM è emersa come modalità usata per creare immagini quantitative delle proprietà meccaniche dei tessuti molli in vivo. Recentemente, l'elastografia RM, è stata introdotta come strumento clinico per la valutazione delle malattie croniche del fegato, ma essa ha iniziato ad emergere in molte altre applicazioni cliniche. Queste applicazioni comprendono la misurazione del cambiamento dei tessuti associati con malattie del fegato, mammella, encefalo, comprese le lesioni focali e malattie diffuse come la fibrosi e la sclerosi multipla

Parole chiave: elastografia, immagini d'elasticità, durezza tissutale, proprietà meccaniche, applicazioni cliniche

Introduzione

Il successo della palpazione come come strumento clinico per la diagnosi delle malattie è bastato fortemente sul fatto che molte patologie sono conosciute per essere associate con significativi cambiamenti nelle proprietà meccaniche dei tessuti. Per esempio, sappiamo che molti tumori maligni del seno sono sensibilmente più duri rispetto a quelli benigni e rispetto al tessuto fibro-ghiandolare sano. E' anche risaputo che lo stato finale di molte malattie del fegato è la cirrosi epatica, che rende il fegato molto duro e nodulare. Mentre l'abilità di individuare cambiamenti associati con lo stato avanzato della malattia può essere utile per la diagnosi definitiva del malato, più vantaggioso è la capacità di individuare il cambiamento tissutale durante le prime fasi della malattia dove la prognosi per il trattamento è più favorevole. Difatti, l'individuazione precoce di molti tumori consente di avere migliori risultati nel trattamento rispetto ad un individuazione tardiva. Sfortunatamente, a causa della natura qualitativa e l'accesso limitato alla palpazione dei tessuti da parte dei medici, la palpazione di se stessa, non si è dimostrata una tecnica abbastanza sensibile per la rivelazione di patologie in fase precoce. Proprio queste problematiche hanno spinto allo sviluppo di nuove tecnologie di imaging. L'elastografia RM ha come obiettivo quella di essere una ''palpazione mediante immagini'' e quindi di migliorare questa tecnica. L'imaging elstografico è utilizzato per visualizzare la risposta dei tessuti a stimoli intrinseci ed estrinseci e, analizzando il movimento dei tessuti indotto, possono essere create immagini qualitative e quantitative delle proprietà meccaniche dei tessuti.

Tecnica e metodologia

La risonanza magnetica elastografica è una tecnica di imaging dinamica che utilizza le onde meccaniche per valutare quantitativamente la rigidità dei tessuti.

Gli step fondamentali della metodica di elastografia RM sono tre.

Per prima cosa, all'interno del tessuto, sono indotte onde di taglio mediante un driver esterno con frequenza che varia tra i 50 e i 500 Hz; nel secondo si ottiene un immagine di reazione allo stress del tessuto target; nel terzo infine, si utilizza un algoritmo di elaborazione dei dati per generare un immagine delle proprietà meccaniche dei tessuti.

L'MRE utilizza solitamente vibrazioni di una singola frequenza (nella gamma delle frequenze audio) generate da dispositivi esterni. Il segnale elettrico per questi dispositivi è creato da un generatore di segnale e sincronizzato con la sequenza di impulsi MR ed è amplificato da un amplificatore audio prima di essere immessa nel driver.

Nel corso degli anni, sono stati sviluppati diversi driver, ognuno con i propri vantaggi e limiti.

Tra i driver più comunemente utilizzati c'è un conduttore elettromeccanico che funziona tramite la forza di Lorentz e utilizza il campo magnetico del magnete principale, ed il movimento creato si basa sulle proprietà piezoelettriche di alcuni materiali.

Un altro metodo ampiamente utilizzato per creare le vibrazioni necessarie, utilizza il movimento delle bobine presenti nei sistemi di diffusori acustici.

Le vibrazioni sono sempre generate dalla forza di Lorentz, ma il campo magnetico statico è dato da un magnete permanete, dedicato, presente all'interno del diffusore acustico.

Questi diffusori, con i propri magneti permanenti, devono essere posti lontano dal magnete MR principale, quindi questo sistema richiede un componente aggiuntivo per portare le vibrazioni prodotte dagli altoparlanti al tessuto.

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Figura 1. Driver Attivo MRE

L'approccio più utilizzato per effettuare questa operazione è di racchiudere la zona intorno l'altoparlante, utilizzare un tubo che conduce le vibrazione d'aria all'interno dello scanner e chiudere il tubo in un driver a tamburo, passivo, posto in contatto con il tessuto.

Questo driver può essere facilmente utilizzato, e la porzione del driver in prossimità del paziente è fatto di materiali che non producono artefatti nell'immagine finale. Questo sistema viene utilizzato in particolare nella MRE epatica e poiché le vibrazioni reali sono prodotti da una componente attiva diversa dalla componente passiva, in contatto con il tessuto, il componente passivo può essere adattato a qualsiasi organo di interesse, come il seno o il cervello.

Tali onde si propagano rapidamente in tessuti duri a più lentamente in quelli morbidi. Se le onde sono applicate in maniera continua, la velocità di propagazione si riflette nella lunghezza d'onda.

Il movimento del tessuto è registrato utilizzando una sequenza 1 -, 2 - o 3-D phase contrast, che può includere le tecniche gradient-echo (GRE), spin-echo (SE), l'imaging eco-planare (EPI), e le steady-state free precession bilanciate(bSSFP).

Il movimento è sincronizzato con la sequenza di impulsi e la sequenza di impulsi viene modificata per includere motion encoding-gradients (MEG) aggiuntivi (simile ai flow-encoding gradients in angiografia RM).

Sono state sviluppate tecniche di sequenze phase-contrast dinamiche dove la propagazione delle onde di taglio sono codificate nella fase delle immagini RM con l'aiuto dei MEG.

Dopo che un moto armonico continuo viene indotto nel tessuto, viene applicato un MEG oscillante alla stessa frequenza del movimento e viene eseguita la RM convenzionale.

Il contributo alla fase φ dell'immagine RM dovuta al moto e il gradiente di campo magnetico applicato ad un dato vettore posizione e spostamento di fase θ tra il movimento e il MEG può essere scritto come:

φ(r,θ) = (γNT(Gξ0)/2) cos(k•r + θ)

dove γ è il rapporto giromagnetico dei protoni del tessuto, N è il numero di coppie di gradiente utilizzati per sensibilizzare il moto, T è il periodo del MEG, G è la sua ampiezza, ξ0 è l'ampiezza di picco del moto e K è il numero d'onda.

Questa equazione indica che la fase dell'armonica vibrante del tessuto è direttamente proporzionale al suo spostamento.

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Figura 2. Sequenza GRE con aggiunta del MEG

La figura sopra mostra una tipica sequenza di impulsi MRE, che è una gradient-echo recolled con radiofrequenza convenzionale (RF), gradiente di selezione di strato, gradiente di codifica di fase e di frequenza.

Il MEG (qui solo nella direzione di codifica di frequenza) è posizionato dopo l'eccitazione RF del campione e prima della misura del segnale. Il MEG è imposto lungo una direzione determinata e le onde meccaniche applicate sono sincronizzati per mezzo di impulsi di trigger forniti dalla sequenza.

Si ottiene così un immagine RM, contenente informazioni sulla propagazione dell'onda nella sua fase ed è chiamata immagine onda.

Nella figura viene schematicamente rappresentato anche il moto sinusoidale indotto nel tessuto e la sua relazione temporale con il MEG (θ). La modifica di questa relazione temporale è utilizzata per acquisire istantanee delle onde di propagazione, tipicamente a 4-8 campioni temporali, equidistanti, per mostrare la propagazione dell'onda e per consentire di trattare i dati nel tempo e studiare l'origine e l'evoluzione dell'onda transitoria.

Da quando i MEG sono stati inseriti nelle sequenze convenzionali, l'MRE può essere implementata con molte sequenze RM, ognuna con i suoi vantaggi e limiti. Queste sequenze di impulsi possono essere progettati per avere la frequenza dei MEG abbinati alla frequenza del moto (sensibile al movimento di quella particolare frequenza), un particolare multiplo della frequenza di movimento (che ha una sensibilità inferiore) per ridurre il tempo di eco in applicazioni che implicano lo studio di tessuti con corto-T2, o può essere progettato per essere sensibile al movimento di una vasta gamma di frequenze. Dalle immagini onda, che indicano la propagazione delle onde ti taglio nel tessuto, algoritmi d'inversione basati su equazioni del moto, con ipotesi semplificative come isotropia, omogeneità e incomprimibilità, consentono il calcolo delle proprietà meccaniche del tessuto. Il dominio della frequenza costitutivo dell'equazione del moto di un generale, omogeneo, anisotropo, materiale viscoelastico può essere espresso come un tensore di grado 4 con 21 grandezze complesse indipendenti. Facendo l'ipotesi di isotropia si riduce il numero di grandezze indipendenti a due, dette costanti di Lamé (λ e μ) che controllano rispettivamente le deformazioni longitudinali e di taglio. Nei tessuti molli, λ è di solito molto più grande del modulo di taglio μ, che rende il calcolo simultaneo di λ e μ impraticabile. Tuttavia, l'effetto di λ può essere semplicemente trascurata in alcuni casi (se l'eccitazione è principalmente di taglio) o può essere rimosso filtrando moto ondoso longitudinale con un filtro passa-banda. Il modulo di taglio μ è una quantità complessa e può essere scritto come μr + iμi, dove μr indica il modulo di accumulo e μi è il modulo di perdita, riflettendo l'attenuazione di un mezzo viscoelastico. Dal modulo di taglio di una particolare frequenza, può essere calcolata la velocità delle onde utilizzando la semplice relazione: μ = ρVs2, dove ρ è la densità del materiale (tipicamente presume essere circa 1000 kg / m3 per il tessuto in MRE) e Vs è la velocità dell'onda di taglio. Gli algoritmi automatici che consentono di calcolare la lunghezza d'onda prendono il nome di LFE (local frequency estimation). Le immagini delle proprietà meccaniche del tessuto dopo l'applicazione dell'algoritmo di inversione prendono il nome di elastrogrammi. A seconda della tecnica utilizzata per derivare gl'elastogrammi dalle immagini d'onda, esse possono teoricamente (es, assente qualsiasi rumore) avere metà della risoluzione delle immagini RM native (che può variare da 50 micron a 10 mm a seconda dell'applicazione); tuttavia più usualmente hanno da un terzo ad un quinto della risoluzione MRI. L'interferenza delle onde di taglio può causare artefatti nei calcoli della rigidità, e proprio per questo è stata sviluppata una tecnica di pre-elaborazione definito filtraggio direzionale.

Discussione

Ci sono stati numerosi sviluppi MRE nel corso degli anni, la maggior parte delle quali hanno richiesto prove preliminari prima di passare alle applicazioni in vivo.

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Figura 3. Esempio di MRE su fantoccio

La figura mostra un esempio dei dati ottenuti da un esperimento su un tipico fantoccio progettato per testare i principi della MRE. La figura mostra come un driver elettromeccanico induce onde di taglio all'interno del fantoccio, vibrando nella direzione indicata con le frecce; la propagazione di queste onde nello fantoccio viene registrata con una sequenza di impulsi MRE sensibile al movimento in direzione orizzontale. Si può notare che la lunghezza d'onda diminuisce nelle regioni morbide e aumenti nelle regioni rigide. Dai dati viene poi estrapolato un elastogramma calcolato un algoritmo d'inversione LFE; il contrasto tra i vari oggetti e il fondo viene visualizzato in base alla differente rigidità dei materiali. I valori di rigidezza dei tessuti possono essere calcolati disegnando una ROI e facendo una media dei valori contenuti in essa.

Grazie alla flessibilità, alle potenziali applicazioni cliniche e alla non invasività, il campo della MRE è in rapida evoluzione con nuove applicazioni emergenti per i vari organi, tra cui fegato, milza, rene, pancreas, encefalo, cartilagine, prostata, seno, cuore, polmoni , midollo spinale, osso, occhio, e muscolo. Una, se non la principale, applicazione della MRE è il fegato che può rispondere a danno diretto o indiretto con lo sviluppo di infiammazione e fibrosi, che possono eventualmente trasformarsi in cirrosi. La cirrosi del fegato, che ha il 50% di mortalità a 5 anni, è caratterizzata da una perdita della funzione del fegato diventando molto duro e nodulare. La cirrosi può anche causare ulteriori complicazioni come ascite e varici. Ci sono numerose cause di fibrosi epatica compresa la malattia del fegato grasso, infezioni virali croniche, abuso di alcool, e malattie autoimmuni. Studi hanno dimostrato che i pazienti con varie malattie del fegato possono invertire gli effetti della malattia tramite il trattamento, e così, il monitoraggio dei cambiamenti del fegato è importante non solo per la stadiazione della fibrosi e dell'infiammazione, ma anche per avere una verifica del successo di trattamento. Attualmente, la biopsia epatica è il gold standard per valutare la fibrosi epatica, ma ha dimostrato di avere rischi significativi per i pazienti, in quanto è una procedura invasiva, ed è anche soggetto a errori di campionamento. Pertanto, sono state sviluppate diverse tecniche di imaging non invasive per aiutare a diagnosticare e stadiare la fibrosi epatica.

L'MRE ha una sensibilità del 98% e una specificità del 99% per differenziare i fegati normali da tutti i gradi di fibrosi epatica, e ha una sensibilità dell'86% e un 85% di specificità per differenziare pazienti con fibrosi lieve da quelli con fibrosi moderata e severa.

I parametri per una sequenza di MRE del fegato sequenza sono solitamente: tempo di ripetizione

(TR) / tempo di eco (TE), 50/22.9 msec; capovolgere angolo di 25 °; larghezza di banda di 260 Hz / pixel; matrice di acquisizione 256 x 64; sezione spessore di 5 mm; campo di vista (FOV) 390 x 390 mm2. Il tempo di scansione di ogni fetta assiale è di 21 secondi, eseguita in apnea. Vengono acquisite quattro fette assiali a

diversi livelli anatomici e le immagini di fase risultanti, raffiguranti le onde nel fegato per ogni sezione, sono elaborati automaticamente utilizzando l'elastogramma.

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Figura 4. Elastografia RM fegato

Un'altra applicazione della MRE è quella dello studio del seno. I tumori del seno sono noti per essere tipicamente più rigidi delle lesioni benigne e del normale tessuto mammario. La palpazione manuale è una pratica di screening di routine per il cancro al seno e aiuta nella rilevazione delle masse principali. La CE-MRI ha dimostrato di avere un'elevata sensibilità per la rilevazione dei noduli tumorali, ma la specificità della tecnica risulta essere un problema portando a numerosi falsi positivi e inutili biopsie. L'MRE è utilizzata come tecnica complementare alla CE-MRI per fornire ulteriori informazioni su queste regioni sospette e la combinazione delle tecniche fa ben sperare nell'aumento della specificità diagnostica.

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Figura 5. Elastografia RM seno

La figura mostra un esame MRE di un paziente con un adenocarcinoma di 5 cm. Per l'esecuzione dell'esame sono state indotte onde di taglio 100 Hz nel tessuto mammario con l'ausilio di driver elettromeccanico e le immagini onda sono state ottenute con una sequenza MRE gradient-echo. Nelle immagini onda si vede che la lunghezze delleonde di taglio sono più alte nel tumore rispetto che nel normale tessuto ghiandolare. Come previsto dai dati d'onda, il tumore è significativamente più rigido del tessuto normale.

L'MRE è anche stata ampiamente utilizzata per studiare la rigidità del muscolo scheletrico. Infatti, è noto, che le variazioni di rigidezza del muscolo variano sensibilmente a seconda dello stato contrattile dello stesso . L'MRE muscolo-scheletrico può essere utilizzata per studiare la risposta

fisiologica dei muscoli malati e danneggiati. Per esempio, si è scoperto che vi è una differenza nella rigidità dei muscoli con e senza malattia neuromuscolare.

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Figura 6. Elastografia RM muscolo-scheletrica

Un'altra applicazione che ha suscitato molto interesse è quella a livello encefalico. Si è visto infatti che la rigidità del tessuto celebrale può essere correlata a molte malattie quali idrocefalo, morbo di Alzheimer, cancro e sclerosi multipla. Mentre sarebbe difficile utilizzare approcci basati ultrasuoni per valutare in modo non invasivo le proprietà meccaniche dell'encefalo, l'MRE si presta a questa applicazione. Per la creazioni di immagini d'onda a livello cerebrale vengono indotte vibrazioni a 60 Hz con l'aiuto di un driver attivato posto sotto la testa.

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Figura 7. Elastografia RM encefalo

Ci sono molte sfide e opportunità di ulteriore sviluppo tecnico della MRE. La risoluzione spaziale effettiva della tecnica aumenta all'aumentare della frequenza delle onde applicata. Purtroppo, onde di taglio ad alta frequenza sono attenuate più rapidamente di onde a bassa frequenza, quindi ci deve essere un compromesso tra risoluzione spaziale e la distanza dalla sorgente di vibrazioni in alcune applicazioni.

Tessuti molto rigidi come le ossa, tendini, cartilagini e richiedono frequenze di vibrazione molto più elevate (nel range kilohertz) di tessuti molli . Scanner MRI attuali non hanno hardware in grado di codificare il moto ondoso a frequenze così alte. Queste limitazioni possono essere affrontate in futuro con soluzioni hardware specializzate. Mentre la semplice rappresentazione dell'onda in 2-dimensioni può essere adeguata per alcune applicazioni, molte altre applicazioni MRE richiedono l'acquisizione di dati d'onda da un intero volume 3D. Questo tipo di acquisizione può essere proibitivo utilizzando sequenze convenzionali, ma sta diventando più pratica con l'introduzione di tecniche speciali ad elevata velocità come l'imaging eco-planare e l'imaging parallelo.

Le tecniche matematiche utilizzate per elaborare i dati d'onda per generare gl'elastogrammi, sono migliorati in modo significativo negli ultimi anni, ma ci sono ancora molte opportunità per avanzare questi metodi e per generare ulteriori parametri di caratterizzazione dei tessuti, come ad esempio stime di anisotropia meccanica, linearità e il comportamento viscoelastico.

Conclusioni

L'imaging elastografico ha ricevuto una notevole attenzione a causa della sua fonte intuitiva e le potenzialità diagnostiche che essa può fornire. L'MRE è una tecnica che è in grado di valutare in modo non invasivo rigidezza del tessuto, ed è già stato dimostrato essere utile come strumento clinico per la diagnosi di fibrosi epatica. Un certo numero di altre applicazioni di MRE per determinare le proprietà dei tessuti, la struttura e la funzione, come quelli discussi qui si stanno studiando, offrendo informazioni preziose per clinici e ricercatori e l'interesse nel settore continua a crescere rapidamente.

Bibliografia

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[3] Manduca A. et al. “Dispersion measurements from simultaneous multi-frequency MR elastography” International Society for Magnetic Resonace in Medicine; p. 550. (2003)

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Ottimizzazione assorbimento energia elettromagnetica

SAR “Specific Absorption rate”

Leonardo Lelli

Azienda Ospedaliera santitaria Meyer, Firenze

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

La grandezza dosimetrica che meglio definisce l’assorbimento di energia elettromagnetica nei tessuti è il tasso di assorbimento specifico o SAR; esprime la misura della percentuale di energia elettromagnetica assorbita dal corpo umano quando questo viene esposto all'azione di un campo elettromagnetico a radiofrequenza (RF). In particolar modo in ambito pediatrico l’utilizzo di alti campi magnetici 3 Tesla sensibilizza ad operare aLow SAR adottando alcuniaccorgimenti senza variare le pesature desiderate.

Parole chiave

Risonanza magnetica (RMN), rateo di assorbimento specifico medio (SAR), radiofrequenza (RF)

Introduzione

Il fenomeno fisico della risonanza magnetica nucleare si verifica quando un campione posto in un campo magnetico statico sufficientemente intenso ed omogeneo (B0) viene irradiato mediante un campo magnetico a radiofrequenza (B1). Se il campo B1 giace su un piano perpendicolare a B0 e se la frequenza è pari a quella di risonanza per il sistema di nuclei (frequenza di Larmor Ω0) si ha uno scambio di energia in grado di stimolare l'emissione di segnali elettromagnetici alla stessa frequenza.

La radiofrenquenza è quindi un elemento essenziale in qualsiasi tipo di apparecchiatura RM e le modalità con cui viene erogata sul soggetto dipendono dalle particolari tecniche di imaging utilizzate. La stimolazione RF del volume in esame provoca l'effetto indesiderato di trasferire calore, fenomeno che viene caratterizzato da una misura della potenza assorbita per unità di massa denominata SAR (Specific Absorption Rate), ed espressa in W/Kg. É quindi importante trovare una relazione tra le caratteristiche RF e SAR e discuterne le implicazioni per la sicurezza dei pazienti.

A seconda delle tecniche imaging utilizzate sono richiesti impulsi RF con caratteristiche assai varie ed una apparecchiatura RM è in genere dotata di generatori programmabili che, sotto il controllo del software di sistema sono in grado di generare impulsi RF con inviluppo di forma arbitraria in un vasto campo di potenze, durate e frequenze di ripetizione.

Questi parametri sono determinanti per la SAR a cui è sottoposto il paziente ed è significativo notare come questo fattore di rischio non sia legato a caratteristiche intrinsiche o a limiti assoluti della apparecchiatura, ma piuttosto delle modalità operative della stessa, che sono variabili tra limiti molto ampi in relazione alle sequenze di imaging utilizzate.

Scopo di questo elaborato è quindi invitare ad operare a valori di SAR bassi al fine di avere minor riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute.

Tecnica e Metodologia

Il SAR rappresenta quindi la potenza assorbita per unità di massa di tessuto (SAR=W/M Watt/kg) e può essere calcolato partendo dalla conoscenza dell'intensità del campo elettrico all'interno del tessuto, nel modo seguente:

blogentry-2568-0-19552400-1402348056_thu [1]

è la conduttività elettrica del campione

è il valore efficace (RMS) dell'intensità del campo elettrico

è la densità del campione

Dopo alcune sostituzioni si arriva alla formula:

SAR= k (σ/d)f2 R2/Tt [2]

con k= 4π / 2r2

R = raggio della spira

t = durata impulso

T = intervallo tra gli impulsi

Osserviamo la dipendenza quadratica dalla frequenza, che implica una pari dipendenza dal campo statico B0.

Si può affermare quindi, che al crescere del campo B0, la SAR aumenti rapidamente.

Infatti in base alla [2] ci si deve ad esempio aspettare che passando da un campo di 0.5 T ad uno di 1.5 T, incremento di un fattore (3), la SAR possa in media aumentare per un fattore pari a 9.

L'influenza delle caratteristiche temporali della RF viene espressa dal fattore t*T posto al denominatore.

La presenza di T è immediatamente chiara, testimoniando la ovvia dipendenza lineare della SAR dalla frequenza di ripetizione degli impulsi.

Per magneti con campi elevati, le soglie di sicurezza per la SAR comportano la necessità di accettare dei limiti all'uso delle sequenze a maggiore contenuto energetico come le multi-eco e le multi-strato.

Il SAR dipende da vari fattori alcuni dei quali sono: la frequenza di risonanza, il tipo di sequenza di acquisizione,l'aumentare del Flip Angle,dal numero di sezioni, dalla matrice, dalla bobina RF, dal volume e dal tipo di tessuto.

Alle frequenze di interesse per esame RM il principale effetto del campo RF (1.5T= 64 Mhz; 3T 128 Mhz) è quello legato al riscaldamento prodotto dalle correnti indotte nei tessuti.

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Figura 1: Andamento SAR in funzione della frequenza

La presenza di complessi meccanismi di termoregolazione e la non omogeneità sia del campo che dei tessuti del corpo umano, fanno si che la temperatura vari seguendo leggi molto più complesse.

La quantità di energia assorbita dai tessuti dipende dal tipo di bobina e sequenza impiegata ed è proporzionale all’intensità del C.M.S., alla RF e al peso del paziente (ecco perché è importante misurare il peso). Le apparecchiature attuali, noto il peso del paziente e le sequenze impostate, effettuano un controllo automatico del SAR rispetto ai valori di legge. L'interazione più rilevante dal punto di vista biologico tra campo generato dalla bobina RF e paziente è quella dovuta alle correnti indotte dal campo magnetico variabile.

La bobina RF riveste una importanza particolare nel progetto di un sistema RM. La sua caratteristica fondamentale deve essere quella di produrre un campo magnetico il più possibile omogeneo ed intenso nella zona in esame.

Una buona bobina permette di ottimizzare il rapporto segnale/rumore e riducendo il tempo necessario per ottenere immagini soddisfacenti contribuisce in modo decisivo a limitare la SAR sul paziente.

Il D.M. del 03/08/1993 riporta dei limiti in termini di innalzamento della temperatura corporea. Il limite per i pazienti, per i volontari sani e per i lavoratori è di 0,5°C in condizioni di temperatura e umidità adeguate (T < 22°C e umidità relativa inferiore al 50%). Il limite per i soli pazienti e volontari sani può essere aumentato, previa valutazione favorevole da parte del Medico Responsabile dell’esecuzione dell’esame, fino al raggiungimento di 1°C, sempre nelle medesime condizioni ambientali. Per gli operatori non può essere derogato il limite di 0,5°C.

Devono essere sempre rispettate le seguenti disposizioni: l’innalzamento della temperatura in qualunque tessuto della testa non può comportare il superamento di 38°C, di 39°C per qualunque tessuto del corpo e di 40°C per gli arti.

Tali soglie termiche sono automaticamente rispettate se è assicurato un rateo di assorbimento specifico medio (SAR), mediato su 15 minuti di esposizione (valore spostato a 6 minuti per testa, tronco e arti), che rispetti i seguenti limiti (per i pazienti), valutati nelle condizioni ambientali con temperatura ≤ 22 °C e umidità relativa < 50%.

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Tabella 1: Limite assorbimento SAR per i pazienti

I valori limite di SAR sono estesi anche ai lavoratori, ma di questo non è riportato nell'elaborato. La norma CEI-EN 60601-2-33 introduce il concetto di modo di funzionamento, individuando il funzionamento:

Normale: dove nessun parametro raggiunge valori in grado di provocare stress fisiologici al paziente;

Controllato 1° livello: uno o più parametri possono provocare stress al paziente. In questo caso è consentito il funzionamento sotto supervisione medica;

Controllato 2° livello: dove uno o più parametri possono provocare rischi significativi al paziente. In questo caso possono essere condotte procedure speciali effettuate in seguito a specifico controllo.

La tabella contenente i valori limite per i pazienti, ottenuti mediando il SAR su un tempo di 6 minuti in condizioni ambientali con temperatura ≤ 24°C e umidità relativa < 60%

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Tabella 2: Limiti ammessi del SAR secondo norma IEC 60601-2-33

Discussione

L’energia elettromagnetica a RF rappresenta una fonte di rischio in quanto il suo assorbimento da parte della materia biologica può comportare un riscaldamento, in alcuni casi anche considerevole, del tessuto.

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Figura 2: Scottatura provocata da RF alto SAR

Nella immagine sottostante viene evidenziata la scottatura da RF al gomito di un uomo. Il braccio del paziente era a contatto con la parete di una bobina per il corpo utilizzata in modo trasmittente con una bobina di superficie come ricevitore. Un malfunzionamento nella bobina per il corpo ha causato una scottatura da RF di terzo grado. Quando si acquisisce un esame con paziente collaborante, e questo ci avverte di percepire sensazioni di bruciore, interrompete l'acquisizione. Prestare attenzione, inoltre, che le bobine di RF siano sempre mantenute nel corretto stato come il resto della tecnologia a disposizione.

Esempio le tecniche di saturazione comportano un aumento del SAR in quanto prevedono l'utilizzo di impulsi RF cedendo quindi energia al tessuto al fine di abbattere il segnale del grasso dell'acqua, o per eliminare strati all'interno o all'esterno del FOV. In regime di RF possono essere prodotti vari effetti fisiologici a causa del riscaldamento dei tessuti dovuto a perdite resistive delle correnti indotte dalla radiofrequenza.

L’entità e la distribuzione dell’energia assorbita dipende dalle dimensioni e dalla configurazione del tessuto biologico rispetto alla lunghezza d’onda. L’assorbimento maggiore si ha per dimensioni pari al 50% della lunghezza d’onda incidente.

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Figura 3: Paragone Basso e Alto SAR

L’aumento della temperatura del tessuto dipende dal sistema di termoregolazione del paziente che agisce per convenzione (flusso sanguigno), conduzione, irradiazione ed evaporazione e dalle condizioni dell’ambiente circostante. La capacità individuale di tollerare un aumento termico è condizionata dallo stato di salute o dall’eventuale assunzione di farmaci.

Ricapitolando quindi il SAR generato durante un esame a RM èquindi una funzione complessa di numerose variabili:

parametri del campo incidente:la frequenza di risonanza, il tipo ed il numero di impulsi a RF, il Flip Angle, il tempo di ripetizione TR, il tipo di bobina a RF usata, il volume di tessuto contenuto all’interno della bobina;

caratteristiche del corpo esposto (dimensioni, geometria interna ed esterna, proprietà dielettriche dei vari spessori di tessuto attraversati).

Durante un esame RM, possiamo e dobbiamo agire sui parametri sopra enunciati per tenere i livelli Low SAR; esempio agendo sul Filp Angle (FA) – Angolo di rotazione, rispetto alla direzione del campo magnetico statico impartito al vettore magnetizzazione con uno specifico impulso RF. Nelle sequenze Turbo Spin eco l’impulso a 180° viene portato a 150° al fine di tenere il SAR controllato.

Agendo sui tempi di acquisizione si possono ridurre attraverso un sottocampionamento (algoritmo che permette di ridurre il numero di campioni di una immagine senza andare incontro a perdita di informazione) dello spazio-K e la registrazione simultanea di imaging costituite da più elementi che lavorano simultaneamente. Il sottocampionamento riduce il tempo di acquisizione e l’uso di bobine di RF a più elementi elimina gli effetti di ribaltamento (Wrap Around) tipici di un sottocampionamento. L’imaging parallelo riduce il numero di impulsi e di eccitazione RF e quindi riduce il SAR depositato nel paziente. Ad esempio permette di aumentare il numero di sezioni nello stesso tempo di acquisizione senza aumentare il SAR.

Con tempi di ripetizioni brevi e meno tempo per acquisire informazioni avrò impulsi più vicini tra loro e quindi SAR elevate. Raddoppiando il TR e mantenendo lo stesso numero di impulsi il SAR si dimezza.

Come da figura sottostante.

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Figura 4: Artificio per ridurre il SAR

Quindi più fette per tempo di ripetizione aumentano il SAR, più impulsi a RF per fetta aumentano il SAR. Flip Angle maggiori richiedono più energia e quindi comportano SAR maggiori. Ad un minor valore di assorbimento specifico SAR corrisponde un minor riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute.

I meccanismi fiologici operano per lo smaltimento del carico termico, l'età, l'obesità, l'ipertensione, l'assunzione di farmaci come diuretici, tranquillanti e vaso dilatatori sono in genere correlati ad una diminuita tolleranza al calore, ma occorre ricordare che esiste comunque una grande variabilità nelle risposte individuali.

La presenza di corpi estranei, sia conduttori che dielettrici, può provocare effetti particolari in relazione alla esposizione alla RF.

Gli offetti metallici, ad esempi una protesi d'anca, vengono percorsi da intense correnti di induzione magnetica che ne provocano il forte riscaldamento con evidenti disagio del paziente e possibilità di danni fisici.

Eventuali elettrodi, ad esempio per ECG, che dovessero casualmente formare una spira verrebbero percorsi da correnti così intense da provocarne il riscladmento dino a temperature sufficienti a provorcare scottature.

Oltre all'effetto termico un elettrodo collegato ad una apparecchiatura elettronica potrebbe, per la presenza di elementi elettricamente non lineari ad esso collegati raddirizzare il segnale RF indotto e trasformarlo così in un impulso capace di stimolazione muscolare o shock elettrico.

Questi effetti si presenterebbero poi quasi certamente con pazienti portatori di pace-makers o altri dispositivi impiantabili attivi, che sono comunque esclusi dagli esami RM per vari altri motivi.

Dispositivi non conduttori (dielettrici) come ad esempio le lenti a contatto, introducendo brusche discontinuità nelle caratteristiche elettriche del mezzo, possono causare forti riscaldamenti alla superficie di interfaccia.

Conclusioni:

Alcuni organi, per le loro caratteristiche fisiche, termiche che elettriche, hanno ridotte capacità di dissipare il calore. Tra questi vanno ricordati sia gli occhi che le gonadi. L’innalzamento dei campi magnetici negli attuali tomografi RM potrebbero essere i principali siti di potenziali effetti dannosi se l’esposizione alle RF durante l’esame RM risultasse eccessiva. Le tarature delle apparecchiature difficilmente causano rischi ai pazienti tuttavia la conoscenza dei parametri e alle volte di qualche accorgimento può servire qualora si abbia a che fare con pazienti pediatrici, problematici, ammalati esempio (febbre alta), RM fetali.

Importante lavorare con valori di SAR bassi ottimizzando i mezzi e artifici a disposizione al fine di innalzare la qualità diagnostica protezionistica e non snaturare la sequenza.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Imaging a respiro libero con campionamento radiale dei dati

Sequenza radial 3D-GRE T1w (Radial VIBE)

Luca Mazzetti

Azienda sanitaria di Firenze, ospedale san Giovanni di Dio

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

1. Riassunto

Lo studio di risonanza magnetica di alcuni distretti anatomici richiede una collaborazione attiva dei pazienti, in particolar modo per studi che necessitano la respirazione sospesa. Molti pazienti riscontrano però alcune difficoltà nel trattenere adeguatamente il respiro durante la scansione e l'acquisizione dei dati.

La sequenza Radial VIBE, 3D GRE T1 pesata, può determinare un miglioramento significativo della qualità dell'immagine, grazie al campionamento radiale del k-spazio, permettendo l'acquisizione durante la respirazione continua dei pazienti.

In questo lavoro verrà descritta la modalità di campionamento radiale del k-spazio, confrontandola con la modalità di campionamento cartesiano di tipo convenzionale, e valutando i vantaggi e gli svantaggi delle due tecniche.

Seguirà una presentazione della sequenza Radial VIBE, analizzandone i parametri tecnici e le applicazioni cliniche. Infine uno sguardo alle ricerca futura, orientata ad incorporare l'imaging parallelo all'acquisizione radiale, per accelerare l'acquisizione delle immagini e permettere un imaging contrastografico dinamico.

Parole chiave

Radial VIBE; Campionamento radiale del k-spazio; Free-breathing; Radial MRI

2. Introduzione

Una delle principali limitazioni della RM convenzionale è la sua sensibilità al moto che richiede una rigorosa immobilità del paziente durante l'acquisizione dei dati.

Nella pratica clinica tuttavia la soppressione del movimento non è spesso possibile e le immagini possono mostrare artefatti, andando ad oscurare informazioni diagnostiche e rendendo le immagini difficilmente interpretabili. Tali artefatti pongono un problema particolare per esami che necessitano di essere acquisiti durante la respirazione sospesa. Alcuni studi hanno evidenziato che ben il 7% dei pazienti sottoposti a risonanza magnetica epatica non sono in grado di mantenere l'apnea respiratoria per 15 secondi [1]. Da notare che questa popolazione di pazienti non collaboranti dal punto di vista respiratorio, che comprende anziani, pazienti operati, pazienti con patologie croniche come obesità e malattie cardio-polmonari, ma anche pazienti pediatrici, è in costante aumento. Appare così evidente come lo studio di pazienti con limitate capacità nel trattenere l'apnea rappresenti una sfida importante per l'imaging in risonanza magnetica di alcuni distretti anatomici. Queste limitazioni sono particolarmente critiche negli studi addomino-pelvici, dove vengono convenzionalmente effettuate sequenze a respiro sospeso, anche per l'imaging dinamico T1 pesato con mezzo di contrasto.

Nel caso di pazienti scarsamente collaboranti, varie tecniche sono state implementate come alternative a quella a respiro sospeso per ridurre gli artefatti respiratori. E' stato proposto l'utilizzo della tecnica di imaging parallelo per velocizzare la sequenza e diminuire il tempo di apnea richiesto [2]; oppure l'implementazione della tecnica a respiro libero con triggering respiratorio [3]; o ancora le sequenze radiali PROPELLER/BLADE, ma T2 pesate [4].

In alternativa a queste tecniche è stato recentemente proposto, come tecnica a respiro libero nell'imaging addominale, il ricorso al campionamento radiale dei dati del k-spazio per una sequenza 3D GRE T1 pesata con saturazione del grasso, denominata Radial VIBE [5]. Questa sequenza offre un campionamento di tipo radiale con un approccio 3D ibrido denominato "stack of stars". In questa tecnica il centro del k-spazio è campionato più volte durante l'acquisizione, diminuendo così la sensibilità della sequenza agli artefatti da movimento, e permettendo uno studio durante la respirazione leggera, ma continua, del paziente.

Lo scopo di questo studio è analizzare il campionamento radiale del k-spazio e valutare la sequenza Radial VIBE come alternativa alle sequenze convenzionali cartesiane in distretti soggetti ad artefatti da movimento o da pulsazione.

3. Tecnica e metodologia

3.1. L'idea del campionamento radiale

Nonostante l'idea del campionamento radiale del k-spazio sia conosciuta fin dagli albori della risonanza magnetica, la tecnica non ha trovato finora larga applicazione clinica di routine. Il campionamento radiale è stato infatti descritto da Paul Lauterbur nel 1973 ma, poiché l'implementazione pratica richiedeva requisiti tecnici molto elevati, gli fu presto preferita la tecnica di campionamento di tipo cartesiano, la quale poteva essere più facilmente e più solidamente implementata sui sistemi di risonanza magnetica precocemente sviluppati [6]. Queste complessità tecniche riguardano l'impiego di avanzati ricostruttori d'immagine, un'elevata omogeneità per il campo magnetico e, principalmente, un'accurata e precisa generazione di gradienti di campo variabili nel tempo. Di conseguenza, il campionamento radiale è stato impiegato solo sporadicamente, mentre le tecniche clinicamente consolidate sono state basate principalmente sul sistema cartesiano.

Negli ultimi anni, tuttavia, con il miglioramento delle componenti hardware dei sistemi a risonanza magnetica e attraverso nuovi sviluppi algoritmici, il campionamento radiale del k-spazio è divenuto applicabile con affidabilità su sistemi MRI clinici.

3.2. Confronto campionamento cartesiano e radiale

Le sequenze convenzionali acquisiscono il k-spazio utilizzando uno schema di campionamento lungo linee parallele, indicato come campionamento "cartesiano" (fig. 1A). Le linee parallele acquisite differiscono in una differenza fissata nella fase del segnale, che è il motivo per cui lo schema è anche chiamato principio di "codifica di fase". Questo schema rettilineo permette una diretta e rapida ricostruzione dell'immagine tramite la trasformata di Fourier (FFT - Fast Fourier Transform).

Nel campionamento di tipo radiale, non-cartesiano, la direzione di lettura è invece modificata ad ogni ripetizione (TR) e ogni linea acquisita passa attraverso il centro del k-spazio, con un angolo differente per ogni linea, in modo tale che il modello di campionamento nello spazio k non sia una griglia rettangolare ma è un insieme di raggi radiali, simile ai raggi di una bicicletta (fig. 1B). Nella ricostruzione dell'immagine i dati radiali sono rigrigliati, tramite l'operazione di regridding, su una griglia di un k-spazio rettangolare prima della ricostruzione standard.

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Figura 1: schema di campionamento cartesiano (A) e radiale (B) del k-spazio

Rispetto alla traiettoria cartesiana, uno dei principali vantaggi del campionamento radiale del k-spazio è la minore sensibilità agli artefatti da movimento.

La sensibilità al movimento deriva infatti dalla strategia di campionamento dei dati utilizzata per risolvere spazialmente l'oggetto.

Con il campionamento cartesiano convenzionale del k-spazio, i movimenti del paziente durante l'esame introducono un errore di fase nel segnale, un cosiddetto off-set di fase, che disturba lo schema di codifica di fase stessa. In una visione semplificata, può essere pensato come delle oscillazioni delle linee campionate, che provocano lacune nella copertura del k-spazio determinando un campionamento di dati improprio.

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Figura 2: artefatto da movimento lungo la codifica di fase in un esame addominale

La geometria cartesiana è quindi intrinsecamente incline a distorsioni di fase indotte dal movimento che si traducono in importanti artefatti di ghosting, nell'immagine ricostruita, lungo la direzione di codifica di fase (fig. 2).

Nella geometria radiale questa vulnerabilità non è presente. Infatti, mentre nel campionamento cartesiano ogni linea del k-spazio acquisita può possedere alte oppure basse frequenze spaziali, durante la scansione radiale il centro del k-spazio viene acquisito continuamente ad ogni ripetizione, ed ogni riga campionata contiene informazioni in frequenze spaziali di pari importanza. Tale campionamento equilibrato del k-spazio, unito ad una maggior densità di campionamento del centro del k-spazio, determina il fatto che le scansioni radiali abbiano una significativa ridotta sensibilità al movimento, non venendo influenzati da artefatti di blurring, dovuti al movimento volontario del paziente durante l'acquisizione o involontario come quello pulsatile.

Possono apparire però artefatti a striscia, dovuti principalmente ad un sotto-campionamento del k-spazio. Il campionamento radiale possiede infatti proprietà di sotto-campionamento, permette cioè una riduzione nell'acquisizione del numero di raggi, che si traduce in un campionamento ridotto della periferia del k-spazio. Invece di creare artefatti di aliasing, come per le traiettorie cartesiane quando vengono saltate delle linee, il sotto-campionamento radiale crea artefatti a striscia nelle immagini che mantengono però l'oggetto visibile fino a fattori anche relativamente elevati di sotto-campionamento stesso (fig. 3).

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Figura 3: Point spread function (sopra) e la corrispondente ricostruzione del fantoccio Shepp-Logan (sotto), ottenuta per una traiettoria radiale con 402, 64 e 24 raggi [7].

Inoltre, poichè la geometria radiale consente di utilizzare un sovra-campionamento in lettura in entrambi le dimensioni dell'immagine, nessun effetto di aliasing si verifica se il FOV selezionato è troppo piccolo per l'oggetto in studio.

3.3. Sequenza Radial VIBE

Nell'imaging rm di alcuni distretti anatomici, come addome e pelvi in cui è necessario convenzionalmente effettuare l'indagine durante la respirazione sospesa, oppure di distretti sottoposti a movimento intrinseco come collo, torace e cuore, il campionamento radiale del k-spazio può essere impiegato per superare le limitazioni che gli studi di questi distretti comportano.

In questi ambiti la sequenza Radial VIBE, che permette l'acquisizione dei dati durante una continua respirazione leggera, può essere la strategia preferita in esami per pazienti che non sono in grado di sostenere il tempo in apnea normalmente richiesto, come i pazienti anziani, gravemente malati o pediatrici. La Radial VIBE si basa sulla VIBE (Volumetric Interpolated Breath-Hold Examination) convenzionale, ed è appartenente alla classe di sequenze Rapid Acquisition GRE - Fid Imaging (spoiled GRE). E' una sequenza volumetrica 3D con soppressione del grasso che utilizza una modalità di campionamento del k-spazio di tipo radiale con un approccio 3D ibrido chiamato "stack of stars". In questa modalità di acquisizione volumetrica ogni linea del k-spazio, per ogni ripetizione, viene acquisita con codifica radiale nel piano kx-ky, mentre con codifica di fase cartesiana convenzionale per la dimensione kz, con conseguente copertura cilindrica del k-spazio (fig. 4).

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Figura 4: traiettoria "Stack of stars" implementata nella Radial VIBE

Questa tecnica di riempimento del k-spazio permette l'uso di efficienti metodi di saturazione del grasso, ma presenta difficoltà nell'utilizzo dell'imaging parallelo. Infatti le tecniche di imaging parallelo solitamente utilizzate nelle acquisizioni cartesiane non possono essere applicate facilmente per il campionamento radiale dei dati.

Questa classe di sequenze è simile alle sequenze PROPELLER/BLADE, in cui il centro del k-spazio è campionato continuamente durante l'acquisizione, aumentando teoricamente il contrasto dell'immagine e diminuendo la sensibilità agli artefatti da movimento e agli effetti di flusso, a scapito però di un aumento del tempo di acquisizione.

3.4. Parametri e apparecchiature

Sulla base di queste caratteristiche la sequenza permette acquisizioni 3D-GRE T1 pesate, con soppressione del grasso, a respiro libero senza l'utilizzo di tecniche di navigazione o di triggering, ma i pazienti devono essere istruiti a respirare normalmente, se possibile con una respirazione leggera, durante la scansione.

Per quanto riguarda gli studi addomino-pelvici il paziente deve essere posizionato in decubito supino utilizzando anteriormente la bobina body volumetrica multi-canale phased-array e le bobine posteriori phased- array integrate nel letto porta paziente.

In un scanner rm a 1,5T, i tipici parametri della sequenza Radial VIBE per uno studio addomino-pelvico, ricavati dai lavori oggetto di analisi in questo studio, possono essere i seguenti: TR = 3.5-4.3 ms; TE = 1.5-2 ms; flip angle 10-12°; spessore di strato 1.5-3 mm; dimensione voxel circa 1.5 x 1.5 x 1.5-3 mm; 60-90 partizioni; FOV 360-420 mm; matrice 256x256; BW 480-610 Hz/pixel; circa 300/600 raggi radiali; Fat Sat o Spair.

L'imaging parallelo non è stato utilizzato in queste sequenze nei lavori analizzati e il tempo di acquisizione è stato di circa 60-120 secondi, ma anche di 280 secondi, a seconda dei parametri applicati.

Al contrario le sequenze VIBE convenzionali cartesiane per esami addomino-pelvici, eseguite solitamente a respiro sospeso (breath-hold), implementano le tecniche di imaging parallelo (generalmente di un fattore pari a 2) e il tempo di acquisizione varia dai 10 ai 20 secondi.

3.5. Artefatti e soluzioni

Una strategia per accelerare l'acquisizione delle sequenze gradient-echo radiali può essere quella di ridurre il numero dei raggi campionati, determinando però una possibile comparsa di artefatti a striscia, dovuti al sotto-campionamento del k-spazio (fig.3). Questi artefatti, non presenti con le convenzionali acquisizioni VIBE cartesiane, possono degradare la qualità dell'immagine fino ad oscurare alcuni dettagli di importanza diagnostica.

Gli artefatti a striscia sono generalmente più evidenti nei pazienti con volume maggiore e potrebbero non essere visibili nei pazienti più minuti (ad esempio in pazienti pediatrici) [8]. Per esempio, negli studi toraco-addominali questi artefatti sono più pronunciati quando le braccia del paziente sono posizionate lateralmente, cioè nella normale posizione per questa tipologia di studi. Negli adulti, a causa del maggior volume del torace e dell'addome e per la presenza delle braccia all'interno del FOV di acquisizione, tali artefatti sono più marcati. I pazienti pediatrici invece, a causa del volume inferiore e alla presenza solitamente delle braccia esternamente al FOV di acquisizione, presentano un minor presenza di artefatti a striscia. Il posizionamento delle braccia del paziente sopra la testa può dunque essere una buona strategia per ridurre questi artefatti, ma questa soluzione può essere causa di disagio per il comfort del paziente.

Un altro svantaggio delle sequenze gradient-echo radiali è che lo schema di campionamento radiale è più vulnerabile, rispetto a quello cartesiano, agli effetti off-resonance. Poichè le radial GRE utilizzano direzioni di lettura diverse per campionare il k-spazio, si determinano forti segnali fuori risonanza, come quello del grasso, che causano artefatti da blurring invece di un chemical shift unidirezionale, come si ha con l'acquisizione cartesiana convenzionale. Pertanto, è essenziale effettuare acquisizioni Radial VIBE con saturazione spettrale del grasso. Una saturazione del grasso incompleta o non efficiente può provocare artefatti a striscia, degradando la qualità dell'immagine. Questi artefatti possono comunque essere visibili intorno a zone di forte disomogeneità distanti dall'isocentro, a causa del segnale del grasso residuo.

Un altro artefatto, tipico delle sequenze gradient-echo, che può essere problematico, soprattutto nell'imaging toraco-addominale, può essere quello da suscettibilità. Una riduzione di questo artefatto si ottiene in queste sequenze Radial VIBE con l'uso di brevi tempi di eco e l'impiego di una maggiore larghezza di banda del ricevitore.

4. Discussione

4.1. Imaging addominale e confronto con VIBE convenzionali

L'applicazione elettiva della sequenza riguarda gli esami addominali, pre e post iniezione di contrasto, convenzionalmente eseguiti durante una apnea espiratoria del paziente con sequenze VIBE cartesiane.

In particolare alcuni studi hanno evidenziato l'usabilità della sequenza Radial VIBE a respiro libero negli studi rm addominali in pazienti che non sono in grado di mantenere l'apnea, mostrando che la tecnica può essere un'alternativa praticabile per l'imaging dei pazienti non collaboranti [9, 10]. In questo tipo di studi, il respiro sospeso può essere, come detto, un evidente problema per alcuni pazienti, ed un miglioramento significativo della qualità dell'immagine può essere ottenuto in questi casi, con le scansioni Radial VIBE, meno sensibili agli artefatti respiratori (fig. 5).

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Figura 5: esame addominale post iniezione di mezzo di contrasto; immagine VIBE convenzionale a respiro sospeso (sn) e immagine Radial VIBE a respiro libero (dx)

Con le sequenze VIBE cartesiane convenzionali, la risoluzione spaziale ottenibile, in esami addominopelvici, è limitata dalla quantità di dati del k-spazio campionabili all'interno di tipiche durate di apnea, solitamente inferiori ai 20 secondi.

La sequenza Radial VIBE a respiro libero invece, non essendo limitata dal tempo di respirazione sospesa del paziente e campionando i dati del k-spazio su un periodo più lungo, consente di utilizzare il tempo di acquisizione maggiore a vantaggio della qualità dell'immagine, permettendo l'impiego di una matrice superiore e uno spessore di fetta più sottile. Questo consente alla sequenza di andare a massimizzare la definizione delle strutture in esame e la visibilità di eventuali lesioni. Nelle sequenze VIBE convenzionali a respiro sospeso l'aumento della matrice e uno spessore di strato più sottile estenderebbero invece la durata della sequenza oltre ogni ragionevole capacità di apnea dei pazienti.

Un possibile approccio, per ottenere una simile alta risoluzione spaziale con le sequenze VIBE convenzionali, potrebbe essere quello di eseguire una scansione cartesiana con un numero elevato di misure in un tempo di acquisizione lungo, simile a quello delle Radial VIBE. In questo modo le numerose misure permetterebbero una riduzione degli artefatti respiratori e sarebbe possibile impiegare le sequenze convenzionali a respiro libero. Un recente studio ha però evidenziato come la qualità delle immagini VIBE convenzionali con multiple misure sia significativamente inferiore rispetto alle Radial VIBE [9].

Allo stesso modo una migliore qualità dell'immagine può essere ottenuta con le Radial VIBE in pazienti pediatrici (fig. 6), dove l'apnea non è possibile nella maggior parte dei casi [11]. Gli esami pediatrici sono spesso condotti in anestesia generale o in sedazione profonda, rendendo di fatto impossibile eseguire un esame con una attiva collaborazione respiratoria del paziente. Inoltre spesso questi pazienti si muovono spontaneamente all'interno dello scanner, rendendo l'imaging pediatrico decisamente impegnativo. Pertanto le scansioni addomino-pelviche T1 pesate convenzionali a respiro sospeso sono nella maggior parte dei casi corrotte da artefatti dovuti al movimento e da respirazione, che compromettono l'effettiva risoluzione ottenibile e l'accuratezza diagnostica.

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Figura 6: esame addominale di un paziente pediatrico con sclerosi tuberosa; immagine VIBE convenzionale (sn) e immagine Radial VIBE a respiro libero (dx)

Inoltre l’impiego di tecniche di sedazione aumenta il tempo di studio totale e le spese dell'imaging rm pediatrico, e dunque l'uso di sequenze Radial VIBE a respiro libero può contribuire a migliorare anche questi aspetti, ponendosi come una efficace alternativa.

Un recente studio ha inoltre mostrato come le sequenze Radial VIBE determinino una migliore soppressione del grasso nell'imaging addominale rispetto alle sequenze VIBE convenzionali [5]. La spiegazione è stata correlata al fenomeno del chemical shift. Mentre in un'acquisizione rettilinea convenzionale il grasso viene spostato solo lungo la direzione di lettura, generando il noto artefatto, in un k-spazio radiale invece ciascuna linea sperimenta uno spostamento del grasso lungo diverse direzione. Il risultato è un blurring generalizzato del grasso, che può rendere la soppressione più efficace.

4.2. Altri impieghi clinici

Le caratteristiche della sequenza Radial VIBE possono essere impiegate in applicazioni cliniche in quei distretti in cui il movimento è difficile da evitare nelle scansioni di routine. Oltre all'imaging addominale la sequenza può trovare altri campi di applicazione, come l'imaging della testa e del collo, quello polmonare e del torace, delle orbite e, tra le altre, anche nell'enterografia rm.

Nell'imaging della regione della testa e del collo si possono verificare importanti artefatti relativi al moto. Infatti se i pazienti non sono in grado di controllare la deglutizione o la tosse durante l'acquisizione, le immagini possono essere non diagnostiche. Inoltre, esaminare la regione superiore del torace spesso non è possibile a causa di evidenti artefatti da respirazione e di forte flusso. Da considerare che i protocolli convenzionali del collo solitamente includono sequenze T1 pesate Turbo Spin Echo slice-selective, che sono particolarmente sensibili al movimento e flusso.

La sequenza Radial VIBE può dunque essere un'alternativa T1 pesata con saturazione del grasso in questi distretti, essendo sostanzialmente indipendente dalla deglutizione, dai piccoli movimenti della testa e dal flusso (fig. 7).

La sequenza può offrire anche una migliore qualità per l'esame delle orbite. In questo distretto, in presenza di movimenti oculari e dello spostamento delle palpebre durante l'esame, nei protocolli convenzionali si verifica una banda di forti artefatti di ghosting lungo la direzione di codifica di fase, che può compromettere la visibilità diagnostica. La Radial VIBE fornisce una raffigurazione pulita dei nervi ottici e una migliore soppressione del grasso intra ed extraconale (fig. 7). Inoltre gli effetti di flusso provenienti dai circostanti vasi sanguigni più grandi, che possono portare ad artefatti, sono meno evidenti rispetto ai protocolli cartesiani.

Inoltre in questi distretti la possibilità di ricostruire immagini MPR di alta qualità è un altro vantaggio della Radial VIBE. La maggior durata dell'acquisizione a respiro sospeso può essere infatti utilizzata per acquisire un voxel isotropico che, insieme ad una immagine a più alta risoluzione, permette ricostruzioni retrospettive multiplanari (MPR) di alta qualità (fig. 7).

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Figura 7: ricostruzioni multiplanari da una Radial VIBE assiale isotropica del collo (sopra) e delle orbite (sotto)

Altre applicazioni della sequenza possono essere in que1le zone del corpo in cui il moto è completamente inevitabile, come quello intestinale nella pelvi. Per esempio l'enterografia RM può essere un ideale impiego per la Radial VIBE, proprio a causa della minor sensibilità complessiva della sequenza al moto intestinale (fig. 8).

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Figura 8: enterografia rm con immagini VIBE convenzionali (sn) e Radial VIBE (dx)

La sequenza Radial VIBE potrebbe essere dunque usata in studi clinici per esami T1 pesati con saturazione del grasso, in distretti dove le immagini sono spesso corrotte da artefatti di movimento o di pulsazione, come alternativa alle sequenze 3D Gradient-Echo, VIBE, MPRAGE o 2D Turbo-Spin-Echo.

4.3. Sviluppi futuri

Il lungo tempo di acquisizione, nell'ordine dei 60-120 secondi, costituisce una delle limitazioni fondamentali di questa sequenza volumetrica gradient-echo radiale a respiro libero, riducendo di fatto il suo impiego nell'imaging dinamico, come le acquisizioni addominali multi-fase (arteriosa, portale venosa e fase di equilibrio), che richiedono risoluzioni temporali tipicamente tra i 10 e i 20 secondi.

L'indirizzo della ricerca nell'evoluzione di queste sequenze è infatti quello di incorporare l'imaging parallelo nella tecnica di campionamento radiale per ridurre il tempo di acquisizione e permettere acquisizioni dinamiche. Nell'ottica di accelerare la scansione l’uso della tecnica di Parallel Imaging congiunto ai recenti progressi nelle tecniche di sotto-campionamento del k-spazio, come il Compressed Sensing (CS), ha evidenziato la possibilità di ottenere alte risoluzioni temporali per acquisizioni radiali continue, superando dunque queste limitazioni [12, 13].

5. Conclusioni

Con la recente generazione di sistemi MRI e i recenti sviluppi algoritmici, il campionamento radiale del k-spazio è divenuto tecnicamente utilizzabile in applicazioni cliniche di routine. La sequenza Radial VIBE evidenzia la possibilità di utilizzare acquisizioni radiali con affidabilità e robustezza sufficienti, e con immagini di qualità paragonabile a quella delle scansioni convenzionali.

La ridotta sensibilità al movimento della sequenza va a scapito di una maggiore durata della scansione, ma la possibilità di acquisire dati durante la respirazione continua può essere la strategia elettiva in esami con pazienti che non sono in grado di mantenere il tempo di apnea convenzionalmente richiesto. Può inoltre essere la sequenza di scelta per applicazioni in cui è necessario un contrasto T1-pesato in distretti dove le immagini sono corrotte da artefatti di movimento o di pulsazione. Tale campionamento equilibrato del k-spazio apre dunque interessanti alternative per la compensazione del movimento e per future applicazioni di imaging dinamico a respiro libero.

6. Ringraziamenti

A te

7. Bibliografia

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nuclear magnetic resonance. Nature 242:190–191 (1973)

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Driven Equilibrium

Approccio al parametro

Carmine Tico

Centro Cura e Salute, Platamona (SS)

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

In seguito all’incremento del numero di esami da eseguire, vi è una grande necessità di ottimizzare i protocolli di imaging per minimizzare il tempo di esecuzione, ottenendo allo stesso tempo informazioni clinicamente rilevanti. Difatti, per produrre immagini con pesatura T2 e densità protonica DP, il tempo di ripetizione TR deve essere relativamente lungo affinché la magnetizzazione longitudinale sia completamente recuperata,per essere usufruibile al successivo impulso di eccitazione con naturale aumento, specialmente nelle scansioni spin eco e fast spin eco, del tempo di scansioneil quale, potrebbe essere contenuto agendo su alcuni parametricreando ripercussioninegative sulla qualità e caratteristiche dell’immagine finale infatti;

  1. Riducendo il valore di TR si ottieneuna diminuzione del segnale dei tessuti con T1 lungo, come il liquido cerebro spinale CSF, che può risultaredannoso nelle applicazioni dell’imaging della colonna dove il contrasto del CSF con il midollo aiuta nel delineare la patologia.
  2. Aumentando il numero del treno di echi ETL si amplifica l’effetto di blurring.
  3. Diminuendo il numero di codifiche di fase si riduce la risoluzione spaziale a parità di campo di vista utilizzato.
  4. Diminuendo il numero di volte in cui la scansione èripetutadiminuisce il rapporto segnale/rumore SNR.

È stato così introdotto un pacchetto d’impulsi denominato Driven Equilibrium DEche consiste di due impulsi, il primodi 180° inviato dopo la lettura dell’ultimo eco che rifocalizzagli spin residui situati sul piano trasverso, il secondodi 90° che riporta gli spin coerenti sull’asse longitudinale così da avere una quantità maggiore di magnetizzazione longitudinale MMLdisponibile al successivo impulso di eccitazione che produrrà quindi una maggiormagnetizzazione trasversa MMT. E’per questo motivo che il fenomeno prodotto, ovvero un recupero guidato della MML, consente l’utilizzo di TR più brevi rispetto a quelli standard senza inficiare nel SNR e nella pesatura desiderata.L’utilizzo del DE oltre che in acquisizioni 2D e 3D FSE, è compatibile anche in scansioni gradient eco GRE nelle quali é utilizzato come preparazione per aumentare la pesatura T2 senza incrementare il tempo di eco TE. Tuttavia è sconsigliato applicarlo qualora fossimoin presenza di una forte suscettività magnetica (presenza di impianti metallici) dove la disomogeneità del B1 porta ad una incompleta rifocalizzazione della MMT portando ad un piccolo incremento o addirittura perdita del segnale rispetto ad una sequenza convenzionale.

Parole chiave: Driven Equilibrium, fast recovery, T2 prep.

Introduzione

L’esame di risonanza magnetica è al momento uno degli esami diagnostici più richiesti e questo, essendo in costante aumento date le limitate controindicazioni e l’aumento dell’età della popolazione, rende necessaria una più ampia conoscenza dei parametri e delle tecniche introdotte dal progresso tecnologico al fine di ottimizzare lo studio in termini di tempo e qualità. Per diminuire il tempo di acquisizione ad esempio, una delle soluzioni iniziali era incentrata su come ottenere più echi per impulso di eccitazione riducendo il tempo tra impulsi di eccitazione successivi così da ridurre il TR e conseguente tempo di acquisizione. Tuttavia, diminuendo il TR si abbassa il tempo che i protoni hanno per il completo recupero della propria MML diminuendo il segnale prodotto. Un’altra possibile soluzione era diminuire il numero di codifiche di fase inficiando però nella risoluzione spaziale. Lo sviluppo e l’implementazione da parte delle industrie (tabella 1) hanno reso il DE un valido approccio al problema con esso, infatti, è possibile ottenere tempi contenuti di scansione unito ad un contrasto ottimale nei contrasti di combinazioni tessuto/fluido come midollo/CSF e cartilagine/fluido articolareinoltre, dalla sua combinazione con la tecnica tradizionale FSE o GRE ne risulta un imaging veloce ancor di più nelle acquisizioni 3D dove, si è riscontrato anche una diminuzione degli artefatti da pulsazione del CSF. Scopo della verifica è illustrare come il parametro viene applicato nelle FSE e nelle GRE.

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Tabella 1: Nome commerciale industrie.

Tecnica e metodologia

L’impulso DE è un nuovo approccio alla diminuzione del segnale dei tessuti che hanno lunghi T1 e T2 associato all’imaging con TR corto. Questa tecnica prevede l’applicazione di un impulso RF a 90° nel momento in cui la magnetizzazione trasversa érifocalizzata dall’ultimo 180° cosicché, la MMT residua, che è relativamente elevata nel caso di tessuti con lunghi T2, vieneconvertita in magnetizzazione longitudinale. Poiché la magnetizzazione é resettata, si raggiunge un valore superiore nel momento in cui viene applicato il successivo impulso di eccitazione e questo, produce a sua volta una MMT maggiore che permette l’utilizzo di un TR minore senza compromettere il SNR o favorire la pesatura T1. Per le RF dell’imaging SE, entrambi gli impulsi di 90° e 180° aggiunti per il DE sono solitamente selettivi di strato, sebbene l’impulso a 180° possa essere non selettivo come mostrato in figura 1.

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Figura 1: Diagramma SE con impulsi finali DE.

L’impulso di rifocalizzazioneDE è solitamente shiftato di 90° rispetto all’impulso di eccitazione cioè, se l’impulso di eccitazione è 90°x, l’impulso di rifocalizzazione è 180°y. L’impulso di risalita (flip-up) è quindi 90°-x, presente nella sequenza completa 90°x–τ–180°y– 2τ–180°y–90°-x (in questa notazione 90°-xè un impulso RF con un FA di 90° applicato lungo l’asse negativo X nel rotating frame equivalente all’impulso -90°x).Il DE è anche compatibile con le sequenze GRE quando é utilizzato sottoforma di impulso di preparazione per aumentare la pesatura T2 senza dover aumentare il TE. Si presenta con una sequenza non selettiva90°x –τ– 180°y – τ – 90°-xche crea una MMT rifocalizzata e ribaltata rispetto all’asse longitudinale per un utilizzo ripetitivo in una sequenza GRE. Poiché la magnetizzazione decade con rilassamento spin-spin durante il tempo tra DE e il 90° di eccitazione, la quantità di MML dopo la sequenza di preparazione dipende dal T2 per questol’utilizzo del DE è anche chiamato T2 preparation (figura 2).

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Figura 2: Impulsi di preparazione DE+GRE.

Comunemente al termine Driven Equilibrium è associato il termine Fast RecoveryFR ma per comodità, seppur possiedano lo stesso significato, ci riferiamo al primo per gli impulsi di preparazione non selettivi posti davanti ad una GRE e il secondo per gli impulsi, selettivi di strato, che seguono una sequenza SE.

Oltre che nelle SE convenzionali, l’impulso FR è stato applicato anche nelle FSE (figura 3) dove ridurre il tempo di scansione agendo soltanto sull’aumento dell’ETL, induce una diminuzione del segnale dei tessuti con T1 lungo come il CSF oltre che intensificare l’effetto di blurring.

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Figura 3: Diagramma FSE con impulsi finali DE.

Questo può essere dannoso nelle applicazioni come nell’imaging della colonna, dove il contrasto del liquor con il midollo aiuta nel delineare la patologia perciò, l’impulso FR offre un metodo alternativo per la riduzione del tempo di scansione senza effetti indesiderati in sequenze 2D e ancor di più nelle 3D dove l’aggiunta della seconda codifica di fase lungo la direzione del volume incrementa ulteriormente il tempo di scansione rendendocosì benefico l’utilizzo del FR dove il miglioramento del segnale, rispetto al non utilizzo, è maggiore per i tessuti che soddisfano la condizione in cui TR<4T1 altrimenti la MM è comunque rilassata dopo ogni TR. Il miglioramento è anche maggiore per i tessuti che soddisfano Tseq<4T2, dove Tseq è il tempo di azione della sequenza d’impulsi diversamente, non ci sarebbe abbastanza MMT rimanente alla fine della sequenza da poter ribaltare sull’asse longitudinale. Per le sequenze FSE quest’ultimo requisito diventa NetlTesp<4T2 doveNetle Tespsono l’ETL e l’Eco Spacing.

Nelle GRE l’RF di preparazione DE è seguita da un lobo di spoiling di gradiente per uno o più assi per defasare la MMT residua (figura 2); la durata della sequenza di preparazione Tprep è determinato dalla quantità di pesatura T2. Se Mz é la MML prima dell’impulso a 90°, assumendo quindi un FA perfetto per tutti e tre gli impulsi, la MML prima del 2° impulso a 90° è Mze-Tprep/T2. Tipicamente Tprep è all’incirca 50ms e, una maggior pesatura T2 può essere ottenuta utilizzando multipli impulsi a 180° per prolungare il Tprep. Talvolta possono essere utilizzati impulsi combinati anche per gli impulsi a 90° e 180° per diminuire la sensibilità a B0 e la disomogeneità del B1. Un problema con la preparazione DE è il degrado del contrasto T2 causato dalla ricrescita della MML durante il successivo periodo di imaging. Utilizzando un riempimento centrico del K spazio si può ridurre il problema acquisendo il centro prima che ci sia un sostanziale recupero. Un altro problema è che se B1 è disomogeneo sul paziente, il FA dell’impulso di preparazione non è ideale. Il risultato è che, dopo la sequenza di preparazione, parte della MML presente non determina direttamente il contrasto T2. Questi problemi possono essere limitati applicando un lobo di defasamento dopo il primo impulso a 90° e un corrispondente lobo di rifasamento dopo ogni impulso di RF nella successiva sequenza di imaging GRE, come mostrato in figura 4.

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Figura 4: Aggiunta dei lobi di defasamento G1 e rifasamento G2.

Questo schema assicura che solo la MML in cui si verifica la sequenza di preparazione contribuisca al segnale. La MMT che si crea in seguito alla ricrescita della MML dopo l’impulso di preparazione o quella risultante dalla MML residua causata dalla disomogeneità del B1, sono sfasate e non contribuiscono al segnale. Un inconveniente di questo metodo è un SNR ridotto dalla eliminazione del segnale correlato alla preparazione T2 ed un lieve aumento dei tempi TE e TR minimi. Quando é utilizzato con le GRE per le immagini del cuore, la preparazione DE aumenta il contrasto del sangue del miocardio.

Due lobi di gradiente possono essere inseriti tra gli impulsi di preparazione 90° e 180° come mostrato in figura 5 allo scopo di creare una pesatura in diffusione nella MML risultante.

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Figura 5: aggiunta di lobi di diffusione.

La risultante sequenza di preparazione è spesso utilizzata per l’imaging di diffusione utilizzando GRE nonché sequenza FSE; tuttavia, le correnti parassite create dai lobi di gradienti di diffusione impediscono il completo rifasamento della MMT creato dal primo impulso a 90° del DE e di conseguenza, solo una frazione della MMT totale viene riportata sull’asse longitudinale dal secondo impulso a 90° del DE, con il risultato diun’immagine non uniforme di intensità che non riflette l’attenuazione in diffusione. Il problema può essere aggirato da un phaseciclyng del secondo impulso a 90° a spese di un raddoppio del tempo di scansione. Se θ è l’angolo tra il vettore magnetizzazione del voxel e l’asse dell’impulso a 180° al tempo dell’impulso a 90° di risalita, la magnetizzazione sull’asse Z è Mcosθ. Se l’impulso di risalita è sfasato di 90°, la componente ortogonale Msenθ viene riportata sull’asse Z. La preparazione DE può essere utilizzata anche con altri impulsi di preparazione come saturazione del grasso e inversione adiabatica.

Discussione

Il DE consentel’utilizzo di un ridotto TR con la massima conservazione dei tessuti con lungo T1 e T2 come il CSF (T1 4500ms T2 2200ms). Per i tessuti con T1 e T2 corti il TR può essere comunque ridotto senza perdere segnale. Il metodo presuppone che l’impulso addizionale di 180° rifocalizzi correttamente la MMT in modo che l’impulso a 90° possa riportarla sull’asse longitudinale. Questo è il presupposto principale eccetto che nelle regioni con variazione estrema della suscettività, come quelle causate dagli impianti metallici. In questo caso, l’incompleta rifocalizzazione causata dalla disomogeneità del B1 e un’imperfetta selezione del profilo dello stratone fa risultare uno spostamento di fase della MMT nel punto in cui si presuppone essere rifocalizzato. Se la MMT è piccola o si trova in un punto inaspettato, l’impulso finale a 90° restituirà una quantità ridotta di MMT sull’asse longitudinale. Il risultato è un piccolo incremento del segnale o addirittura una perdita di segnale rispetto ad una non FR.Un altro possibile meccanismo per la perdita di segnale con FR in aree ad alta suscettibilità è il defasamento o il decadimento T2* durante l’impulso di risalita a 90°. In questo caso, la MMT netta che raggiunge l’asse Z dopo l’impulso, può essere notevolmente ridotta soprattutto se l’impulso di risalita ha una larghezza d’impulso lungo. La figura 6a-b mostra un esempio di un’immagine di una colonna toracica sagittale T2 pesata. L’immagine, acquisita con FR ha generalmente miglior contrasto tra CSF/midollo eccetto che nella regione affetta da disomogeneità.

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Figura 6a-b: Sequenza FSE eseguita con e senza FR dove si nota nel primo caso un netto abbattimento del segnale mentre, nel secondo, una distorsione locale nei pressi della clip metallica.

In questa regione (indicata con freccia in fig. 6a) c’è un rapido cambiamento di suscettibilità e metodi di soppressione come il FAT-SAT e la selezione di strato con inversione del gradiente sono inefficaci. Per questo motivo è prudente disabilitare il FR e soppressione del grasso in queste situazioni.

Quando il FR è utilizzato con un TR breve, il contrasto è generalmente un po’ diverso da una sequenza non FR. Per tessuti con T1T2>>TR il contrasto nella FRSE è funzione del T2 simile alle SSFP. Poiché la maggior parte dei tessuti ha valori similari di T2/T1, il contrasto risultante è in gran parte determinato dalla densità degli spin. Una notevole eccezione è il fluido, che può avere un valore superiore nel rapporto T2/T1 rispetto alla maggior parte dei tessuti perciò utilenei contrasti di combinazioni tessuto-fluido come CSF-midollo spinale (frecce figura 8)e cartilagine-fluido articolare (figura 7).

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Figura 7: a sinistrasagittale T1 FSE (TR 600ms TE 20ms) a destra sagittale FSE + DE (TR 600ms TE 20ms).Nella seconda scansione è più agevole la valutazione della cartilagine e del LCA in presenza di liquido intra articolare.

La capacità di utilizzare TR brevi, permette di migliorare la risoluzione temporale per immagini interattive in tempo reale e ridurre i tempi di scansione nelle T2 pesate a respiro sospeso, riducendo così gli artefatti da respirazione. Se però, i flip-angle degli impulsi FR si discostano dai valori ideali, la MMT residua può produrre e interferire con il segnale dell’eccitazione successiva e così vengono inseriti gradienti di crusherche circondano l’impulso a 180° di rifocalizzazione e uno spoiler che segue l’impulso a 90° per ridurre il problema.Quando invece il TR è sufficientemente lungo o si è in presenza di impianti metallici è preferibile non utilizzare il FR per i motivi spiegati sopra.

In figura 8 sono mostrati gli effetti dell’applicazione del FR nell’imagingdella colonna cervicale,per l’imaging 3D sono state eseguite scansioni a diversi valori di TR e ETLxESP (tabella 2)senza e con utilizzo dell’FR dalle quali è risultato che, nel primo caso, il miglior effetto mielografico è presente per valori di TR=500ms a discapito del tempo di scansione mentre, nel secondo caso, l’effetto mielografico è sempre presente e particolarmente accentuato per valori più alti di ETLxESPperciò, per motivi di ottimizzazione sono stati utilizzati i seguenti parametri che restituiscono un voxel isotropico utile per una riformattazione in post processing: TR 211ms, TE 60ms, ETL 16, ESP 7,1ms, 1 slab da 70mm, partizioni da 2mm ridotti ad 1mm con interpolazione zero filling, FOV 256mm, RFOV 60%, matrice 256x256, BW 733Hz/pp, K spazio cartesiano per un tempo totale di acquisizione di 4’14”.

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Tabella 2: acquisizione isotropica 1mmx1mm a diversi valori di TR e ETLxESP per l’imaging 3D con TE effettivo di 60ms.

Nonostante i vantaggi ottenibili dall’utilizzo del FR, é importante tenere presente che le immagini ottenute non sono equivalenti alle immagini T2 standard. Mentre il FR è in grado di ripristinare l’effetto mielografico di una sequenza T2 standard aumentando il segnale del CSF, la sua capacità di rappresentare lesioni del midollo intrinsechecon un prolungato aumento del T2 è diminuita, soprattutto a bassi TR. Si suggerisce l’utilizzo di un TR più lungo dell’ordine di 2000ms al momento di valutare lesioni intrinseche del midollo spinale così da dare un adeguato contrasto per consentire la rilevazione e la caratterizzazione delle lesioni del midollo più sottili.Nella colonna cervicale, di fatto, le sequenze d’impulsi che forniscono segnale alto del CSF (effetto mielografico) aiutano a mettere in evidenza processi patologici epidurali, come frammenti e osteofiti del disco come mostrato in figura 8c dove è ben visualizzabile lo spazio ventrale del CSF.

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Figura 8: a) 3D FSE b) 3D FSE+DE c) 2D FSE+DE (TR 2000ms TE 120ms)

Conclusioni

In definitiva, dallla combinazione di una tecnica tradizionale FSE o GRE e gli impulsi DE, ne risulta un imaging veloce eliminando la necessità di utilizzare un TR lungo mantenendo un segnale relativo di tessuti con elevato T1 con diminuzione degli artefatti da pulsazione.

Il suo utilizzo nell’imaging 3D isotropico, oltre a ridurne i tempi di acquisizione, ne consente la riformattazione su più piani in fase di post processing. Uniciinconvenientisono la sua scarsa efficacia in regioni ad alta suscettività magneticaed un ponderato utilizzo nel caso di valutazioni patologiche a carico del midollo spinale.

Bibliografia

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

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SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Angiografia RM

Il ruolo della tecnica ibrida HOP-MRA

Guido Di Bisceglie

Riassunto

In ambito di Angiografia RM è ormai affermato l’utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA (Hybrid of OPposite contrast-Magnetic Resonance Angiography) che, a differenza delle sequenze TOF 3D standard, consente una miglior visualizzazione sia delle strutture vascolari a flusso veloce che di quelle a flusso lento senza l’utilizzo di mezzi di contrasto né l’incremento dei tempi di acquisizione.

La tecnica, che trova applicazione negli studi angiografici cerebrali, combina le sequenze TOF 3D (Time Of Flight) standard, ideali per lo studio dei vasi sanguigni a flusso veloce, con le sequenze FSBB (Flow Sensitive Black Blood), indicate per quelli a flusso lento: viene così sfruttata la loro complementarietà.

Utilizza sequenze Dual Echo Gradient Echo 3D, al fine di minimizzare il tempo d’acquisizione e la misregistrazione: il primo segnale di echo ottenuto deriva dalla sequenza TOF e vede l’applicazione di un Gradient Moment Nulling (Flow Compensation) per limitare quanto più possibile gli artefatti da Flow-void e quelli da Phase-encode displacement (PED); il secondo segnale di echo corrisponde alla sequenza FSBB e dopo la sua acquisizione vengono applicati un gradiente di rewinder ed uno di spoiling.

Le due modalità per ottenere immagini tramite la tecnica HOP-MRA sono la sottrazione con pesatura semplice (SWS - Simple Weighted Subtraction) e la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS - Frequency Weighted Subtraction): vantaggio di quest’ultima è una considerevole riduzione degli artefatti da suscettività magnetica, a lieve scapito del rapporto segnale-rumore (SNR) nell’immagine finale.

Sfruttando la complementarietà delle sequenze TOF e FSBB, la tecnica ibrida HOP-MRA si è dimostrata efficace nello studio simultaneo dei vasi sanguigni a flusso veloce e a flusso lento, distinguendosi anche per una miglior visualizzazione delle strutture vascolari collaterali (quali ad esempio i rami arteriosi distali), di solito difficilmente indagabili con la tecnica TOF 3D standard. Garantisce inoltre un buon rapporto contrasto-rumore (CNR) fra vasi sanguigni e tessuti stazionari e consente di ottenere immagini con tempi d’acquisizione contenuti e bassi livelli di SAR.

Parole chiave

HOP-MRA, Time Of Flight 3D, Flow Sensitive Black Blood, Dual Echo GRE 3D

Introduzione

Ad oggi, le principali metodologie diagnostiche in ambito MRA (Magnetic Resonance Angiography) sono rappresentate dalle sequenze TOF (Time Of Flight), PC (Phase Contrast) e CE (Contrast Enhanced), tutte e tre appartenenti alla categoria 'White Blood' ma diverse fra loro qualitativamente e nelle finalità di visualizzazione.

Le sequenze TOF, impostate orientando il pacchetto di scansione perpendicolarmente al vaso sanguigno in esame, sfruttano l'effetto in-flow dovuto alla differenza di saturazione degli spin del sangue in seguito alla somministrazione di impulsi RF; le PC sono invece basate sul fenomeno fisico del phase-shift e permettono di ottenere immagini di fase, contenenti informazioni sulla direzionalità di flusso (ematico o liquorale); le CE, a differenza delle due tecniche precedenti, prevedono l'utilizzo di mezzi di contrasto (a base di Gadolinio associato ad un chelante, solitamente il Gd-DTPA) i quali, una volta iniettati per via endovenosa, causano una riduzione del T1 del sangue rendendo così le strutture vascolari distinguibili dai tessuti circostanti.

Considerate singolarmente presentano vantaggi e limiti: ad esempio le sequenze TOF (Time Of Flight, denominate “White Blood” poiché nelle immagini ottenute il sangue presenta un’iperintensità di segnale rispetto ai tessuti stazionari) sono ideali per lo studio dei vasi sanguigni a flusso veloce ma non sono efficienti nella rappresentazione dei flussi ematici turbolenti, per i quali sono invece indicate le sequenze FSBB (Flow Sensitive Black Blood, ove il sangue presenta invece un'ipointensità di segnale) così come per lo studio dei vasi sanguigni a flusso lento e di quelli di dimensioni minori

Di conseguenza, la tecnica ibrida HOP-MRA combina queste due tipologie di sequenze sfruttando al massimo la loro complementarietà per le finalità di visualizzazione delle strutture vascolari encefaliche, al tempo stesso senza aumentare il tempo di acquisizione complessivo.

Tecnica e metodologia

La tecnica ibrida HOP-MRA (fondamentalmente un’estensione della TOF 3D standard utilizzata per gli studi angiografici cerebrali) è basata sull'utilizzo della sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D (Figura 1), caratterizzata dall'assenza di un impulso RF di rifocalizzazione a 180° e dall'impiego di valori di Flip Angle minori di 90°, i quali danno come conseguenza un recupero più veloce della MML che permette così di utilizzare valori di TR e TE brevi e dunque di ottenere tempi d'acquisizione contenuti.

Fra gli altri vantaggi legati alla sequenza troviamo anche l’abbattimento della misregistrazione causata da eventuali movimenti del paziente e l'ottenimento di livelli di SAR più bassi ed un miglioramento del CNR fra strutture vascolari e tessuti stazionari circostanti.

Per tale sequenza, il riempimento del K-space è di tipo rettilineo standard multi echo multi contrast: vede cioè l’acquisizione di due o più linee di Ky per ogni TR, ognuna delle quali va a riempire una matrice diversa, mantenendo però lo stesso valore di Ky (e quindi la stessa codifica di fase) per entrambe, al fine di ottenere quindi due immagini con diverse pesature.

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Figura 1: sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D

La sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D può essere idealmente suddivisa in due parti: nella prima, in seguito all'invio di un impulso RF, dopo un tempo TE1 viene generato un primo segnale di echo corrispondente alla sequenza TOF, a cui segue un Gradient Moment Nulling a 3 assi (GMN; si tratta di una tecnica che prevede l’applicazione dei gradienti di campo magnetico al fine di mettere in fase gli spin di flusso con quelli stazionari, evitando artefatti; questo parametro viene denominato “Flow Compensation” su apparecchiature Siemens, GE e Philips, “FC”su Toshiba e “GR” su Hitachi); il secondo segnale di echo, generato dopo un tempo TE2, corrisponde invece alla sequenza FSBB e dopo la sua acquisizione vengono applicati un gradiente di rewinder ed uno di spoiling.

I dati provenienti dalla raccolta dei due segnali di echo vengono ricostruiti in due immagini finali distinte, corrispondenti ovviamente alle sequenze TOF e FSBB.

Rispetto alle “White blood”, il maggior vantaggio delle sequenze “Black blood” è costituito dalla loro capacità di generare contrasto negativo anche per gli spin del sangue a basso flusso, inclusi quelli appartenenti ai rami arteriosi di dimensioni minori, enfatizzandone così la visualizzazione; questo aspetto, unito all’eliminazione di gran parte del segnale dei tessuti stazionari circostanti (ottenuta tramite la sottrazione d’immagine), permette di ottenere immagini finali particolarmente dettagliate e caratterizzate da un CNR visibilmente maggiore (Figura 2).

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Figura 2a-b: misurazione del CNR tramite ROI (Region Of Interest) in sequenze TOF (a) e HOP-MRA (b)

Il passo successivo consiste nella sottrazione dei dati acquisiti con la sequenza FSBB (in cui i vasi presentano un segnale ipointenso) da quelli acquisiti con la sequenza TOF (iperintenso), seguita dall'utilizzo di un algoritmo MIP (Maximum Intensity Projection) o mIP (minimum Intensity Projection).

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Figura 3a-b: confronto fra ricostruzioni MIP assiali in sequenza TOF (a) e HOP-MRA (b)

Le due tipologie esistenti sono la sottrazione con pesatura semplice (SWS - Simple Weighted Subtraction) e la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS - Frequency Weighted Subtraction): vantaggio di quest’ultima è una considerevole riduzione degli artefatti da suscettività magnetica, a lieve scapito del rapporto segnale-rumore (SNR).

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Figura 4a-b-c: immagini di vasi encefalici ottenute con tecnica TOF, FSBB ed ibrida con sottrazione

a pesatura semplice (SWS-HOP)

Discussione

L'utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA presenta indubbi vantaggi dal punto di vista diagnostico, ma in casi particolari può altresì rivelarsi meno efficace del previsto.

In uno studio diagnostico [9] condotto tramite un tomografo da 1.5 T (Toshiba ExcelartTM XG SPIN Edition) su un campione di 23 soggetti (di cui 4 volontari sani e 19 pazienti con patologia steno-ostruttiva cronica dell’a. carotide interna o dell’a. cerebrale media) sono stati utilizzati i seguenti parametri:

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Tabella 1: parametri TOF e HOP-MRA a confronto; TE1 è relativo alla TOF, TE2 alla FSBB

In seguito all’acquisizione dei dati è stata fatta una sottrazione di immagine con pesatura in frequenza (FWS), attivando poi un filtro passa alto ad entrambi i set di dati (TOF e FSBB) con la doppia funzione di ridurre la componente a bassa frequenza dei dati FSBB (associata ad artefatti da suscettività magnetica) ed enfatizzarne invece quella ad alta frequenza (proveniente dai vasi sanguigni, relativamente più alta rispetto alla TOF); infine, è stato applicato un algoritmo MIP identico a quello previsto anche nella TOF standard.

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Figura 5a-b: confronto fra i profili di CNR vasi-tessuti stazionari in sequenze TOF (a) e HOP-MRA (b)

La valutazione visiva qualitativa condotta su entrambi i set di immagini finali dei due gruppi oggetto dello studio ha registrato una miglior visualizzazione dei vasi arteriosi periferici nel gruppo di volontari e delle aree distali a lesioni steno-ostruttive nel gruppo dei pazienti; in seguito, misurazioni della differenza di CNR vasi-tessuti stazionari fra la HOP-MRA e la TOF hanno confermato una maggiore intensità di segnale da parte dei vasi in esame (Figura 5), rilevando inoltre un aumento di CNR nelle aree avascolari.

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Figura 6a-b: immagini TOF (a) e HOP-MRA (b) di paziente con occlusione dell’a. cerebrale media sx

Nonostante i numerosi riscontri positivi scaturiti, gli autori hanno anche individuato alcuni limiti e punti deboli legati all’utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA; ad esempio, rispetto alla TOF standard, l’incremento di segnale presentato dai vasi arteriosi prossimali non si è rivelato apprezzabile quanto quello raggiunto dai vasi distali: per lo studio dei primi rimane dunque maggiormente indicata la tecnica TOF standard oppure l’angiografia convenzionale, che a causa della sua elevata precisione è ancora considerata ‘gold standard’ per lo studio dei vasi distali e dei circoli collaterali (ma che, ovviamente, ha lo svantaggio di essere invasiva e di utilizzare radiazioni ionizzanti e mezzi di contrasto).

Fra le problematiche specifiche riscontrate a causa dell’uso di sequenze FSBB, in alcuni pazienti si è verificata la visualizzazione concomitante dei vasi venosi di piccolo calibro: tale situazione è indesiderabile poiché potrebbe sovrapporsi alle strutture arteriose d’interesse, rendendole così meno distinguibili.

Come prospettive di miglioramento, l’ottimizzazione dei filtri di post-processing permetterebbe di accorciare il TE2 per l’echo della sequenza FSBB (attualmente di 27 ms, sproporzionato rispetto ai 6.5 ms del TE1) e di aumentare ulteriormente il SNR nell’immagine finale. Potrebbe inoltre essere possibile l’implementazione di un impulso MTC (Magnetization Transfer Contrast) durante la raccolta del primo segnale di echo.

In generale l'utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA vede frequentemente la presenza di particolari tipi di artefatti, legati alle caratteristiche delle strutture vascolari presenti nel distretto anatomico in esame ed alla scelta o meno, da parte dell'operatore, di mettere in atto alcuni accorgimenti regolabili tramite parametri specifici.

Spesso, in particolar modo durante lo studio dei vasi arteriosi encefalici di calibro maggiore, si manifestano artefatti da Flow-void dovuti presumibilmente alla non perfetta linearità del Gradient Moment Nulling in relazione al primo segnale di echo della sequenza, derivante dalla TOF.

Per ridurre l'entità di tali artefatti sì è rivelato più efficace l'utilizzo di un GMN a due assi (che agisce lungo le due direzioni di codifica di fase) anziché a tre assi (Figura 6) [2].

Un altro vantaggio delle immagini ottenute usando la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS) associata ad un GMN a due assi è il raggiungimento di un alto valore di CNR nei vasi ad alto flusso, sia nelle loro porzioni rettilinee che in quelle curvilinee, a confronto

con le immagini ottenute tramite la tecnica TOF standard.

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Figura 7: artefatto da Flow-void (frecce) dopo l'applicazione di un GMN a 3 assi e a 2 assi

Sono altresì frequenti gli artefatti da Phase-encode displacement (PED) nei quali il segnale proveniente dai vasi sanguigni viene shiftato dalla sua posizione originale in relazione alla velocità di flusso, all'angolo formato dal flusso e dal gradiente di frequenza (acceso in modalità di lettura) ed alla forma dei gradienti utilizzati nella sequenza.

A differenza dell'artefatto da Flow-void, per ridurne l'entità si è rivelata più idonea l'applicazione di un GMN a 3 assi nella prima parte della sequenza.

Come mostrato nella Figura 7, per quanto riguarda la FSBB, le pareti vasali vengono visualizzate correttamente nella loro posizione sia con l'utilizzo di un GMN a 2 assi (freccia) che con uno a 3 assi.

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Figura 8: confronto fra TOF, FSBB e HOP-MRA con GMN a 3 assi e a 2 assi, ottenute con algoritmo

MIP (TOF e HOP) e mIP (FSBB)

Conclusioni

Nell’ambito dell’angiografia cerebrale, la tecnica ibrida HOP-MRA ha dimostrato di contenere potenziali vantaggi per il paziente grazie alla sua efficacia nello studio simultaneo dei vasi sanguigni a flusso veloce e a flusso lento, distinguendosi anche per una migliore visualizzazione delle strutture vascolari collaterali (in particolar modo i rami arteriosi distali di minori dimensioni), di solito difficilmente indagabili con la tecnica TOF 3D standard. È in grado di abbattere la misregistrazione delle frequenze, garantisce un maggior rapporto contrasto-rumore (CNR) fra vasi sanguigni e tessuti stazionari e consente di ottenere tempi d’acquisizione contenuti e bassi livelli di SAR.

In casi particolari (quali la rappresentazione delle strutture arteriose prossimali) presenta ancora dei limiti, ma anche margini di miglioramento in termini di accorciamento del TE2 ed incremento del SNR nell’immagine finale, tramite ottimizzazione dei filtri di post-processing.

Ringraziamenti

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Bibliografia

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[2] T. Kimura et al, “Optimization of Gradient Moment Nulling for Hybrid Of Opposite-Contrast MRA sequence” Proc. ISMRM 18 p3775 (2010)

[3] T. Kimura et al. Hybrid of Opposite-Contrast MR Angiography (HOP-MRA) Combining Time-of-Flight and Flow-Sensitive Black-Blood Contrasts” MRM 62:450-458 (2009) [4] E. Mark Haacke et al. “MRI Physical Principles and Sequence Design” (© 1999 John Wiley & Sons) [5] C.Westbrook, Ph.D. “Handbook of MRI Technique” (© 1994-1999 Blackwell Science Ltd.) [6] J. P. Hornak, Ph.D. “The basics of MRI” (© 1996-2013 J. P. Hornak) [7] YP Du et al. “Simultaneous acquisition of MR angiography and venography (MRAV)” MRM 59:954-958 (2008)

[8] S. Chiti, S. Sozzi - materiale didattico Master I Livello in “Specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di RM ed elaborazione di immagini in ambito clinico e di ricerca” (A.A. 2012-2013)

[9] K. Tsuchiya et al. Hybrid of opposite-contrast MRA of the brain by combining time-of-flight and black-blood sequences: initial experience in major trunk stenoocclusive diseases” JMRI 31(1):56-60 (2010)

[10] Miyazaki M. et al. “Nonenhanced MR Angiography” RSNA vol. 248 n. 1:20-43 (2008)

[11] T. Azuma et al. “Improved visualization of intracranial vessels by gradient moment nulling in hybrid of opposite-contrast magnetic resonance angiography (HOP MRA)” MRM 2010;9(3):159-65

[12] Q. A. Acton, Ph.D. Issues in Applied, Analytical, and Imaging Sciences Research(© 2013 Scholarly Editions)

[13] Q. A. Acton, Ph.D. “Cerebral Arterial Diseases: Advances in Research and Treatment” (© 2011 ScholarlyBrief Editions)

[14] Lirong Yan et al. “Unenhanced Dynamic MR Angiography: High Spatial and Temporal Resolution by Using True FISP-based Spin Tagging with Alternating Radiofrequency” RSNA vol. 256 n. 1:270-279 (2010)

[15] Warmuth C. et al. “Dynamic Spin Labeling Angiography in Extracranial Carotid Artery Stenosis” AJNR 26:1035-1043 (2005)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Risoluzione del contrasto e riduzione dei tempi di acquisizione

Ottimizzazione nell’ambito delle Fast Spin Echo 3D

Fabio Pieri

Azienda sanitaria di Firenze, Ospedale Santa Maria Annunziata, Firenze

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Le sequenze Spin Eco hanno da sempre rappresentato il punto di forza nell’imaging clinico in quanto offrono immagini contrastografiche e sono maggiormente resistenti agli artefatti da radiofrequenza e da disomogeneità del campo statico. Le sequenze 3D forniscono un set di dati che possono essere rielaborati per agevolare la visione multi planare, utili quindi per la valutazione dell’anatomia. Nonostante ciò storicamente le sequenze Spin Eco 3D non hanno giocato un ruolo significativo nell’imaging di Risonanza Magnetica a causa dei lunghi tempi di acquisizione. Recentemente sono state rese disponibili da diversi produttori sequenze 3D veloci come ad esempio CUBE (GE); SPACE (SIEMENS); VISTA (PHILIPS). Attraverso specifiche strategie di ottimizzazione, per esempio l’utilizzo di impulsi RF di rifocalizzazione variabili si riesce ad allungare l’Eco Train con successiva riduzione dell’effetto Blurring. Tali tipologie di sequenze partono subito con FA alti nei primissimi impulsi, per poi decadere velocemente a FA molto bassi e infine risalire linearmente fino a raggiungere di nuovo valori alti. Questo perché inizialmente il segnale è vicino al 100% e necessita di poca sollecitazione per essere gestito, andando invece avanti con il treno di echi, si cerca di bilanciare lo sfasamento e la perdita inevitabile di segnale con impulsi più corposi. Tali tecniche consentono di ottenere finalmente immagini 3D di volumi consistenti in tempi di acquisizione clinicamente accettabili. Sono sequenze caratterizzate da un elevato SNR e CNR con un deposito RF inferiore rispetto alle FSE. Possono essere abbinate ad impulsi di preparazione IR per sopprimere il segnale dei tessuti. Infine sono applicabili a tutti i distretti corporei con la possibilità di fare MPR multiplanari in funzione dell’isotropismo dei voxel.

Parole chiave

Fast spin eco; turbo spin eco; 3D FSE; variable flip angles.

Introduzione

Un considerevole aumento dell'efficienza era necessario per rendere i tempi di acquisizione per le FSE 3D single slab clinicamente accettabili. In primo luogo sono state apportate delle modifiche alla struttura delle sequenze per aumentare notevolmente il numero di echi (quindi, le linee della codifica di fase) ottenuti per ogni impulso RF di eccitazione. Queste modifiche riguardano la riduzione dell'eco spacing e l’utilizzo di impulsi RF di rifocalizzazione (variabile-flip-angles) per sopprimere l’effetto blurring o allungare notevolmente la durata utilizzabile dell’eco train. Inoltre sono necessarie nuove strategie per ordinare i dati della codifica di fase nel k-spazio per sfruttare l’eco train più lungo. In secondo luogo, sono state utilizzate tecniche per ridurre la quantità di dati del k spazio, necessari per la ricostruzione dell’ immagine, tra cui Partial-Fourier e Parallel Imaging.

Tecnica e Metodologia

Riduzione dell’eco spacing: La maggior parte delle sequenze impiegate nell’imaging clinico utilizzano impulsi selettivi dello strato (slice-selective), composti da un'onda RF sagomata applicata in presenza di un gradiente di campo magnetico. Questi impulsi RF in genere hanno una durata che va da circa 1 ms fino a circa 10 ms. Dato che le FSE 3D multi-slab richiedono un profilo ben definito della slice per minimizzare gli artefatti da “spanciamento”, gli impulsi RF di selezione dello strato hanno in genere una durata di almeno alcuni millisecondi. Il diagramma temporale descritto nella figura 1a mostra un eco spacing tra gli eco train rappresentativi di una FSE 3D multi slab. Sono illustrati due impulsi RF di rifocalizzazione consecutivi associati a gradienti che vengono applicati durante e tra gli impulsi RF. In questo esempio, la durata dell’impulso RF è di 3,84 ms e l’eco spacing di 8,5 ms; l'impulso di RF occupa quindi il 45% dell’eco spacing. Per confronto la figura 1b mostra il diagramma temporale di una sequenza FSE 3D single slab. Poiché è eccitato un solo volume, la selezione spaziale non è richiesta quindi l’impulso selettivo dello strato può essere sostituito con un impulso non selettivo breve (0.6 ms in questo esempio), che utilizza una forma d'onda rettangolare di RF per ridurre al minimo la durata dell’impulso. Questo permette di accorciare l’eco spacing a 3,9 ms e in questo esempio l'impulso RF rifocalizzazione occupa solo il 15% dell’eco spacing. In generale, se la bandwidth di ricezione desiderata è elevata (cioè il periodo di campionamento dei dati è di pochi millisecondi o più breve), allora l'uso di brevi impulsi non selettivi dello strato (< 1 ms), fornisce una significativa riduzione dell'eco spacing che permette all’interno del solito eco train un aumento del numero degli echi. Le forme dei gradienti per le FSE 3D multi-slab e quello per FSE 3D single slab risultano differenti nello specifico: confrontando la forma dei gradienti in figura 1a con quelli in figura 1b, vediamo che sia il G (PE) che il gradiente di slice nelle FSE 3D multi slab sono più lunghi e più bassi in ampiezza rispetto alle FSE 3D single slab.

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Figura 1: Riduzione dell’eco spacing.

La figura 1 mette a confronto i diagrammi temporali delle sequenze FSE 3D multi-slab (a) e FSE 3D single slab (b) dove sono illustrati i valori di eco-spacing (ESP) per le due tecniche. Entrambe le sequenze di impulsi hanno una larghezza di banda di 500 Hz/pixel e forniscono una risoluzione spaziale di 1×1×1 mm3. (RF, radio frequenza; GSS, gradiente di selezione dello strato; GPE, gradiente di codifica di fase; GRO, gradiente di lettura [codifica-frequenza].)

Aumento Eco Train: La FSE convenzionale usa flip angles relativamente alti per gli impulsi RF di rifocalizzazione, che generalmente si avvicinano a valori di 180°. Come sappiamo, per una serie di impulsi di 180°, tutta la magnetizzazione trasversa creata dall'impulso RF di eccitazione è rifasata in ogni tempo di eco, il decadimento del segnale durante il treno di echi è basato sui tempi di rilassamento T2 dei tessuti. Per questo motivo, la durata dell'eco-train utilizzato nell'imaging clinico FSE è tipicamente inferiore rispetto ai valori di T2 se vogliamo ottenere una pesatura in T1 o DP. Di contro, se vogliamo una pesatura in T2 usiamo un valore di TEeff di due o tre volte maggiore rispetto al più basso valore di T2 del tessuto in esame. Ad esempio, la durata dell’ eco-train per la formazione di un’immagine dell’encefalo T2-pesata FSE è in genere meno di 300 ms perché i valori di T2 per la sostanza bianca e sostanza grigia sono circa 100 ms a intensità di campo utilizzato comunemente (1,5T e 3T). Lunghi eco-train possono degradare l’immagine in termini di contrasto e creare artefatti come il blurring. Quest’ultimo si verifica quando i dati relativi alle alte frequenza spaziali sono ridotti rispetto ai dati della regione centrale del k-spazio. Inoltre lavorare con un eco train lungo comporta un decadimento degli ultimi segnali in termini di T2 e perciò una riduzione in ampiezza dei segnali stessi.

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Figura 2: Rapporto tra ampiezza dei flip angles, segnale associato e magnetizzazione utilizzata

Nella figura 2 sono rappresentati nella prima colonna l’ampiezza dei flip angles,nella colonna centrale l’ampiezza del segnale associato, nell’ultima colonna è rappresentata la frazione della magnetizzazione sul piano trasverso che genera il segnale (linea continua),e una frazione che rappresenta la magnetizzazione longitudinale recuperata durante un eco train di 800ms (linea tratteggiata). Nella prima colonna sono rappresentati impulsi costanti a 180°(a),impulsi costanti a 60° (b), una rampa di flip angles variabili seguiti da radiofrequenze a 60° © e flip angles totalmente variabili con andamento prima decrescente e poi crescente (d), I flip angles analizzati tra (b-d) con ampiezze inferiori a 180° generano echi di spin ed echi stimolati che determinano un’ampiezza maggiore di segnale. La variazione appropriata del flip angle durante l’eco train (c-d) ottimizza l’uso della magnetizzazione disponibile, producendo un’ampiezza di segnale più ampia durante la porzione centrale dell’eco train rispetto alle classiche rifocalizzazioni a 180°. Oltre 20 anni fa, Hennig propose l'utilizzo di piccoli e costanti flip-angles per introdurre la dipendenza da T1 nell'evoluzione dell’eco train e quindi allungare la sua durata utilizzabile nei tessuti biologici, che hanno generalmente valori di T1 che sono molto più elevati dei valori T2. In particolare, vediamo che l’ampiezza del segnale nella parte centrale dell’eco train è molto superiore a quella per flip angle costanti di 180°. Nel punto centrale (400 ms), l'ampiezza del segnale è circa 10 volte superiore rispetto ai flip angles costanti a 180°. Per vedere come la serie di flip angles variabili raggiungono il segnale desiderato, dobbiamo esaminare il comportamento della magnetizzazione lungo l’asse Z durante l’eco train. La porzione iniziale dei flip angles variabili memorizza una grande componente della magnetizzazione lungo l’asse Z ( fino all’80%). Poi, con il procedere dell’eco train, questa magnetizzazione memorizzata viene gradualmente convertita in magnetizzazione trasversa, consentendo di ottenere un’ampiezza di segnale relativamente alta per la porzione centrale dell’eco train. La serie di variable-flip-angle fa anche uso efficiente della magnetizzazione trasversa disponibile; la linea continua in figura 2d indica che la MT ha sempre un valore di 1 durante tutto l’eco train. I vantaggi dell’uso di flip angles variabili per prolungare la durata utile dell’eco train sono illustrati nella figura 3 dove è rappresentata un’immagine coronale dell’encefalo T2 pesata. In questa figura è mostrato il risultato ottenuto usando flip angles alti e costanti (170°) confrontato con l’uso di flip angles variabili (160 echi in 660 ms). Per flip angles alti e costanti, il contrasto dell’ immagine risulta essere fortemente T2 pesato. Infatti il liquido cerebrospinale appare iperintenso, mentre appaiono piuttosto scuri la materia bianca e la materia grigia. Al contrario, nell’immagine ottenuta con flip angles variabili, la materia grigia e la materia bianca cerebrale non sono più scure e il contrasto dell'immagine complessivo appare essenzialmente lo stesso di quello per un'immagine T2 pesata convenzionale con un tempo di eco di circa 100 ms.

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Figura 3: Confronto tra immagini T2 pesate ottenute con impulsi costanti di 170° (a) e impulsi variabili (b).

La figura 3 rappresenta due immagini coronali dell’encefalo (TR/TEeff, 2750/330ms; 660-ms, 160 ms echo train; 1,5t). a):impulsi costanti a 170° (portano ada forte pesatura T2, con intensità di segnale relativamente bassa sia per la materia bianca che per la materia grigia). b): flip angles variabili (si genera un’immagine che presenta un’intensità di segnale sostanzialmente aumentato sia per la sostanza bianca che per la sostanza grigia e un contrasto generale paragonabile a quello di un immagine di T2 pesata nella FSE convenzionali con TEeff di circa 100 ms.)Storicamente, l’innovazione nell’utilizzo dei flip angles variabili è focalizzato su due obiettivi principali: eliminazione del blurring e aumento considerevolmente dell’eco train.

Efficienti strategie per la codifica di fase: La grande mole di dati provenienti da ogni eco train nelle FSE 3D single slab, necessitava di importanti innovazioni rispetto alle consolidate tecniche di riempimento del K spazio. I metodi stabiliti per la codifica di fase nelle 2D e nelle 3D multislab sono basati sul posizionamento dei dati provenienti da un eco train in un singolo livello di K spazio. Così nel caso del 3D i dati acquisiti da un eco train sono associati ad un singolo valore della codifica lungo il Kz. Con i miglioramenti descritti in precedenza, le sequenze FSE 3D single slab possono generare un numero sufficiente di echi che seguono una radiofrequenza per riempire una grande porzione di un singolo livello di K spazio e, allo stesso modo possono fornire abbastanza dati per riempire più parti del K spazio. Quindi andremo ad analizzare le varie strategie di riempimento del k spazio per le FSE 3D single slab. Il numero di piani utilizzati nella direzione di codifica di fase è stato definito “multislab”. Sebbene questa metodologia migliori l'utilizzo dei dati ottenuti da lunghi eco train, trova una limitazione indesiderata sul rapporto tra la lunghezza dell’eco train e la dimensione della matrice dell’immagine in quanto i numeri di echi derivanti da un eco posti in ogni livello del k spazio devono essere uguali. Successivamente sono stati implementati metodi più efficienti per la codifica di fase per le FSE 3D single slab: per determinare un’ottima distribuzione nel K spazio per ogni eco train, mantenendo il contrasto desiderato e le dimensioni della matrice di riferimento, tutti i dati possono essere utilizzati, mantenendo le dimensioni della matrice scelta. Un esempio efficiente per la codifica di fase nelle FSE 3D sigle slab è mostrato nella figura 4. Per ogni riquadro, l’asse orizzontale corrisponde alla posizione nel k spazio lungo la direzione di codifica di fase ( il centro del k-spazio ha il valore 50) e l'asse verticale corrisponde alla posizione del k-spazio lungo la direzione di codifica di Kz (il centro del k-spazio ha valore di 40). Questo esempio presuppone che il campionamento del k-spazio sia ellittico, quindi che alcuni "angoli" di k-spazio non vengano campionati. I riquadri nella colonna di sinistra illustrano come i dati derivanti dall’eco train siano ordinati rispetto al numero di echi per ottenere il contrasto desiderato per valori di TEeff lunghi (fig. 4a) o brevi (fig.4c). Per un lungo TEeff, i numeri di echi sono mappati lungo la direzione di codifica di fase in ordine sequenziale in modo che la regione centrale dell’eco train corrisponda alla regione centrale del k-spazio (fig.4a). Si noti che un numero determinato di echi può essere associato a più livelli di k-spazio; ad esempio, l’"echo 1" in figura 4 è letto su tre livelli adiacenti. Ciò permette l'uso efficiente dei dati disponibili. Per un breve TEeff, i numeri di eco sono mappati radialmente in modo tale che i numeri bassi di eco (tempi di eco brevi) siano nella regione centrale del k-spazio e che il loro numero aumenti con la distanza dal centro del k-spazio (fig. 4c). Anche se, idealmente, un numero determinato di eco dovrebbe essere mappato secondo un raggio specifico, in pratica è consentito variare di un piccolo range il valore del raggio (per esempio, vedere il posizionamento dell’eco 15 in fig.4c) per l'utilizzo efficiente dei dati disponibili.

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Figura 4: Efficienti strategie della codifica di fase per le FSE 3D single slab.

Nella figura 4 sono mostrate le strategie per la codifica di fase nelle FSE 3D single slab . I diagrammi illustrano come i dati vengono mappati nel k-spazio lungo il piano della codifica di fase (etichettati come ky) e attraverso il piano della codifica di fase (etichettati come kz); per raggiungere valori di TEeff lungo (a, b) o corto (c, d) in un'acquisizione basata su 100 × 80 steps di codifica di fase. Ogni punto colorato rappresenta un eco derivante dall’eco train. I riquadri della colonna di sinistra mostrano la collocazione dei dati per ottenere il contrasto desiderato. L’ordinamento lineare e sequenziale viene utilizzato per ottenere un lungo valore di TEeff (a) e l’ordinamento radiale viene utilizzato per ottenere un basso valore di TEeff ©. I riquadri della colonna di destra mostrano come i dati siano mappati all’interno del k-spazio. I due esempi includono il campionamento ellittico del k-spazio, il fattore di accelerazione dell’imaging parallelo uguale a 2 lungo entrambe le direzioni di codifica di fase; la regione centrale in ciascun riquadro con il completo campionamento dei dati, rappresenta i dati di calibrazione per la ricostruzione mediante imaging parallelo. L’esempio con TEeff breve include anche il campionamento mediante Partial-Fourier lungo la direzione di codifica di fase, così nessun campionamento di dati è mostrato per valori maggiori di 60. I riquadri della colonna di destra della figura 4 illustrano come dati derivanti dagli eco train siano mappati nel k-spazio per ottenere un lungo TEeff (fig.4b) o breve (fig 4d). In analogia allo schema per la disposizione dei dati basato sul numero di eco,un dato numero di echi non è vincolato a cadere all'interno di un singolo livello del k-spazio (fig.4b), o a un singolo valore angolare rispetto al centro del k-spazio (fig.4d), ma invece è mappata a una piccola gamma di livelli o valori angolari per l'utilizzo efficiente dei dati disponibili, mantenendo la qualità dell'immagine. Le acquisizioni 3D forniscono l'opportunità di velocizzare l’acquisizione mediante l’imaging parallelo. Ad esempio, i due casi illustrati nella figura 4, includono l’imaging parallelo per entrambe le direzioni di codifica di fase, fornendo una diminuzione significativa nel tempo. La regione nella parte centrale di ogni riquadro, mostra i punti più ravvicinati,e rappresenta il campionamento completo del k-spazio per ottenere la calibrazione dei dati per la ricostruzione mediante imaging parallelo. Al di fuori della regione centrale, il k-spazio è sottocampionato di un fattore due lungo ogni direzione, fornendo un fattore di quattro di accelerazione (2x2).

Discussione

Effetti sul contrasto usando flip angles variabili: La relazione tra il contrasto ottenuto con le FSE 3D single slab e le FSE 2D convenzionali dipende dai valori dei flip-angles. Attualmente, i tipi di impulsi utilizzati nelle FSE 3D single slab si possono suddividere in tre categorie principali: (1)flip angles relativamente alti e costanti; (2) utilizzo di un valore TEeff da breve a moderato abbinato a flip angles variabili (inclusi valori sostanzialmente inferiori a 180°) o una rampa iniziale di flip angles seguita da flip angles relativamente bassi e costanti; (3) un valore di TE eff lungo e flip angles variabili (inclusi valori sostanzialmente inferiori a 180°) o una rampa iniziale di flip-angles seguita da flip angles relativamente bassi e costanti. Il contrasto nelle FSE 3D single slab utilizzando flip angles relativamente alti e costanti (categoria 1) è essenzialmente sovrapponibile a quello ottenuto nelle FSE 2D in quanto si utilizzano valori simili di impulsi. Quando almeno alcuni impulsi di rifocalizzazione presentano flip angles relativamente bassi, (categorie 2 e 3), il contrasto sviluppato con TEeff (tempo di eco corrispondente al centro del k-spazio) può essere molto diverso da quello ottenuto per impulsi RF a 180° e dipende sia dal TEeff che dai valori dei flip angles che precedono il TEeff. Come discusso nella sezione precedente, per eco train più lunghi, una parte della magnetizzazione generata dall'impulso RF di eccitazione viene archiviata lungo l'asse z durante l’eco train, per impulsi inferiori a 180°(fig. 2 b–d, colonna di destra), e l'evoluzione del segnale associato è composto sia dall’eco di spin che dall’eco stimolato. Così, al TEeff, parte della magnetizzazione che contribuisce al segnale sarà impiegata per essere memorizzata lungo l'asse z, durante il quale tempo questa magnetizzazione decade in base al T1. Sul piano trasverso la magnetizzazione si riduce in base al T2. Di conseguenza, il contributo del decadimento T2 per l'ampiezza del segnale a TEeff è minore di quella che si sarebbe verificato per gli impulsi RF rifocalizzazione di 180°, l’apparente eco time è inferiore del TEeff. Questo effetto è chiaramente visibile nell'immagine dell’encefalo illustrata nella figura 3b; il valore di TEeff è 330 ms, ma il contrasto dell'immagine appare consistente con un tempo di eco di circa 100 ms. Fortunatamente, l'effetto degli echi stimolati sul contrasto dell’immagine può essere calcolato e, quando i flip angles sono inferiori a 180°, il tempo di eco che riflette il contrasto dell'immagine può essere determinato in modo esplicito. Le immagini dell’encefalo in sagittale nella figura 5, sono generate da acquisizioni FSE 3D single slab utilizzando flip angles variabili e costanti (180°) L'immagine nella figura 5a è acquisita utilizzando impulsi di RF variabile flip angles, ha un TEeff (centro del k-spazio) di 585 ms, considerato che il tempo di eco calcolato per predire il contrasto dell'immagine è di 140 ms. Per confronto, figura 5b e 5c, mostrano immagini acquisite mediante flip angles costanti di 180° con valori di TEeff rispettivamente di 585 ms e 140 ms. Mentre, l'immagine in figura 5b mostra una pesatura T2 accentuata come previsto, l'immagine in Figura 5c dimostra un contrasto sostanzialmente sovrapponibile all'immagine in figura 5a, confermando che il tempo di eco calcolato per il "contrasto-equivalente" riflette il contrasto dell’immagine nelle FSE 3D variabile flip angles. Quando il valore di TE eff è relativamente breve (categoria 2), i valori dei flip angles hanno un effetto relativamente minore sul contrasto sviluppato presso TEeff, così il contrasto-equivalente al tempo di eco e il valore del TEeff sarà simile, a differenza nel caso di valori di TEeff lunghi (categoria 3).

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Figura 5: Variazione di contrasto nelle acquisizioni FSE 3D

La figura 5 mette a confronto immagini sagittali dell’encefalo (TR 2500 ms) ottenute con tecnica FSE 3D single-slab utilizzando flip angles variabili e un TEeff di 585 ms (a), utilizzando impulsi RF costanti di 180° e un valore di TE eff di 585ms (b) o 140 ms ©. Il "contrasto-equivalente" per il tempo di eco dell’immagine (a) è calcolato essere 140 ms, e il contrasto dell'immagine è essenzialmente lo stesso dell’ immagine ©, la quale ha un TEeff di 140 ms. Nell'immagine (a), la riduzione dell'intensità di segnale del liquor è dovuta alla maggior sensibilità al movimento che presentano le sequenze che usano bassi valori flip-angles.

Deposizione di potenza (SAR):La potenza depositata SAR, (specific absortion rate) varia con il quadrato del flip angle dell'impulso di RF. Nell'imaging clinico, questa relazione è spesso utilizzata per rispettare i limiti di potenza depositata, riducendo il flip angle degli impulsi RF a valori alquanto inferiori a 180°. Ad esempio, una diminuzione del flip-angle da 180° a 150° riduce il valore della SAR di oltre il 30%. Così non sorprende il fatto che l’utilizzo di flip angles variabili riduca il valore di SAR rispetto ai convenzionali impulsi di rifocalizzazione.

Evoluzione del segnale per flip angles variabili: L'evoluzione del segnale illustrato nella figura 2d (colonna centrale) mostra che attraverso l’utilizzo di flip angles variabili si può raggiungere un ampiezza di segnale uniforme anche per lunghi eco train. Detto questo non va mai dimenticato però che la forma del segnale dipende sempre dai tempi di rilassamento dei tessuti. La figura 6 mostra la serie di flip angles e l’evoluzione del segnale dalla figura 2d per i tempi di rilassamento della materia grigia a 1,5 T, inoltre include l’evoluzione del segnale per la materia bianca a 1,5 T (T1/T2 700/90 ms; linea tratteggiata). La forma complessiva del segnale della materia bianca è solo lievemente differente rispetto alla materia grigia. I parametri dell’eco train usati nella figura 6 sono applicabili a quelli usati per ottenere un’immagine T2 pesata in cui il TEeff (centro del k spazio) è al centro dell’eco train. In questo caso i due segnali sono molto simili e quindi non ci sarebbe un significativo degrado della qualità dell’immagine dovuto alla differenza di segnale tra i due tessuti.

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Figura 6: Evoluzione del segnale per gli impulsi di RF variabile flip angles.

La figura 6 descrive l’andamento del segnale per diversi scenari. a):per la stessa serie di flip angles variabili, come mostrato in figura 2d (colonna sinistra), il riquadro a destra confronta l’andamento del segnale rispettivamente per la materia grigia (T1/T2, 1000/100 ms; linea continua) e per la materia bianca cerebrale (T1/T2, 700/90 ms; linea tratteggiata) a 1,5 T.

b): La serie di variabile flip-angles sulla sinistra ottiene un’ampiezza di segnale uniforme durante tutto l’echo train di 200 ms per la materia grigia a 1,5T. In entrambi i casi (a) e (b), il segnale mostra solo una debole dipendenza dai tempi di rilassamento.

c): E’ mostrato il segnale (diagramma a sinistra) e il contrasto (diagramma a destra) al centro dell'eco train per la serie di flip angles variabili e dei due tessuti considerati (a), al variare dell'ampiezza della RF da −25% a + 25%. Il contrasto (differenza di segnale diviso per segnale medio) dimostra solo una debole dipendenza dall'ampiezza di RF. (Echo-train length, 200ms per (a) e ©, e 50ms per (b) eco spacing, 4 ms; tempo di ripetizione lungo relativo a T1; differenza in termini di densità protonica tra materia grigia e materia bianca trascurata.)

Gli impulsi di rifocalizzazione offrono una gamma enorme di possibilità per l'imaging FSE 3D. Ad esempio, la figura 6b indica la serie di flip-angles che produce l'ampiezza di segnale uniforme in tutto il treno di eco per la materia grigia del cervello a 1,5 T. Questi parametri di eco-train potrebbero essere utilizzati in combinazione con un valore TEeff molto breve. In questo caso, il segnale relativo alla materia bianca (linea tratteggiata) presenterebbe blurring in quanto le ampiezze del segnale diminuiscono progressivamente con il procedere dell’eco train, anche se dobbiamo dire che l’artefatto sarebbe solo in piccola parte visibile in quanto l'ampiezza del segnale finale per la materia bianca è solo circa il 15% di meno rispetto alla materia grigia.

Artefatto da FID: L’utilizzo di flip angles variabili porta quindi ad un aumento della durata dell’eco train e ad una sostanziale diminuzione della potenza depositata. Tuttavia tutti questi vantaggi ottenuti sono accompagnati anche da un potenziale problema: gli artefatti da FID (Free Induction Dacay). Un impulso di RF con un valore intermedio di flip-angle svolge tre ruoli: eccitazione (per generare la magnetizzazione trasversa), rifasamento (per generare un eco di spin) e store/recall (per generare un eco stimolato). Quindi, se gli impulsi di rifocalizzazione sono diversi da 180°, la magnetizzazione longitudinale (che recupera a causa di rilassamento T1) durante il periodo di tempo tra l'eccitazione e il primo impulso di rifocalizzazione, o attraverso le successive rifocalizzazioni, sarà convertita in magnetizzazione trasversa dal successivo impulso applicato e quindi si genera un segnale FID. Tuttavia, quando i valori dei flip angles sono relativamente alti (cioè, vicini a 180°), i segnali FID associati sono relativamente piccoli per i seguenti due motivi. In primo luogo, la frazione di magnetizzazione eccitata da un impulso di RF avendo un flip angle vicino a 180° è abbastanza piccola. In secondo luogo, qualsiasi magnetizzazione longitudinale che recupera sarà quasi totalmente invertita dal successivo impulso se il valore di flip è vicino a 180°. Di conseguenza, la magnetizzazione longitudinale avrà da recuperare da un punto di partenza lungo l'asse z negativo e l'ampiezza della magnetizzazione longitudinale prima di qualsiasi dato impulso di RF non diventerà mai elevata. Al contrario, quando i valori dei flip angles sono relativamente bassi, l’impulso di rifocalizzazione può convertire una grande parte della magnetizzazione longitudinale in magnetizzazione trasversa, e l'ampiezza della magnetizzazione longitudinale presente prima di qualsiasi impulso RF può crescere fino ad arrivare a valori relativamente grandi, se il tempo di rilassamento T1 del tessuto è breve rispetto alla durata dell’eco train. Se, tuttavia, il tempo di rilassamento T1 è lungo e viene confrontato con la durata dell’ eco train, il recupero della magnetizzazione durante l’eco train non porterà a grandi segnali di FID anche per valori di flip angles bassi.

La figura 7 illustra i concetti descritti precedentemente. E’raffigurata l'ampiezza dei segnali FID generati da un treno di impulsi di rifocalizzazione aventi stesso ETL e stesso eco spacing di quelli utilizzati per la figura 3. Dato che i segnali FID aumentano con la diminuzione del T1, sono stati utilizzati dei tempi di rilassamento relativamente brevi (T1/T2 300/60 ms, caratteristici del grasso a 1, 5t). Per impulsi costanti di 180° (come in fig. 2a), i segnali FID hanno valore zero in tutto l’eco train perché un impulso di 180° non converte la magnetizzazione longitudinale in trasversa. Quando il flip angle decresce da 180° a 160°, ecco che compaiono i segnali FID, tuttavia le ampiezze del segnale sono relativamente piccole (fig.7, linea tratteggiata). Al contrario, usando impulsi variabili (come quelli usati in fig 2d), le ampiezze del segnale sono relativamente grandi (fig.7, linea continua). Il valore massimo del segnale FID derivato dall’utilizzo di flip angles variabili è dieci volte maggiore rispetto a quello generato usando impulsi costanti di 160°. Inoltre, le ampiezze dei segnali FID durante la parte finale dell’ eco train sono paragonabili ai segnali di eco illustrati nella figura 2d (confronto con la linea continua nella fig.2d, colonna centrale).

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Figura 7: Relazione tra ampiezza dell’impulso e segnale FID

Nella figura 7 sono illustrati e confrontati i segnali di (FID) Free induction decay generati da impulsi con flip-angles aventi varie ampiezze. L’immagine mostra segnali FID ottenuti durante un eco train di 800 ms usando impulsi costanti di 180° (linea tratteggiata e puntino), impulsi di RF costanti di 160° (linea tratteggiata) e flip angles che variano durante tutto l’eco train (linea continua). (Echo-train length, 200 ms; echo spacing, 4 ms; T1/T2, 300/60 ms; tempo di ripetizione lungo).

Un esempio di artefatto da FID generato nelle FSE 3D single slab è mostrato nella figura 8. E’ illustrata un’acquisizione coronale di una FSE 3D FLAIR T2-pesata dell’encefalo per la quale è stata utilizzata una serie di flip-angles variabili simili a quelli della figura 2d (colonna di sinistra). L’artefatto (zipper) si presenta come delle ondulazioni d’intensità del grasso sottocutaneo nella parte superiore della testa ( indicato dalle frecce nella fig.8 ). La direzione della codifica di lettura è testa piedi.

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Figura 8: Artefatto da FID in una FSE 3D single slab generato dall’utilizzo di impulsi variabili.

In sintesi, gli artefatti FID possono apparire quando uno o più dei tempi di rilassamento T1 corrispondenti ai tessuti del volume di interesse sono relativamente brevi e, in contemporanea sono usati bassi flip angles per la rifocalizzazione. In contrasto con i ben noti artefatti da FID per l’imaging convenzionale spin-eco, nelle FSE 3D, gli artefatti da FID seguono l'anatomia sottostante e quindi non appaiono come linee rette nell'immagine. La configurazione dei gradienti nella sequenza di impulsi determina a quale bordo associato di un tessuto a T1 breve l’artefatto può apparire. Gli artefatti da FID possono essere attenuati aumentando la pendenza del gradiente di spoiler applicato nella sequenza di impulsi, o completamente eliminato aggiungendo una media con aumento relativo del tempo di acquisizione.

Conclusioni

Le sequenze Spin Eco hanno da sempre offerto immagini resistenti agli artefatti e sono dotate di un ottimo rapporto segnale rumore. Con le innovazioni descritte quali riduzione dell’eco spacing, aumento dell’eco train, modifiche della codifica di fase, utilizzo di impulsi variabili, è stato possibile ottenere immagini volumetriche single slab in tempi accettabili. Altra considerazione importante riguarda la SAR depositata al paziente che grazie ai flip angles variabili evidenzia una significativa riduzione. Unica pecca l’aumento dell’artefatto da FID che può essere comunque ridotto o eliminato con precisi accorgimenti.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Tecniche di saturazione selettina con Inversion Recovery

SPIR Vs SPAIR

Alessandro Tagliavini

Riassunto

Le tecniche di soppressione del grasso con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza, chiamate genericamente CHESS-IR (CHEmical Shift Saturation Inversion Recovery), si basano sulle differenze delle frequenze di precessione dei protoni dell’ acqua e del grasso.

Due esempi di sequenze CHESS-IR sono la SPIR (Spectral Presaturation Inversion Recovery) e la SPAIR (SPectral Adiabatic Inversion Recovery), maggiormente indicata per lo studio di regioni anatomiche che determinano la disomogeneità di B1.

Nelle sequenze CHESS-IR quando il segnale del grasso attraversa lo zero, la slice viene eccitata e misurata, cosi che il grasso apparirà nero, in quanto non darà contributo all’ immagine.

Se B1 non è uniforme, l’ angolo di abbattimento (flip angle) varierà sulla slice eccitata e in alcuni punti la curva di rilassamento non attraverserà lo zero al momento dell’ eccitazione, cosi che il segnale del grasso non sarà nullo e localmente visibile nell’ immagine. Questo fenomeno risulta particolarmente evidente nella pelvi, nel ginocchio e nel seno.

La tecnica SPAIR riesce a ridurre questo problema grazie all’ utilizzo di un vero impulso d’ inversione a 180°, selettivo in frequenza e adiabatico, cioè insensibile alle disomogeneità del campo magnetico B1.

La caratteristica che rende l’ impulso adiabatico migliore di un normale impulso di radiofrequenza è la doppia modulazione di ampiezza e di frequenza (solitamente sono modulati solo in ampiezza).

Parole chiave

Saturazione selettiva, SPIR, SPAIR

1. Introduzione

Durante l’ esecuzione di un esame di risonanza magnetica è all’ ordine del giorno il fatto di dover studiare regioni anatomiche che contengono grasso, sia esso posto in superficie e quindi in prossimità della bobina di ricezione (come nel caso del seno o del ginocchio), oppure localizzato più in profondità come nel caso dell’ addome.

Nella maggior parte delle immagini di risonanza magnetica il segnale derivante dal tessuto adiposo appare iperintenso rispetto alle altre strutture e risulta quindi di fondamentale importanza riuscire ad eliminare, o quanto meno diminuire, il segnale prodotto da quel tipo di tessuto, perché la capacità di discriminare e sopprimere selettivamente il segnale del grasso può aiutare a distinguere una lesione o altri tessuti da strutture contenenti tessuto adiposo.

Le tecniche di saturazione del grasso si dividono in due grandi categorie, a seconda che esse siano basate sull’ utilizzo del fenomeno del Chemical Shift.

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Tabella 1: tecniche di saturazione del grasso

Lo scopo di questa tesi è quello di analizzare le tecniche di soppressione basate sul Chemical Shift, e più precisamente quelle che utilizzano un pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza, chiamate genericamente CHESS – IR (CHEmical Shift Inversion Recovery).

2. Tecnica e Metodologia

L’ uniformità del campo magnetico statico è uno dei requisiti imprescindibili in un’ apparecchiatura di risonanza magnetica e pur partendo da questo presupposto localmente si avranno delle variazioni del campo a livello molecolare.

I protoni delle molecole d’ acqua (contenenti H2O) vedranno un campo effettivo differente da quello presente nei tessuti adiposi (contenenti legami chimici CH2 e CH3) e per questo motivo il segnale dell’ acqua avrà caratteristiche diverse dal segnale del grasso.

Rispetto all’ acqua il segnale del tessuto adiposo è spostato a una più bassa frequenza di precessione esprimibile secondo la formula:

Δƒ = ƒf - ƒw = σ f,w * γ * B0

Tale spostamento nelle frequenze di risonanza prende il nome di “Chemical Shift” e la costante σ esprime tale spostamento in termini di variazione relativa di frequenza; il Chemical Shift tra acqua e grasso è equivalente a 3,5 ppm (σ f,w = 3,5/106) che, considerando un campo magnetico da 1,5 T, corrisponde a uno shift in frequenza di circa 220 – 225 Hz.

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Figura 1: Chemical Shift acqua – grasso

Le tecniche di soppressione del grasso con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza (CHESS – IR) si basano sulle differenze delle frequenze di precessione dei protoni dell’ acqua e del grasso.

La tecnica SPIR (Spectral Presaturation Inversion Recovery) utilizza un impulso d’ inversione spettralmente selettivo per eccitare solo gli spin del grasso.

Considerando che la frequenza di Larmor è proporzionale a B0 0 = γ * B0), le sequenze CHESS – IR richiedono un campo magnetico B0 il più omogeneo possibile, in modo che le frequenze di acqua e grasso siano costanti su tutta la superficie del campo di vista.

Una disomogeneità del campo magnetico B0 porterà ad una disomogenea soppressione del grasso sull’ immagine acquisita. L’ omogeneità del campo magnetico B0 viene raggiunta grazie ad un buon magnete e ad un’ adatta procedura di shimming.

Tuttavia, anche in un campo magnetico idealmente perfettamente omogeneo, introducendo il paziente si generano delle disomogeneità che potrebbero indurre delle imperfezioni nella soppressione del tessuto adiposo.

Tali disomogeneità possono ad esempio provocare uno slittamento dello spettro del segnale, di modo che l’ impulso SPIR non riesca a saturare il grasso (vedi colonna di sinistra in Fig.2) oppure causi una soppressione dell’ acqua anziché del grasso (vedi colonna di destra in Fig.2).

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Figura 2: immagine con B0 non omogeneo – Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004

Per cercare di contrastare questo fenomeno è necessario utilizzare una procedura di shimming che avrà il compito di ricreare il più possibile l’ omogeneità del campo magnetico B0, riducendo cosi al minimo gli slittamenti locali delle frequenze spettrali di acqua e grasso.

Con l’ abbassamento della frequenza offset l’ impulso SPIR è più distanziato dal picco dell’ acqua; in questo modo la soppressione dell’ acqua stessa è evitata, ma potrebbe presentarsi un’ ampia area con un’ incompleta soppressione del grasso (vedi situazione di sinistra in Fig.3).

Utilizzando invece frequenze offset innalzate la soppressione del tessuto adiposo è ottenuta in ogni punto, ma cosi facendo l’ impulso SPIR risulta essere molto vicino al picco dell’ acqua, provocando una riduzione del segnale in una vasta area (vedi situazione di destra in Fig.3).

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Figura 3: utilizzo delle frequenze offset in SPIR - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004

3. Discussione

Come è già stato detto in precedenza, la tecnica SPIR utilizza un impulso d’ inversione spettralmente selettivo per eccitare solo gli spin del grasso. È fondamentale che il tempo d’ inversione Tnull sia tale che a questo tempo la magnetizzazione longitudinale (MML) del grasso sia zero, cosi che gli spin del tessuto adiposo non contribuiscano alla formazione dell’ immagine.

L’ angolo d’ inversione della SPIR è molto minore di 180°, solitamente 100 – 110°, e per questo motivo il “null time” del grasso viene raggiunto poco dopo l’ invio dell’ impulso selettivo, riducendo cosi i tempi d’ acquisizione.

Nelle sequenze CHESS – IR, come la SPIR, quando il segnale del grasso attraversa lo zero, la slice viene eccitata e misurata in modo che il tessuto adiposo apparirà nero nell’ immagine in quanto non darà contributo al segnale.

Se B1 non è uniforme, l’ angolo di abbattimento (flip angle) varierà sulla slice eccitata e in alcuni punti la curva di rilassamento non attraverserà lo zero al momento dell’ eccitazione, in modo che il segnale del grasso non sarà nullo e localmente sarà ancora visibile nell’ immagine. Questo fenomeno risulta particolarmente evidente, ad esempio, nel seno, nel ginocchio, nell’ addome e nella pelvi.

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Figura 4: variazione del flip angle con B1 non uniforme - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004

Come abbiamo già più volte ripetuto l’ omogeneità della soppressione del grasso è intrinsecamente connessa all’ uniformità del campo magnetico B1 e, anche se a livello del sistema possiamo agire sulla bobina regolandola in modo da ottimizzare il più possibile l’ uniformità di B1, anche solo il corpo stesso del paziente influirà negativamente sull’ uniformità dell’ intensità dell’ impulso di radiofrequenza per l’ abbattimento del segnale, provocando una variazione del flip angle all’ interno della superficie della fetta in esame.

Con l’ utilizzo della tecnica SPAIR (SPectral Adiabatic Inversion Recovery), invece, questo problema viene drasticamente ridotto grazie all’ utilizzo di un vero e proprio impulso d’ inversione a 180° selettivo in frequenza e adiabatico, quindi insensibile alle possibili disomogeneità del campo magnetico B1.

Solitamente gli impulsi vengono modulati solo in ampiezza e la caratteristica che rende l’ impulso adiabatico migliore di un normale impulso di radiofrequenza è la sua doppia modulazione, in frequenza oltre che in ampiezza.

Inoltre, in aggiunta a questo tipo d’ impulso, vengono utilizzati anche dei gradienti di spoiler che fanno si che ogni residuo di magnetizzazione trasversa venga distrutto.

Oltre all’ impulso a 180° è necessario, come per la tecnica SPIR, che il tempo d’ inversione TInull sia tale che a questo tempo la magnetizzazione longitudinale (MML) del grasso sia zero, in modo che gli spin del tessuto adiposo non contribuiscano alla formazione dell’ immagine.

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Figura 5: SPectrally Adiabatic Inversion Recovery (SPAIR) – Siemens Magnetom Flash – 3/2007

Altri vantaggi di questa tecnica includono la possibilità di poter utilizzare una parziale soppressione del tessuto adiposo, come avviene a volte in alcune applicazioni ortopediche, oppure la possibilità di modificare il delay time, come si può vedere dal grafico sottostante.

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Figura 6: aggiustamento del delay time nella tecnica SPAIR - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004

4. Conclusioni

Dal confronto tra queste due tecniche di soppressione del tessuto adiposo con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza si evince che entrambe dipendono dall’ omogeneità del campo magnetico statico B0, ma che solo una delle due dipende anche dall’ omogeneità del campo magnetico B1.

Oltre al fatto che è possibile una parziale soppressione del grasso, ed essendo insensibile a quest’ ultimo tipo di disomogeneità, la tecnica SPAIR può essere considerata la migliore delle due tecniche di saturazione basate sul Chemical Shift, soprattutto per la caratterizzazione di certi tipi di lesioni.

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Figura 7: immagini T2W TSE con soppressione SPIR (a sinistra) e SPAIR (a destra) - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004

Ovviamente però la tecnica SPAIR avrà anche un rovescio della medaglia, rappresentato dall’ aumento del tempo totale d’ acquisizione e dal maggior deposito di energia (SAR) nei confronti del paziente dovuto all’ impulso d’ inversione a 180°.

5. Bibliografia

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Angio-RM senza mezzo di contrasto

Quiescent-Interval single-Shot (QISS)

Corrado Di Dio

Riassunto

Le sequenze Contrast-enhanced MR angiography (CE-MRA) sono usate di routine per valutazioni di quadri patologici riguardanti il sistema vascolare, come nel caso di Malattia Vascolare Periferica (PVD). Tuttavia, l’elevato costo dei mezzi di contrasto a base di Gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), in pazienti con funzionalità renale compromessa, hanno portato a un crescente interesse per sequenze MRA senza MDC. A tale scopo, è stata implementata la sequenza QISS (Quiescent Interval Single Shot), basata sull’effetto In flow, conosciuto anche come fenomeno time-of-flight (TOF), che acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) Single Shot 2D ECG-triggered.

Ciò che questo studio propone è una valutazione dell’ottimizzazione della sequenza QISS, in confronto con le tecniche MRA maggiormente utilizzate per la valutazione di quadri vascolari patologici, andando ad analizzare gli aspetti tecnici, i parametri di acquisizione, di ottimizzazione e le limitazioni della sequenza QISS.

La sequenza QISS può essere così riassunta: un impulso di presaturazione abbatte il segnale dello strato selezionato; durante l’intervallo di quiescenza (QI) il sangue non saturato fluisce all’interno della slice; il segnale è acquisito rapidamente utilizzando una sequenza Single Shot 2D Balanced SSFP; il trigger ECG delay è impostato tale che la fase sistolica avvenga durante l’intervallo QI e quella diastolica nell’acquisizione del segnale. Un impulso di saturazione spettrale del grasso è comunemente applicato alla sequenza. Il tempo di scansione per uno studio run-off angiografico degli arti inferiori varia da otto a undici minuti circa. La sequenza QISS è stata messa a confronto con sequenze TOF 2D, Native SPACE e un protocollo CE-MRA costituito da una Time-Resolved, seguita da un’acquisizione CE-MRA bolus-chase.

L’ottimizzazione della tecnica ha dimostrato che rispetto a sequenze TOF 2D ECG-triggered, la qualità QISS è superiore; la sequenza è applicabile su una vasta tipologia di flussi e velocità, gli artefatti da movimento sono stati ridotti, poiché i dati sono acquisiti con una sequenza 2D Single Shot, e il tempo di scansione si riduce notevolmente. Inoltre, la visibilità del ramo arterioso principale e dei suoi collaterali risulta eccellente, con un uniforme segnale di fondo e soppressione del circolo venoso quasi totale, dimostrando, indipendentemente dalla gravità o localizzazione della malattia, una specificità e qualità d’immagine superiore rispetto alla sequenza Native SPACE e un’accuratezza diagnostica al pari delle tecniche CE-MRA.

Parole Chiave

Non-enhanced MR angiography (NE-MRA); Quiescent-Interval single-shot (QISS); Native SPACE MR; Time-of-Flight (TOF); Contrast-enhanced MRA (CE-MRA).

1. Introduzione

La Malattia Vascolare Periferica (PVD) è una manifestazione, potenzialmente debilitante, di aterosclerosi sistemica ed è associata a un aumento del rischio d’infarto miocardico, ictus e morte correlata. Le tecniche d’imaging comunemente usate che si prestano alla diagnosi di PVD, includono Tomografia computerizzata con MDC (Angio-TC), angiografia a sottrazione digitale (DSA) e tecniche Angio-Rm con MDC (CE-MRA). Quest’ultime, permettono una valutazione accurata di PVD, eliminando ogni rischio legato alle radiazioni ionizzanti e a procedure invasive. Tuttavia, il rischio di Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), associato all'uso di mezzi di contrasto a base di gadolinio nei pazienti con funzionalità renale compromessa, è assai elevato. A tale scopo sono state implementate tecniche Angio-RM che non fanno uso di MDC (NE-MRA), eliminando in tal modo i potenziali rischi di nefropatia indotta dagli agenti di contrasto e di NFD. Le sequenze NE-MRA TOF 2D (Time of Flight) sono state usate per decenni, ma a causa dei lunghi tempi d’imaging (all’incirca un'ora o più) e della notevole presenza di artefatti nelle immagini, il loro uso è stato limitato in favore delle tecniche CE-MRA. Tuttavia, la combinazione dei recenti progressi tecnologici ha permesso l’implementazione di nuove tecniche NE-MRA alternative, che consentono una rappresentazione più robusta dei rami arteriosi, campi di vista più grandi e una quasi totale soppressione del segnale del circolo venoso. Queste includono sequenze Fast Spin Echo ECG gated, come le Fresh Blood Imaging (FBI) o le Native SPACE, nonché sequenze modificate basate Steady State Free Precession 3D Balanced. In particolare, la sequenza QISS (Quiescent-Interval Single-Shot), rappresenta una delle ultime implementazioni tra le tecniche NE-MRA, con la proposta di essere veloce ma soprattutto, insensibile ai movimenti del paziente, alla frequenza cardiaca e alle tipologie di flusso. Le sequenze FBI, per esempio, soffrono di un differente picco di segnale nei segmenti arteriosi distali, in ritardo rispetto a quelli prossimali. Inoltre l’ECG trigger delay è alterato alla presenza di lesioni stenotiche.

La QISS acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) 2D Single Shot ECG-triggered. I primi studi a riguardo, confermano che QISS consente di valutare quadri di PVD con un’accuratezza diagnostica paragonabile alle tecniche CE-MRA.

Questo studio si propone di analizzare e confrontare la sequenza QISS con le tecniche MRA che, allo stato attuale, sono maggiormente in uso per la diagnosi e valutazione di quadri vascolari patologici, andando ad analizzare gli aspetti tecnici, i parametri di acquisizione, di ottimizzazione e le limitazioni della sequenza QISS.

2. Tecnica e Metodologia

Una valutazione accurata della sequenza QISS, in confronto con le tecniche MRA attualmente più in uso, è stata realizzata analizzando gli articoli di maggiore interesse che nel tempo sono stati redatti in merito. In particolare, in tutti gli articoli che in questo lavoro sono stati presi in considerazione per la stesura dello stesso, i risultati ottenuti con tecnica QISS, sono stati confrontati a quelli acquisiti con tecnica CE-MRA, utilizzata come standard di riferimento per la diagnosi di Malattia Vascolare Periferica (PVD).

La sequenza QISS, dunque, è stata comparata con acquisizioni di sequenze TOF 2D, Native SPACE e CE-MRA. Ogni confronto di QISS con una delle tecniche MRA prese in considerazione è stato eseguito su un corrispettivo campione di soggetti sani e pazienti con PVD documentata. Ogni confronto è stato considerato attendibile solo quando è stata verificata piena congruenza con le valutazioni effettuate tramite il relativo studio di riferimento CE-MRA.

2.1. Quiescent-Interval Single-Shot (QISS)

La sequenza QISS, illustrata in Fig. 1, acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) Single Shot 2D, sincronizzata tramite ECG-triggered.

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Figura 1. Diagramma temporale di una tipica sequenza QISS: impulso di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme (a sinistra) e regolare impulso a 90° (a destra).

La tecnica QISS si basa sull’effetto “In - flow”, conosciuto anche come fenomeno Time of Flight (tempo di volo). Tale fenomeno è un effetto di moto, tipico dei fluidi, provocato dal wash-in e wash-out di spin in rapporto all’emissione degli impulsi di radiofrequenza RF. Il primo è legato all’incremento di segnale a causa dell’Entry slice phenomena e Flow related enhancement, mentre il secondo è legato alla riduzione di segnale per l’effetto dell’High velocity signal loss e Flow void phenomena (Fig. 2). I fenomeni suddetti sono strettamente legati alla velocità di flusso, al TR impostato nella sequenza e allo spessore dello strato studiato, secondo la relazione V= S/TR.

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Figura 2: Gli effetti di moto sono strettamente legati alla sequenza applicata.

Il funzionamento della sequenza QISS può essere riassunto come segue:

Considerata l’onda R di un elettrocardiogramma, dopo un breve ritardo (Trigger ECG Delay; circa 100 ms), relativo per ogni paziente, dall’onda R stessa, è applicato un impulso di saturazione iniziale, selettivo di strato, con lo scopo di portare a zero le magnetizzazioni longitudinali dei tessuti e dei flussi all’interno della slice selezionata. Il trigger ECG delay è calibrato tale che la fase sistolica (black blood) avvenga durante l’intervallo di quiescenza QI, e quella diastolica (bring blood) nell’acquisizione del segnale. Recenti studi hanno evidenziato i benefici riscontrati dall’utilizzo di un impulso di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme (Fig. 3), con una saturazione minore vicino alla porzione in-flow della slice, e una saturazione più robusta vicino al bordo out-flow della slice, con lo scopo di mantenere alto il segnale del sangue che altrimenti andrebbe incontro a saturazione. Infatti, per un flusso relativamente lento, come il sangue che scorre vicino ai bordi di un vaso con flusso laminare o il sangue delle piccole arteriole, l’intervallo di quiescenza QI non è in genere sufficiente a consentire il totale refreshment del sangue all'interno della fetta, con conseguente perdita di segnale a causa dei residui di sangue saturo al momento dell’acquisizione dati. Questo stesso problema peggiora con fette spesse e/o con un intervallo QI più breve. Alla luce degli articoli analizzati, il flip angle non è stabilmente limitato a 90°, ma può variare in funzione della velocità e tipologia di flusso del vaso considerato, dello spessore della fetta e dell’intervallo QI.

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Figura 3: Profilo d’impulsi di pre-saturazione nel dominio dello spazio.

Una banda di saturazione “walking sat” è applicata in senso caudale al piano acquisito, in modo da saturare il sangue venoso entrante. Durante l’Intervallo di Quiescenza (QI), coincidente con la fase sistolica del ciclo cardiaco, sangue fresco insaturo fluisce rapidamente all’intero della slice d’interesse. Il QI è fissato di solito a circa 200-300 ms, ossia, abbastanza lungo da permettere un soddisfacente afflusso di sangue fresco, ma sufficientemente breve per evitare un sostanziale recupero T1 del tessuto di fondo in precedenza saturato. Se il QI è lungo rispetto al rilassamento T1 del tessuto di fondo, il segnale di quest’ultimo può aumentare e ridurre la visibilità dei vasi d’acquisire. Questo problema è maggiormente visibile per gli spin del tessuto adiposo, dato che l’intervallo QI è spesso nell'ordine del T1 del grasso (~250 ms). Pertanto, un impulso di saturazione spettrale del grasso è comunque applicato alla sequenza. In rapida successione sono applicati degli impulsi catalizzatori, che forzano la magnetizzazione degli spin dello strato selezionato al regime Steady State.

A questo punto la sequenza SSFP Balanced (bSSFP) Single Shot 2D acquisisce i dati durante la fase di diastole del ciclo cardiaco, quando il flusso è lento o assente.

L’intero processo è ripetuto per la slice successiva. Ad ogni shot è acquisito un pattern di dati con relativa codifica di fase, corrispondente a una riga del K-spazio.

2.2. Ottimizzazione della Tecnica

La sequenza QISS è stata ottimizzata su uno scanner Siemens MAGNETOM Avanto da 1,5 T, su un campione di soggetti sani e su fantoccio. Il processo di ottimizzazione della tecnica ha previsto numerosi confronti tecnici, riguardanti sia i parametri, che gli elementi tecnici della sequenza stessa. Tra i parametri valutati si è prestata particolare attenzione al tipo di sincronizzazione più efficace da utilizzare, se con ECG o pulsimetro; al tipo di riempimento del K-spazio, se totale o parziale, nonché alla traiettoria di acquisizione, se centrica (center-to-out) o periferica (out-to-center). Sono stati inoltre valutati gli effetti prodotti al variare del flip angle dell’impulso Rf di presaturazione (0° - 90° - 180°).

2.3. Tecniche a Confronto: QISS versus TOF 2D ECG-triggered

Sulla base dell’ottimizzazione della tecnica QISS, è stato eseguito uno studio comparativo, seppur limitato, con la tecnica TOF 2D ECG-triggered. Entrambe le sequenze sono state settate per una rapida scansione degli arti inferiori. QISS e TOF 2D sono stati confrontati su un campione di soggetti sani e su fantoccio a flusso programmabile, avente un fluido, per caratteristica intrinseca di contrasto, simile al sangue (T1 = 850 ms, T2 = 170 ms).

I parametri d’imaging utilizzati sono riportati in tabella 1.

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Tabella 1: Parametri d’acquisizione per studio comparativo QISS vs TOF 2D.

2.4. Tecniche a confronto: QISS versus Native SPACE

Per il confronto tra QISS e la sequenza Native SPACE, si fa riferimento a uno studio eseguito su uno scanner MAGNETOM Avanto della SIEMENS da 1,5 T, su un campione di 20 pazienti con PVD documentata. Per tutti e venti i soggetti sono state studiate le arterie periferiche degli arti inferiori, dal margine inferiore del bacino fino ai polpacci.

Per il confronto tra le due tecniche sono stati utilizzati i parametri riportati in tabella 2.

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Tabella 2: Parametri d’acquisizione per studio comparativo QISS vs Native SPACE.

Native SPACE acquisisce i dati utilizzando una sequenza Single Shot High Speed Spin Echo 3D ECG-gated con Flip Angle variabile (NATIVE : Non-contrast Angiography of the Arteries and Veins; SPACE: Sampling Perfection with Application Optimized Contrast by using different flip angle Evolution).

Il Trigger ECG delay dall’onda R, calibrato in funzione del picco del flusso arterioso, nella sequenza QISS è fissato a circa 100 ms. Per ogni acquisizione Native SPACE invece, il Trigger ECG delay è stato stabilito utilizzando una sequenza Cine 2D Phase Contrast a diverse VENC (Velocity Encoding), secondo il distretto anatomico studiato. Inoltre, in Native SPACE è applicata una sottrazione d’immagini, tra la fase di diastole (bright blood; trigger delay = 0) e la fase di sistole (dark blood; trigger delay in linea con il picco arterioso).

2.5. Tecniche a confronto: QISS versus CE-MRA

Negli articoli presi in considerazione per questo confronto, il protocollo CE-MRA, applicato al campione studiato, è costituito da una Time-Resolved CE-MRA, alternata da un’acquisizione CE-MRA bolus-chase, di tutto il sistema arterioso periferico. Lo studio è stato eseguito su uno scanner MAGNETOM Avanto della SIEMENS da 1,5 T. L’acquisizione coronale del polpaccio con Time-resolved (time-resolved imaging with stochastic trajectories, o TWIST), è stata eseguita utilizzando 2-5 ml di agente di contrasto (Multihance o Magnevist) con velocità d’iniezione 2 ml/s. Oltre alla maschera, sono state acquisite un totale di 14 fasi. Per la tecnica bolus-chase è stato usato un bolus test con 1-2 ml di MDC, così da determinare il timing di acquisizione. Tutti e tre gli “steps” sono stati acquisiti prima e dopo somministrazione di MDC.

I parametri tecnici utilizzati per l’acquisizione, in comparazione con la tecnica QISS, sono riportati in tabella 3.

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Tabella 3: Confronto tra la sequenza QISS e il protocollo CE-MRA.

3. Discussione

3.1. Ottimizzazione della Tecnica

L’ottimizzazione della sequenza QISS ha individuato i parametri tecnici che risultino aver dato una migliore qualità d’imaging, alla luce dei confronti effettuati tra gli stessi (Fig. 4 a). Sugli articoli analizzati, è stato dimostrato che l’ECG-gating è superiore alla sincronizzazione con il semplice pulsimetro. Quest’ultimo infatti fa coincidere l’intervallo QI alla diastole del ciclo cardiaco, quando il flusso è più lento o assente, causando una perdita di segnale intravascolare. La differente qualità d’imaging tra l’acquisizione periferica del k-spazio (Fig. 4 b: out-to-center), rispetto quella centrica (Fig. 4 c: center-to-out) è drammatica. Quest’ultima mostra una soppressione del grasso molto più robusta rispetto alla traiettoria periferica, a causa del ridotto numero d’impulsi RF per la soppressione del grasso acquisiti al centro del k-spazio. L’acquisizione parziale del k-spazio, ha dato una qualità d’imaging superiore rispetto a quella totale, con una migliore soppressione del grasso. L’impulso di presaturazione iniziale, selettivo di strato, è assolutamente necessario (Fig. 4 d: acquisizione senza impulso di presaturazione). Con un flip angle di 180° la saturazione del tessuto muscolare è superiore (Fig. 4 e) rispetto a un impulso di presaturazione di 90° (Fig. 4 f).

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Figura 4. a-f: Ottimizzazione della tecnica: Parametri a confronto.

L’uso di un angolo di 180° tuttavia, rende la sequenza QISS più sensibile alle variazioni della frequenza cardiaca rispetto a un flip angle di 90°. Una soluzione potrebbe essere rappresentata dall’applicazione d’impulsi di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme. Questo infatti, renderebbe la sequenza QISS ancor meno sensibile alle variazioni di flusso, inclusa l’aritmia cardiaca, consentendo di acquisire, per esempio, il segnale di un fluido con velocità di flusso molto lenta, o addirittura, senza l’uso di sincronizzatori cardiaci.

Dato il ridotto numero d’impulsi RF applicati con imaging parallelo e Parzial Fourier, la SAR non è un fattore limitante, nonostante l'uso di elevati Flip angle e l’acquisizione dei dati con una SSFP balanced. Tuttavia la tecnica QISS risulta insensibile alle inversioni di flusso e soffre di effetti da volume parziale per i vasi orientati orizzontalmente. La sequenza QISS non è intrinsecamente direzionale. Arterie molto tortuose con segmenti rivolti superiormente, possono mostrare perdita di segnale per effetto della banda di saturazione venosa. La direzionalità infatti deriva dalla banda di saturazione posta caudalmente o cranialmente allo strato studiato. Una seconda limitazione, seppur ben più rara, si può verificare per lo studio dell’addome. In questo caso, quando l’ECG è posto vicino al gantry del magnete, si possono verificare errori da mistriggering a causa d’interferenze Rf.

3.2. Tecniche a Confronto: Valutazioni e Considerazioni

In parallelo con la sequenza TOF 2D ECG-triggered, con caratteristiche simili di slice thickness e risoluzione spaziale, la qualità della tecnica QISS è nettamente superiore, gli artefatti da movimento sono ridotti e il tempo di scansione è molto più corto (Fig. 5). Inoltre è stato dimostrato, tramite l’uso di un fantoccio a flusso controllato, che la QISS, a differenza della sequenza TOF 2D, è applicabile a un ampio range di velocità di flusso. Nelle TOF 2D infatti, il rallentamento del flusso, in presenza di stenosi severe, induce ad artefatti da defasamento protonico, con conseguenza perdita dell’effetto In Flow e assenza di segnale all’interno del lume, con rischio di sovrastima del grado di stenosi. Oltretutto QISS è decisamente meno sensibile alle aritmie cardiache. A differenza delle sequenze TOF 2D-ECG triggered e FBI, in cui il segnale di fondo varia inevitabilmente con l’intervallo R-R, la qualità della QISS, nonostante un ritmo cardiaco irregolare, rimane eccellente, con il segnale di fondo uniforme in tutte le sezioni, grazie all’applicazione dell’impulso di presaturazione a inizio sequenza. Il recupero del segnale T1 del tessuto di fondo è determinato solo dall’intervallo di quiescenza QI, il quale è un valore costante.

La TOF 2D tende a essere inaffidabile alla presenza di movimenti respiratori o intestinali. Questa infatti non consente di acquisire i dati in apnea. La sequenza QISS invece risente meno degli artefatti da movimento nella pelvi, poiché acquisisce i dati in Single Shot. Eventualmente il movimento sia eccessivo, in una singola apnea è possibile acquisire fino a 20 slices, oppure applicare il gating respiratorio (navigator).

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Figura 5: Acquisizione dei rami arteriosi pelvici: L’uniformità e i dettagli dei vasi sono nettamente superiori con QISS (destra) a rispetto alla 2D TOF (sinistra).

Nonostante il confronto poco rigoroso di QISS con TOF 2D, la qualità con la quale la sequenza QISS ha rappresentato la struttura vascolare, a prescindere dalla gravità della malattia, suggerisce numerosi vantaggi clinici rispetto all’utilizzo della tecnica TOF 2D, sempre meno utilizzata per la valutazione del sistema vascolare periferico, a causa dei lunghi tempi di scansione e della scarsa qualità delle immagini.

La sequenza Native SPACE acquisisce i dati utilizzando una 3D Spin Echo ultra veloce con elevata risoluzione spaziale. Questa è insensibile alle disomogeneità del campo magnetico statico e riesce a ben rappresentare la ramificazione vascolare, indipendentemente dall'orientamento rispetto la direzione testa-piedi. Confrontando le due sequenze, la QISS non richiede la modifica dei parametri d’imaging paziente-dipendente (per es. trigger ECG delay) e, in quanto tecnica non-sottrattiva che acquisisce i dati con una sequenza 2D Single Shot, è meno sensibile al movimento. Native SPACE acquisisce il flusso arterioso e venoso in un singolo passaggio coronale, ottenendo set di dati diastolici/sistolici, utilizzati in post processing per eseguire una sottrazione d’immagini, ed ottenere info sulle fasi di flusso. La sequenza QISS, a differenza della Native SPACE, permette di trattenere il respiro per le regioni addominali e pelviche, riducendo ulteriormente il rischio di artefatti da movimento. Lo studio pilota, in cui entrambe tecniche sono state applicate, ha dimostrato una sensibilità alla malattia vascolare periferica (PVD) similare per entrambe le tecniche NE-MRA. Tuttavia QISS ha mostrato una specificità superiore alla patologia (Fig. 6).

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Figura 6. a-c: Time resolved (A) e QISS (B) identificano egregiamente la presenza di stenosi e occlusioni. In Native SPACE © invece risultano poco diagnosticabili.

La qualità delle immagini per QISS è stata significativamente migliore. La Native SPACE oltretutto non consente di eseguire acquisizioni in apnea, a causa dei possibili artefatti da misregistrazione delle frequenze, tra la fase sistolica e diastolica, con una perdita di segnale più o meno importante. Infatti, in molti casi la valutazione patologica con Native SPACE è stata alterata dalla scarsa qualità d’imaging, a causa dei movimenti del paziente, dalla non corretta sincronizzazione rispetto al picco di flusso sistolico in presenza di stenosi o occlusioni (pseudogating diastolico), o dall’eccessivo defasamento flusso-correlato durante la fase di diastole con conseguente perdita di segnale. Lo pseudogating diastolico consiste in una sincronizzazione accidentale tra acquisizione del segnale e frequenza delle pulsazioni arteriose (intervallo R-R = TR), per cui una sezione viene acquisita in sistole e la successiva in diastole. Tale fenomeno è strettamente legato al rallentamento relativo.

Al contrario la QISS è decisamente meno sensibile ai patterns di flusso, consente di trattenere il respiro, e non è applicata nessuna sottrazione d’immagine.

Considerando l’iconografia prodotta dal protocollo CE-MRA, utilizzato come standard di riferimento per la diagnosi di malattia vascolare periferica (PVD), applicato ai vari campioni che per questo studio sono stati analizzati, si evince come la sequenza QISS, posta a confronto, abbia un elevato grado di specificità (94.6% – 96.8%) e sensibilità (85.0% – 89.7%) alla patologia, dimostrando un’eccellente performance diagnostica (Fig. 7).

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Figura 7. Paziente con occlusione dell’arteria tibiale posteriore di destra. QISS (a sinistra) si correla bene con CE-MRA Time resolved (a destra) e con CE-MRA bolus-chase (centro).

Va riconosciuto comunque che CE-MRA offre notevoli vantaggi rispetto agli attuali metodi NE-MRA, come il tempo di scansione più breve, la capacità di acquisire immagini dinamiche, la rappresentazione concomitante delle arterie renali, e meno artefatti da impianti metallici. D'altra parte, con QISS e le altre tecniche NE-MRA, si ha sempre la possibilità di ripetere, tutta o in parte, l'acquisizione dei dati in caso di difficoltà tecnica o movimento del paziente, un’opzione che non è permessa con CE-MRA.

4. Conclusioni.

In conclusione, la sequenza QISS è un metodo rapido e facile da usare per la rappresentazione delle arterie periferiche, in particolare quando la somministrazione dei mezzi di contrasto iodati o a base di gadolinio è controindicata, offrendo una valida alternativa agli studi Angio TC e CE-MRA. Diversamente da altri metodi NE-MRA sottrattivi, non c'è bisogno di adattare sistematicamente i parametri d’imaging per ogni paziente. Dai numerosi articoli analizzati per questo studio, si può concludere che sia Native SPACE sia QISS sono sensibili alla malattia vascolare periferica (PVD), ma che la sequenza QISS può essere più vantaggiosa grazie alla migliore specificità e qualità dell'immagine.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Correzione degli artefatti da movimento nelle sequenze 3D

Tecnica 3D PROMO

Andrea Spagnolo

U.O.C Radiologia, ospedale G. Fracastoro, san Bonifacio (VR)

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Il movimento del paziente in risonanza magnetica è da sempre una frequente causa di artefatti sull’immagine finale, che spesso possono compromettere le informazioni diagnostiche della scansione. Ciò si verifica principalmente in presenza di pazienti non collaboranti. Il largo impiego di sequenze volumetriche di lunga durata, ha amplificato non poco il problema. Per ovviare a questi inconvenienti, viene introdotta da General Electric (GE) la tecnica 3D PROMO (3D PROspective MOtion correction method), basata sull’immagine e agente in tempo reale, durante la scansione. La nuova metodica è stata già implementata con successo nelle sequenze 3D SPGR fid imaging (T1W 3D PROMO). Per dare una soluzione completa nell’imaging 3D quotidianamente usato, sono state introdotte anche sequenze 3D TSE pesate in T2 (3D T2W PROMO). La tecnica si avvale di 3 navigator ortogonali (S-Nav), ovvero sequenze a basso TR e TE integrate nella scansione 3D, i quali hanno la funzione di campionare i movimenti del segmento in esame, e di conseguenza riposizionare lo slab di acquisizione in modo corretto. Tali navigator sono poi ripetuti con le nuove coordinate, dopo ogni scansione, a seconda dell’entità del movimento, in un meccanismo di auto-correzione. La tecnica 3D PROMO si basa sull’impiego del Filtro di Kalman esteso (EKF), un algoritmo matematico, che permette di valutare lo stato di un sistema dinamico a partire da una serie di misurazioni soggette a rumore. Nel nostro caso tale filtro si avvale delle immagini a bassa risoluzione prodotte dai navigators, per valutare il movimento del segmento secondo 6 gradi di libertà. Le linee di k-spazio deteriorate dal movimento vengono riacquisite in modo automatico, al fine di aumentare la robustezza del metodo PROMO. Ad oggi la tecnica descritta offre molti vantaggi in particolar modo nell’imaging pediatrico.

Parole chiave

correzione del movimento, navigator, Kalman, prospettico, PROMO

Introduzione

L’evoluzione dei sistemi di correzione del movimento in Risonanza Magnetica negli ultimi anni è stata considerevole. Le tecniche maggiormente implementate fino ad oggi sono i trigger fisici per il respiro in ambito toraco addominale, i navigator di tipo prospettico o retrospettivo, le nuove traiettorie di riempimento dello spazio-K 2D (radial multishot). Queste ultime hanno segnato un’importante innovazione dal punto di vista tecnico, estendendosi dagli studi neuro ed articolari, ai distretti addominali. I limiti più considerevoli di queste sequenze sono da ricercarsi nella alta sensibilità ad artefatti dovuti al riempimento radiale del k-spazio. E’ necessario inoltre ricordare, che la tecnica di correzione del movimento con radial multishot rimane comunque retrospettiva, quindi corregge lo spostamento esclusivamente dopo la scansione. I recenti sviluppi tecnologici hanno inoltre condotto ad un sempre più largo impiego di sequenze volumetriche, con acquisizione di un k-spazio 3D, con aggiunta di una codifica di fase lungo l’asse Z. Le scansioni 3D consentono di ottenere grossi vantaggi in termine di rapporto segnale rumore (SNR), dovuti all’eccitazione di uno slab completo, tuttavia un singolo movimento del paziente durante la scansione, causerà artefatti su tutto il set di dati acquisiti e lungo tutti e tre i piani ortogonali. Inoltre la lunga durata di queste sequenze favorisce statisticamente il verificarsi del movimento. Ciò ha reso necessaria l’introduzione di tecniche di tipo prospettico, che correggano il movimento in real time su tutti i piani, quali la tecnica 3D PROMO (3D PROspective MOtion correction method), oggetto di questo elaborato. Presentata recentemente da General Electric, questa metodica va a correggere gli artefatti da movimento nei tre piani, in modo prospettico ed in tempo reale; riducendo il numero di sequenze non diagnostiche e di esami da programmare con sedazione. Analizziamo passo passo i punti chiave di questa importante innovazione.

Tecnica e metodologia

Il movimento durante una scansione in Risonanza Magnetica si manifesta in modi diversi sull’immagine finale, anche a seconda di come il paziente si muove durante la scansione. L’artefatto più comune è il cosiddetto “Ghosting”, ovvero la ripetizione ciclica di alcune strutture lungo la direzione di codifica di fase. L’artefatto è causato da cambiamenti a livello del modulo e della fase degli spin (phase shift), dovuti al movimento, e si verifica principalmente quando lo spostamento è di tipo inter-shot, ovvero tra una codifica di fase e l’altra. I “ghost” sono tanto più evidenti quanto più ampio è stato il movimento, e tanto più sovrapposti quanto più ravvicinati temporalmente sono stati gli shift del paziente. L’effetto di trascinamento è spesso più evidente per i bordi e le parti di contorno dell’immagine (periferia dello spazio-k). Il movimento risulta evidente in codifica di fase a causa della relativa lentezza del processo, rispetto alla codifica di frequenza. Tuttavia gli spostamenti in alcuni casi possono verificarsi anche durante la fase di lettura del segnale; in questi casi si parla di intra-shot movement, il quale causa spesso artefatti da blurring, quindi una sfocatura generale sull’immagine. Il movimento può essere di tipo fisiologico; in questi casi risulta abbastanza prevedibile e allo stesso tempo facilmente correggibile. I movimenti respiratori in senso supero-inferiore e antero-posteriore vengono spesso corretti tramite l’utilizzo di trigger prospettici o con sistemi retrospettivi. La pulsazione nella maggior parte dei casi viene mitigata con delle bande di pre-saturazione, o allontanata dalla zona d’interesse modificando in modo favorevole la direzione della codifica di fase. Il movimento volontario risulta invece del tutto imprevedibile, e difficilmente correggibile con sistemi tradizionali. In ogni caso i movimenti di tipo fisiologico, data la loro periodicità sono soliti dare artefatti da ghosting, mentre gli spostamenti volontari spesso causano blurring.

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Figura 1. Artefatti da movimento, le frecce indicano alcuni artefatti da ghosting lungo la direzione di codifica di fase.

I sistemi di correzione del movimento in Risonanza Magnetica si dividono in tre grandi gruppi: sistemi prospettici per la correzione del movimento durante la scansione stessa (quali navigator, trigger, sistemi di gating), sistemi retrospettivi (in gran parte modelli matematici per la correzione del movimento dopo la scansione), tecniche particolari di acquisizione dei dati grezzi (k-spazio radial multishot di tipo PROPELLER, tecniche di imaging single shot), con correzione in ogni caso retrospettiva . I navigator prospettici hanno avuto largo impiego nell’imaging dell’addome, come soluzione al movimento del diaframma. La tecnica PACE (Prospective Acquisition CorrEction), introdotta da Siemens, sfrutta appunto questo tipo di navigator prospettico: una sequenza mono o bidimensionale (1D PACE e 2D PACE) posizionata a livello della cupola diaframmatica, che da informazioni in tempo reale sul movimento respiratorio. I sistemi di acquisizione radiale del k-spazio, sono stati introdotti con successo negli ultimi anni, nella correzione del movimento nelle sequenze 2D. In questo tipo di acquisizione si può parlare esclusivamente di movimento di tipo in-plane, quindi relativo esclusivamente alla slice eccitata dall’impulso RF. Per quanto riguarda i movimenti through-plane, l’acquisizione radial multishot va a correggere solo in parte i movimenti causati lungo l’asse Z, ovvero quelli relativi alla singola slice. Nuove tecniche sono state recentemente proposte per correggere in modo prospettico il movimento su tutti e tre gli assi e nelle scansioni con acquisizione 3D. Esse si basano principalmente sull’utilizzo di navigator, brevissime sequenze che vanno ad acquisire parzialmente, ed in modo rapido il k-spazio, consentendo di monitorare in tempo pressoché reale la posizione dell’oggetto, che stiamo studiando. Alcune di queste tecniche basano il loro funzionamento sulla diretta corrispondenza fra k-spazio ed immagine, la quale consente di dire che una qualsiasi traslazione nel dominio delle frequenze, corrisponde ad una traslazione nel dominio spaziale; lo stesso principio vale per i moti rotazionali, assumendo di analizzare un corpo rigido. Questi metodi lavorano perciò esclusivamente sul k-spazio. Altre tecniche si basano invece sull’immagine, e necessitano quindi di navigator in grado di produrre immagini anatomiche, anche a bassa risoluzione.

Di questo genere di metodica fa parte la tecnica 3D PROMO proposta da Nathan White nel 2007 e recentemente implementata da General Electric, per lo studio dei corpi rigidi, nel particolare dell’encefalo. Essa impiega come sequenze di monitoraggio dei navigator ultra rapidi, basati su una acquisizione gradient echo con riempimento del k spazio a spirale. Essi presentano un flip angle decisamente basso, circa 8°, per rendere minimo l’effetto di saturazione degli spin per la sequenza di acquisizione vera e propria. Il tempo di echo (TE) è di 3,4 ms, mentre il tempo di ripetizione (TR) è di 14 ms. La banda di ricezione (BW) è di ±125 kHz, mentre le dimensioni del voxel sono 10×10×10 mm, con una matrice di 128×128 pixel. La traiettoria di tipo spirale garantisce una buona copertura del k spazio, con bassa sensibilità alle distorsioni. Uno dei limiti di queste sequenze è la sensibilità agli artefatti off-resonance; per questo motivo viene sempre fatto un aggiustamento nella frequenza centrale di trasmissione, nella fase di prescan. I navigator spirale (SP-Navs), qui descritti vengono effettuati sui tre piani ortogonali, per monitorare in tempo reale il movimento del paziente.

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Figura 2. Diagramma temporale di un navigator spirale (SP-Nav) single shot, sui tre piani (a). A destra le immagini ricostruite per il monitoraggio del movimento del paziente (b). Si nota come mediante soli tre impulsi RF si ottengano le tre slice necessarie

Per convenzione la direzione x viene considerata parallela all’asse destra-sinistra, y all’asse anteriore-posteriore e z all’asse superiore-inferiore. I navigator SP-Nav sono stati quindi integrati nelle sequenze di acquisizione 3D anatomiche. In prima istanza le sequenze implementate sono: una T1 3D IR-SPGR (Spoiled Gradient Echo) e una T2 3D FSE (Fast Spin Echo), di cui andiamo brevemente a elencare le caratteristiche. La T1 3D IR-SPGR (T1W PROMO) è una sequenza che viene classificata fra le Gradient Echo Rapid Acquisition Fid Imaging, con preparazione della magnetizzazione. Presenta tempi di echo e di ripetizione molto brevi (inferiori al T2 dei tessuti), perciò necessita di uno spoiler (di gradiente o RF), che abbatta la magnetizzazione longitudinale residua, prima del successivo impulso. L’impulso IR che precede la sequenza è atto ad amplificare la pesatura T1, andando a discriminare il segnale dei vari tessuti secondo la componente longitudinale della magnetizzazione. Il flip angle è solitamente molto basso, per accorciare i tempi di recupero della magnetizzazione. La T2 3D FSE (T2W PROMO) viene classificata fra le Rapid Acquisition Spin Echo. Essa presenta numerosi impulsi di rifocalizzazione a 180° in un singolo TR, che consentono la formazione di un treno di echi (Echo Train). Nel caso di acquisizioni 3D la lunghezza del treno di echi (Echo Train Lenght o ETL), deve essere aumentata considerevolmente, per contenere il tempo totale di scansione. La bassa qualità degli echi tardivi nelle sequenze ad alto ETL, ha richiesto l’introduzione di tecniche a flip angle variabile (Variable Flip Angle), che mantenessero costante il segnale per tutta la durata del treno di echi. GE presenta queste sequenze col nome commerciale Cube. Nei lavori di White del 2010 le scansioni T2W PROMO vengono presentate senza implementazione del flip angle variabile, che invece troviamo nel lavoro di Shankaranarayanan del 2008. La T1W PROMO implementata da White presenta TE e TR rispettivamente di 3,9 e 8,7 ms, TI di 270 ms, flip angle di 8°, BW ±15,63 kHz, FOV 24 cm, voxel di 1,25×1,25×1,2 mm e 192 partizioni. L’acquisizione della singola partizione di k-spazio ha traiettoria ellittica-centrica sul piano y-z e viene completata dopo ogni singolo impulso di inversione; in questo modo le linee centrali dello spazio-k vengono acquisite per prime e subiranno direttamente gli effetti dello stesso impulso a 180°. Per quanto riguarda invece la sequenza 3D FSE T2W PROMO il TE ed il TR sono rispettivamente di 110 e 2500 ms, BW di ±31,25 kHz, FOV 24 cm, voxel di 1,25×1,25×1,2 mm, 90 partizioni. L’ETL pari a 90 è aumentato rispetto alle convenzionali sequenze FSE. La variante a flip angle variabile presenta invece TE/TR=100/2000 ms, FOV=20 cm, spessore=1.3 mm, matrice di acquisizione 160x160x160, ETL=94, BW=±31.25 kHz. I navigator vengono inseriti durante la fase di recupero della magnetizzazione longitudinale (T1 recovery time), così da non allungare il tempo di scansione. Il tempo totale per l’acquisizione di un singolo navigator spirale è di 42 ms e il tempo necessario per ricostruire le tre immagini è di circa 6 ms. Il tempo di ripetizione per ogni singolo SP-Nav è di 100 ms ed’è ripetuto fino a 5 volte all’interno di ogni fase di recupero, che per la IR-SPGR è di circa 700 ms, e per la 3D FSE è di circa 1200 ms. Temporalmente i navigator vengono collocati prima dell’impulso di inversione, nel caso della T1W PROMO e prima dell’impulso a 90° per la T2W PROMO.

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Figura 3. Diagramma temporale di una sequenza 3D PROMO T1W IR-SPGR (a). Diagramma temporale di una sequenza 3D PROMO T2W FSE (b). Si nota come i navigator siano inseriti prima di ogni impulso iniziale, dopo il quale vengono ripetuti M volte i segmenti della sequenza, fino a completare la singola partizione.

Il tempo di scansione delle sequenze IR-SPGR e 3D FSE è rispettivamente di 8 min e 4,5 min. La T2W PROMO presenta una selezione di slab durante l’impulso a 90°, caratteristica non presente nella T1W PROMO. Entrambe sono state eseguite mediante uno scanner da 1,5 T e una bobina da encefalo “phased array” da 8 canali. Per la stima e la correzione del movimento viene adottata la versione estesa del filtro di Kalman. Tale algoritmo matematico si avvale di un sistema di equazioni differenziali, che descrivono lo stato dinamico di un sistema lineare, nel nostro caso di un corpo rigido; ovviamente viene considerato un sistema soggetto a rumore di tipo gaussiano.

xk - Axk-1+w P(w); N (0,Q)

yk - h(xk)+v P(v); N (0,R)

Dove xk è lo stato teorico del sistema (non osservato o “a priori”), e yk è lo stato osservato in base alle misurazioni effettuate o “a posteriori”. Perciò xk corrisponde ad un vettore a sei dimensioni espresso dalla seguente formula (tx,ty,tz, Ox, Oy, Oz,), dove t rappresentano delle traslazioni e O delle rotazioni nei tre piani; yk è rappresentato invece da un vettore con Nv dimensioni, rappresentante le intensità dei voxel negli SP-Nav (dove Nv è il numero di voxel degli stessi. A rappresenta una matrice di transizione 6×6 soggetta a rumore w, dove Q è la covarianza. Tutto ciò viene trasposto a livello delle misurazioni reali, dove h rappresenta l’interpolazione effettuata fra le misurazioni, v il rumore delle misurazioni ed R la covarianza reale. La versione classica del filtro di Kalman esteso prevede due step ben distinti: la fase di “predizione” e quella di “correzione”. Nel caso pratico del metodo 3D PROMO tra le due fasi viene aggiunto un “update” dei parametri di scansione. Nella fase di predizione il filtro si avvale della matrice di transizione A e della covarianza Q (sistema “a priori”), e dei dati provenienti dalle misurazioni, relative ai navigator acquisiti immediatamente prima. In questo modo il sistema riesce a stimare la condizione attuale del corpo rigido in esame (xk/k-1). A questo punto nella fase di update vengono aggiornati i lobi di gradiente lungo i tre assi spaziali (con opportune traslazioni e rotazioni), per la successiva ripetizione della sequenza e dei relativi SP-Nav. Le misurazioni (y) provenienti dai nuovi SP-Nav vengono quindi combinate con i dati provenienti dalla fase di predizione (xk/k-1), per la fase di correzione vera e propria, mediante un algoritmo iterativo. Per dare una maggior robustezza al metodo, Roddey (27) ha introdotto una fase preparatoria denominata fase 1 o “ROI tracking”, immediatamente antecedente ai tre step sopradescritti. Durante la ROI tracking, vengono acquisiti in successione 20 SP-Nav, nei tre piani, atti a fornire una mappatura 3D dell’encefalo pesata in densità protonica (DP). Da queste immagini viene ricavata una ROI, che comprende tutto l’encefalo, così da escludere dall’algoritmo tutte le strutture non assimilabili ad un corpo rigido, quali ad esempio, i tessuti molli del collo, che potrebbero causare errori nella correzione del movimento. La fase di ROI tracking non è eccessivamente costosa in termini di tempo, in quanto dura 10 secondi.

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Figura 4. Immagini sui tre piani relative alla mappatura 3D con ROI tracking pesate in DP (a). Immagini prodotte dagli SP-Nav durante la scansione (b). Tutti i voxel al di fuori della ROI verranno ignorati durante la fase di correzione.

L’algoritmo di correzione presenta un “punto cieco” durante la fase di acquisizione della sequenza di impulsi vera e propria. Questa fase dura circa 2 secondi, tempo sufficiente per un ampio movimento della testa. Per questo motivo è stato programmato un calcolo per la stima del movimento al termine dell’algoritmo stesso.

ρN= (x-(n)-x+(n))2

Dove x- è lo stato prima della sequenza di impulsi, e x+ lo stato immediatamente successivo. Il risultato ρN è una stima del movimento dell’encefalo. Viene quindi introdotto il “valore soglia” per ρN, oltre il quale la sequenza di impulsi viene ripetuta, e i segmenti di k-spazio compromessi vengono riacquisiti.

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Figura 5. Diagramma a blocchi riassuntivo dell’impiego del filtro di Kalman, nella tecnica di correzione 3D PROMO.

Nella versione attualmente in commercio delle sequenze con tecnica 3D PROMO è possibile impostare un valore limite per il tempo di ri-acquisizione dei segmenti di

k-spazio; in ogni caso è dato un tetto massimo di 5 minuti aggiuntivi oltre al normale tempo di acquisizione. E’stata inoltre aggiunta la sequenza variable flip angle T2 FLAIR (Cube FLAIR), alle scansioni disponibili con tecnica PROMO.

Discussione

Le prime implementazioni su fantoccio ed in vivo hanno dimostrato l’efficacia del metodo PROMO nella correzione del movimento, eliminando quasi del tutto gli artefatti presenti nelle scansioni effettuate con l’opzione PROMO disattivata (PROMO OFF). Gli effetti di saturazione dovuti alla presenza dei navigator, sono pressoché assenti, ed in molti casi la qualità dell’immagine delle scansioni PROMO con movimento corretto, è assimilabile alle immagini a paziente immobile. Le tipologie di movimento periodico analizzate sono due: oscillatorio del capo in senso antero posteriore (annuire) e da destra a sinistra. In entrambi i casi il metodo PROMO si è dimostrato efficiente nella completa correzione degli artefatti a livello dell’encefalo.

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Figura 6. Immagini ottenute con movimento oscillatorio da destra a sinistra confrontate con immagini a paziente immobile (a-b). Immagini ottenute con movimento oscillatorio in senso antero-posteriore o “annuire” (c-d).

Il lavoro di White del 2010 ha inoltre evidenziato l’efficacia della tecnica PROMO nella correzione e allineamento delle immagini fra slice contigue (between-scan). In ogni caso la tecnica non è immune da errori; fra questi uno dei più importanti è l’effetto denominato “cross-talk”, ovvero il verificarsi di un movimento apparente, causato da un movimento reale su di un altro piano, soprattutto nel caso di rotazioni della testa. Un’altra importante limitazione è l’impossibilità di correzione nei distretti non assimilabili ad un corpo rigido, quali i tessuti molli del collo, i quali vengono volutamente esclusi dall’algoritmo di correzione, durante la fase di ROI tracking.

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Figura 7. Immagine acquisita con opzione PROMO ON, durante un movimento in senso antero-posteriore della testa(a). Immagine acquisita a paziente immobile e PROMO OFF (b). Si noti l’artefatto da movimento a livello della parte superiore del collo, indicato dalla freccia; la zona si trova al di fuori della ROI di correzione.

L’opzione PROMO, per quanto specificato dalla casa costruttrice è studiata per movimenti moderati del paziente. In caso di movimento di tipo ampio e prolungato, le fasi di

ri-acquisizione potrebbero infatti protrarsi per alcuni minuti, senza peraltro portare ad un miglioramento considerevole della qualità d’immagine. Per questo motivo il sistema prevede un messaggio d’allarme per l’utente, quando il movimento del capo supera i 10° di rotazione, soglia limite per una correzione efficace. Il metodo PROMO, per un corretto funzionamento dell’algoritmo di correzione, prevede inoltre che l’encefalo sia ben posizionato all’interno della bobina phased-array, perciò l’obliquità della testa non deve superare i 30° rispetto al piano sagittale mediano. L’entità del movimento corretto dalla tecnica 3D PROMO si è dimostrata comunque superiore a quella delle altre tecniche di tipo prospettico presentate finora, soprattutto a quelle basate sul k-spazio. Queste ultime si fondano infatti sulla diretta corrispondenza fra dominio delle frequenze e dominio spaziale, secondo il teorema di Fourier; questa teoria, nelle condizioni reali è spesso irrealizzata, soprattutto a causa degli effetti off-resonance, delle disomogeneità di campo e della non linearità dei gradienti. La tecnica PROMO essendo basata sull’immagine risente molto meno degli effetti off-resonance. Questa caratteristica ha favorito lo svilupparsi di numerose nuove tecniche prospettiche di correzione, fra cui ricordiamo il metodo 3D PACE e gli EPI-Navigators. La tecnica 3D PACE, proposta da Siemens, per le acquisizioni di fMRI (Risonanza Magnetica funzionale), sfrutta le immagini stesse, per riallineare in tempo reale la scansione, a seconda del movimento del paziente; tutto ciò è reso possibile dalla considerevole rapidità delle sequenze EPI (Echo Planar Imaging), perciò questa tecnica non trova impiego nelle acquisizioni 3D anatomiche. Una metodica che molto si avvicina a 3D PROMO è quella proposta da Tisdall nel 2012 su scanner Siemens, che si avvale di Navigator Eco Planari (EPI Navigator,Volumetric-Nav o v-Nav), ovvero brevissime sequenze 3D EPI, atte a campionare il movimento del paziente nel dominio dello spazio. Tali sequenze vengono inserite all’interno del TR delle scansioni convenzionali, così come avviene nella tecnica PROMO. La diversità sta nel fatto, che il primo dei v-Nav acquisiti, viene utilizzato come riferimento per i successivi, i quali vengono co-registrati, sfruttando la tecnica PACE (Siemens). Questa metodica, come 3D PROMO, si applica a sequenze volumetriche IR Spoiled Gradient Echo T1 (nome commerciale Siemens MEMPRAGE), T2 e T2 FLAIR Variable Flip Angle Fast Spin Echo (T2 SPACE). La durata degli SP-Nav risulta leggermente superiore a quella dei

v-Nav, che vengono inseriti all’interno del TI nelle sequenze Inversion Recovery, e immediatamente dopo la fase di readout nelle scansioni 3D SPACE. Ciò favorisce una maggior accuratezza nella stima del movimento, in termini temporali, rispetto al metodo PROMO, tuttavia influenza pesantemente la durata del TI nelle scansioni Inversion Recovery, causando possibili variazioni nel contrasto dell’immagine. I risultati in termini di correzione del movimento sono ottimi anche per questa metodica. Tra i vantaggi considerevoli della tecnica PROMO, rispetto a metodi di correzione del movimento, come l’acquisizione radial-multishot (PROPELLER imaging), vi è la possibilità intrinseca di correggere il movimento in tutte le direzioni dello spazio, specialmente nella direzione di slice o slab- encoding, caratteristica preclusa finora. E’ da notare anche come PROMO sia applicabile a innumerevoli tipologie di sequenza; l’unico vincolo è infatti rappresentato dal tempo di recupero T1 della scansione, che deve risultare sufficientemente lungo, per consentire l’esecuzione dei navigator. Le ipotesi di future nuove implementazioni di questa metodica di correzione sono molteplici; fra queste ricordiamo la risonanza magnetica funzionale (fMRI), la tecnica Arterial Spin Labeling (ASL) e la Spettroscopia dell’idrogeno. In ogni caso i vantaggi e le limitazioni intrinseche al metodo PROMO hanno spinto la sua applicazione ad un settore prevalentemente pediatrico. La natura del movimento di questi giovani pazienti, ben si adatta alle caratteristiche di correzione di questa tecnica. Generalmente i bambini in età scolare, istruiti prima di un esame di Risonanza Magnetica, sul rimanere fermi il più possibile, tendono ad effettuare comunque dei movimenti di breve durata e moderata escursione, peculiarità che fa del metodo PROMO una buona opzione per la correzione degli artefatti. Gli studi effettuati da Brown e Kuperman, su pazienti di età compresa fra 9 e 11 anni hanno confermato questa ipotesi. Tutti i pazienti sono stati sottoposti a quattro sequenze IR-SPGR, con opzione PROMO alternativamente settata su ON ed OFF (es: OFF-ON-OFF-ON oppure ON-OFF-ON-OFF). Durante le scansioni con opzione settata su PROMO ON è stato quindi possibile misurare l’effettivo movimento dei pazienti. I risultati hanno testimoniato uno spostamento di natura abbastanza varia: da un minimo di 2mm di traslazione e 2° di rotazione, ad un massimo di 1 cm di traslazione a 15° di rotazione, tuttavia questi parametri rientrano per la quasi totalità nei range di correzione del metodo PROMO. E’ interessante notare che il tempo medio di ri-acquisizione dei segmenti di k-spazio, sia risultato di soli 34 secondi aggiuntivi rispetto al tempo di scansione. Un altro dato significativo è il tempo massimo di ri-acquisizione di quasi 5 minuti aggiuntivi, per il paziente con maggior movimento; si nota infatti, come in alcuni casi il movimento insistito porti ad un incremento sensibile dei tempi di scansione. In ogni caso i risultati in termini di correzione del movimento risultano molto incoraggianti: le immagini non diagnostiche ottenute con opzione PROMO OFF sono state oltre 600, mentre solo un’immagine è risultata completamente non diagnostica con opzione PROMO ON. Va ricordato comunque, che non è stato possibile stimare il movimento effettivo dei pazienti durante le scansioni a PROMO OFF, ovviamente a causa della mancanza dei navigator SP-Nav, per il monitoraggio.

Conclusioni

Da quanto analizzato in precedenza, emerge senza ombra di dubbio l’effettiva solidità della tecnica PROMO, nella correzione degli artefatti da movimento. La sua flessibilità, il bassissimo impatto sul tempo di scansione e la possibilità di correzione anche sul piano di slab-encoding, la inseriscono a pieno titolo fra le innovazioni di sicura utilità per gli operatori e per i pazienti. L’applicazione alle sequenze 3D, analizzata in questo lavoro, è di grande vantaggio nella pratica clinica, in quanto consente di ottenere immagini ad elevatissima risoluzione spaziale senza dover fare i conti con l’elevato tempo di scansione, che queste di solito richiedono. Va in ogni caso sottolineato come i limiti di questa tecnica vadano ben conosciuti dall’operatore, in quanto ancora prona ad errori, in determinati casi. Il campo pediatrico è senza dubbio il maggior beneficiario di questa metodica, che per le sue caratteristiche, si rivolge a quei giovani pazienti, che in molti casi, sarebbero candidati ad una sedazione, con tutte le problematiche ad essa correlate.

Ringraziamenti

Ringrazio la mia famiglia, per il sostegno costante durante il mio percorso di studi. Ringrazio Giulia per il suo incitamento nello spingermi ad affrontare questo master, e per l’aiuto importante nella realizzazione di questo elaborato. Voglio ringraziare inoltre i miei colleghi conosciuti durante quest’ultimo anno, e quelli che mi hanno accompagnato in questa avventura, in particolare: Daniela Picarella, Gabriele Bordon, Roberto Agliata, Carmelo Parisi, Luca Graziosi, Corrado Di Dio, Carmine Tico, Jacopo Tonti.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

RM cardio

Accuratezza e precisione del T1-mapping

Simona Covizzoli

Azienda ospedaliero-universitaria Careggi, Firenze

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Sono stati descritti un certo numero di fattori che influenzano l'accuratezza di T1-mapping. Questi fattori possono dipendere dal protocollo o dagli aggiustamenti dello scanner e se non sono ben controllati possono contribuire a ridurre la riproducibilità. Se questi fattori invece sono ben controllati, la precisione assoluta può essere non così importante e la misurata del T1 "apparente" potrebbe essere utilizzata come un potente strumento clinico.

E' difficile separare i molteplici trade-off per formare raccomandazioni in quanto le sensibilità sono multidimensionali e interdipendenti. Tuttavia, mi propongo riassumere la conoscenza allo stato attuale di protocolli esistenti confrontandoli per quanto riguarda accuratezza, precisione, riproducibilità e artefatti. Metodi di recupero Inversion come MOLLI sono molto diffusi e sono più maturi rispetto alle tecniche che si basano sul recupero della saturazione come SASHA.

Parole Chiave

T1 mapping, MOLLI, SASHA, T1* apparente.

Introduzione

La costante di tempo di rilassamento longitudinale (T1) del miocardio è alterata in vari stati di malattia a causa di un aumento di contenuto di acqua o altri cambiamenti dell'ambiente molecolare locale. Cambiamenti sia nella T1 nativa che nella T1 dopo somministrazione di mezzi di contrasto a base di gadolinio (Gd), sono considerati importanti biomarcatori. Sono stati proposti metodi diversi per quantificare il T1 miocardico in vivo. La caratterizzazione del T1 nativo del tessuto miocardico può essere utilizzata per rilevare e valutare diverse cardiomiopatie, mentre la misurazione del T1 con mezzo di contrasto extracellulare basato su Gd fornisce ulteriori informazioni sul volume di frazione extracellulare (ECV). Quest'ultima è particolarmente importante per le malattie più diffuse che sono più difficili da rilevare con il convenzionale Late Gadolinium Enhancement (LGE).

Il T1 mapping permette, attraverso mappe parametriche, di quantificare i valori del rilassamento T1 per ciascun voxel nel tessuto miocardico prima e dopo somministrazione di mdc. In generale, i metodi di misura del T1 miocardio è costituito da tre componenti: 1) perturbazione della magnetizzazione longitudinale (cioè inversione o saturazione); 2) campionamento della curva di rilassamento della magnetizzazione longitudinale per valutare come ritorna al suo livello originale; 3) utilizzo di un modello per adattarsi alla curva di campionato ed estrarre il T1 miocardico.

La sensibilità per rilevare la crescita anormale di T1 e ECV è fondamentalmente limitata dalla precisione delle stime T1, la quale è in funzione del numero delle misurazioni e dei tempi in cui queste vengono campionate lungo la curva di recupero di inversione o saturazione, il rapporto segnale-rumore (SNR), il tessuto T1, e il tipo di elaborazione. Sussistono inoltre altri fattori che non sono casuali e introducono errori che limitano ulteriormente la riproducibilità. Per ottimizzare con successo protocolli di imaging, è utile capire i fattori che influenzano la precisione di misura.

Tecnica e Metodologia

I metodi per misurare il T1 del miocardio sono stati inizialmente basati sull'analisi della regione di interesse (ROI), piuttosto che su mappe parametriche di pixel. La prima apparizione in CardioRM del T1-mapping basato su pixel si ha con l'introduzione della strategia di imaging MOLLI. Questa nuova tecnica è stata ottimizzata e adattata per ispirare in seguito molti nuovi metodi. Ne è un esempio la tecnica Shorted-MOLLI (ShMOLLI), la quale richiede di un'apnea respiratoria ridotta e utilizza un fitting di curve condizionali; tale tecnica è stata proposta come mezzo per mitigare la dipendenza dell'accuratezza dell'immagine dalla frequenza cardiaca e per permettere l'accorciamento del tempo di breath-hold richiesto al paziente (pz.). Successivamente è stata introdotta la tecnica di acquisizione Phase Sensitive Inversion Recovery (PSIR) con la correzione del movimento, la quale ha permesso di ridurre l'atto respiratorio ed ha permesso di migliorare ulteriormente la qualità delle immagini nei pazienti con scarsa capacità a trattenere il respiro. I metodi di recupero della saturazione, che sono stati sviluppati inizialmente per le misurazioni T1 durante il primo passaggio di contrasto in perfusione (SAP-T1), sono stati recentemente adattati per il T1-mapping utilizzando la lettura SSFP con Saturation recovery SR (SASHA) come mezzo per mitigare la sottostima del T1 in MOLLI. Ancora più di recentemente, sono stati proposti schemi ibridi di sequenze che incorporano sia l'inversione che il metodo di recupero della saturazione (SAPPHIRE).

Strategie di acquisizione e protocolli

I protocolli attualmente utilizzati per la mappatura T1 nel cuore (Tabella 1) sono basati su inversione della magnetizzazione (IR) o il recupero della saturazione (SR). Le immagini sono acquisite in punti temporali diversi della curva di recupero della magnetizzazione, viene quindi calcolata la curva di fitting in ogni suo pixel per stimare il tempo di rilassamento ed in fine si ottiene una mappa del T1 pixel per pixel. Le immagini vengono generalmente acquisite alla stessa fase cardiaca e alla stessa posizione respiratoria per eliminare i movimenti. Sebbene l'implementazione iniziale della tecnica prevedesse l'utilizzo di più breath-hold, gli attuali metodi generalmente utilizzano protocolli che prevedono una singola apnea con tecnica Single Shot 2D-imaging. Per ottenere invece immagini con una maggiore risoluzione spaziale e/o immagini 3D è richiesta una segmentazione dell'acquisizione in più apnee respiratorie.

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Tabella 1: Principali metodi di inversione e recupero della saturazione usati per T1-mapping nel cuore.

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Figura 1. Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI). Il protocollo originale impiega 3 inversioni con 3, 3, e 5 immagini acquisite nelle battute dopo le inversioni, e 3 periodi di recupero del battito cardiaco tra le inversioni, di cui: 3 (3) 3 (3) 5. Tutte le immagini sono acquisite allo stesso ritardo dall'onda R per l'imaging semi-diastolica. La curva di fitting viene eseguita su una base di pixel usando i tempi reali di inversione misurati.

La Figura 1 mostra lo schema originale noto come Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI). Tale metodo utilizza una lettura Steady State Free Precession (SSFP) che porta la IR a recuperare più rapidamente ed a raggiunge uno stato stazionario che è minore della magnetizzazione all'equilibrio (M0). Per ogni inversione, il metodo MOLLI campiona la curva IR in multipli tempi di inversione utilizzando immagini Single-Shot distanziate dagli intervalli del battito cardiaco. Multiple inversioni vengono utilizzate con differenti trigger di ritardo per acquisire misurazioni a differenti tempi di inversione al fine di campionare la curva IR in modo più uniforme. Sono necessari periodi di intervallo tra le inversioni che permettano così il recupero della magnetizzazione per garantire che i campionamenti delle diverse inversioni siano della stessa curva di recupero, cioè, che ogni inversione inizi alla stessa magnetizzazione iniziale. La precisione della mappa T1 è correlata al numero e posizione dei campioni lungo la curva IR, e la precisione del modello di segnale è influenzata dalla strategia di campionamento dovuta all'influenza della lettura sul recupero apparente.

L'effetto della lettura SSFP (Figura 2) è un tempo di recupero apparente denominato T1* che è inferiore al tempo effettivo del recupero longitudinale T1 legato al tempo di recupero del tessuto desiderato.

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Figura 2: Il tempo apparente di inversion recovery (T1*) è influenzato dalla lettura SSFP. Il recupero effettivo dell'inversione è adattato utilizzando un modello a 3-parametri e il T1 è stimato utilizzando la cosiddetta correzione Look-Locker.

Come risultato dell'influenza della lettura, la curva nella tecnica IR segue un modello di segnale esponenziale a 3 parametri

S (t) = A - B exp (-TI/T1 *)

TI è il tempo di inversione misurato per ogni immagine acquisita

T1* è il T1 apparente, cioè la costante di tempo effettivo che include l'effetto della lettura dell'immagine relativa al T1 desiderato come T1 = T1 * (B / A – 1). I valori misurati possono essere adattati al modello a 3-parametri per stimare A, B, e T1* che può essere usato per approssimare T1 ≈ T1 * (B / A – 1). Questa correzione "Look-Locker" è stata ricavata analiticamente considerando il caso di acquisizione con Rapid Acquisition GRE – FID imaging: Fast Low Angle Shot FLASH (Siemens), SPGR (GE), CEFFE T1 (Philips) con RF continua, mentre nel caso di MOLLI viene applicata alla tecnica Rapid Acquisition GRE - SSFP FID+ECHO imaging bilanciate: TrueFisp (Siemens), FIESTA (GE), Balanced FFE (Philps). Questo porta ad errori sistematici in T1 che vengono però attenuati utilizzando un angolo di eccitazione FA più basso.

Sono state proposte numerose modifiche del protocollo (Tabella 2) per ridurre la durata dell'acquisizione o al fine di migliorare l'accuratezza e precisione. Viene utilizzata una nomenclatura per etichettare i diversi protocolli. La notazione indica: quante inversioni (o saturazioni) sono incluse nell'esperimento, quante immagini vengono acquisite dopo ogni inversione, quanto è il tempo di attesa è tra le inversioni. Ad esempio: un protocollo “3 (3) 3 (3) 5” indica che ci sono un totale di 3 inversioni; 3 immagini sono acquisite (su 3 intervalli RR) dopo la prima inversione, questo è seguito da un periodo di attesa di 3 intervalli RR, poi 3 immagini sono acquisite seguite da un altro periodo di attesa 3 RR, infine una terza inversione prevede l'acquisizione di 5 immagini. Una "s" può essere aggiunta agli intervalli per indicare che le immagini sono acquisite per un certo numero di secondi e che il tempo di attesa è in secondi, vale a dire, 5s (3s) 3s indicherebbero due inversioni di acquisizione di immagini per almeno 5s, seguita da un recupero di almeno 3s, e un seconda inversione con immagini acquisite per almeno 3s. Dal momento che il numero delle immagini triggerate con ECG deve essere un numero intero, i periodi di acquisizione e di recupero sono arrotondati al più vicino multiplo del periodo RR al fine di garantire una durata adeguata. Per evitare l'acquisizione di troppe poche immagini per frequenze cardiache basse (<60 bpm), la sequenza non acquisisce sotto un numero specificato di immagini, cioè in questo esempio 5 + 3 = 8. Il periodo di recupero non è mai inferiore al numero specificato di secondi. L'acquisizione e il recupero con periodi fissi minimi aiuta a ottenere l'indipendenza della frequenza cardiaca.

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Tabella 2. Schema del campionamento MOLLI.

La tecnica Saturation Recovery (SR) è un'alternativa alla tecnica Inversion Recovery. I metodi SR che utilizzano una preparazione di saturazione per ogni misurazione hanno il vantaggio che ogni misurazione diventa indipendente dalle altre. Avviando il recupero della magnetizzazione longitudinale ML da uno stato saturo, quindi la storia precedente della magnetizzazione viene eliminata. Non sono richiesti periodi di recupero tra le misurazioni successive a meno che non siano necessari lunghi tempi di recupero di saturazione per il montaggio. Il metodo conosciuto come SAturation Single Shot Acquisition (SASHA) è schematizzato nella Figura 3.

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Fig. 3: Schema della tecnica SAturation recovery Single Shot Acquisition (SASHA) per T1 mapping nel cuore.

Il metodo SASHA acquisisce più punti temporali sulla curva SR e fa un fit della curva in ogni pixel. Al fine di acquisire una immagine completamente recuperata, inizialmente viene acquisita un'immagine prima di qualsiasi preparazione di saturazione, cioè, a partire dalla magnetizzazione all'equilibrio che viene utilizzata come misura della magnetizzazione completamente recuperata. Le immagini poi sono acquisite sui successivi battiti cardiaci effettuati usando preparazioni SR con diversi ritardi grazie al trigger cardiaco dell'onda R-R per l'immagine semi-diastolica. Nel protocollo originale SASHA proposto ci sono 10 immagini acquisite ai ritardi saturazione uniformemente distanziate sull'intervallo RR più l'immagine iniziale pienamente recuperata, la quale serve da importante punto di ancoraggio per il fit della curva. L'ordine in cui i vari ritardi sono acquisiti non è di rilevante importanza per il montaggio del fitting dell'ideale saturazione. È importante sottolineare che la curva SR recupera come il T1 e non è influenzata dalla lettura così facendo il T1 non è ridotto a un T1* apparente < T1 come nel caso di MOLLI. Pertanto, non è necessaria una correzione, e viene così eliminata la fonte di molte inesattezze di MOLLI basata su IR. Poiché la lettura non porta in sè un apparente T1*, è possibile utilizzare un elevato flip angle e rendere dinamico l'uso del metodo SR. Un più alto flip angle utilizzando le SSFP con campionamento del K spazio lineare altera leggermente la forma della curva di recupero provocando una polarizzazione apparente, cioè, la curva non inizia a 0 per 0 ritardo. Il sistema di campionamento SASHA può essere modificato per acquisire più lunghe misure del ritardo di saturazione, consentendo da 1 o più periodi di recupero del battito del cuore tra le saturazioni. Tuttavia, le misurazioni non possono essere eseguite durante i periodi di recupero senza distorcere la curva, ulteriori risultati così riducono un po' l'efficienza complessiva del SNR. Gli schemi che semplicemente utilizzano una strategia MOLLI sostituita con SR incorrono dei problemi di T1* apparente senza avvalersi dei principali vantaggi di SR. Un approccio combinato IR/SR conosciuto come SAturation Pulse Prepared Heart rate independent Inversion-REcovery (SAPPHIRE) guadagna molti dei vantaggi di IR e SR, ma conservano ancora alcuni dei problemi connessi con IR. Ogni metodo ha i suoi punti di forza e di debolezza in termini di accuratezza, precisione e riproducibilità complessiva.

La Sequenza MOLLI “modificata” di Sebastian Weingärtner et al. si propone di identificare la cicatrice o la fibrosi nel tessuto miocardico senza l'uso di un agente di contrasto e di sviluppare una nuova sequenza T1-mapping indipendente dalla frequenza cardiaca.

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Figura 4: Il diagramma della sequenza raffigura l'acquisizione di più blocchi con una saturazione interleaved e un impulso di preparazione IR. Multiple immagini Single-Shot SSFP bilanciate con differenti pesature di contrasto T1 sono acquisite all'interno di sette blocchi di sequenze. La parte centrale mostra un caratteristico recupero della curva di magnetizzazione longitudinale e i punti di campionamento su questa curva durante la sequenza. La parte inferiore mostra gli impulsi e i tempi all'interno di un blocco.

Ogni blocco di sequenza contiene un impulso di saturazione e l'acquisizione di due immagini Single-Shot. Un ulteriore impulso di inversione è applicato in blocchi selezionati per migliorare il contrasto T1. I blocchi hanno una durata di due o tre cicli cardiaci a seconda di quale parte della curva di rilassamento longitudinale viene campionata. L'invarianza della frequenza cardiaca è dovuta a due proprietà dei blocchi della sequenza: 1) L'impulso di saturazione nel primo ciclo cardiaco del blocco annulla la storia della magnetizzazione, garantendo che il campionamento della curva di rilassamento T1 in ogni blocco inizi dallo stesso punto; 2) Tsat, il tempo tra l'impulso di saturazione e la prima finestra di acquisizione, è pre-specificata dall'operatore, e non dipende dalla frequenza cardiaca del soggetto. Quindi, gli impulsi di imaging nella prima finestra di acquisizione causeranno lo stesso disturbo alla curva di rilassamento, indipendente dalla frequenza cardiaca del soggetto. In altre parole, la seconda finestra di acquisizione vedrà lo stesso disturbo della curva di rilassamento dovuto agli impulsi di imaging, indipendentemente dalla frequenza cardiaca del soggetto. Ipotizziamo che queste due proprietà non consentano misurazioni T1 indipendenti della frequenza cardiaca. Insieme ai blocchi di sequenze, un'immagine senza preparazione della magnetizzazione è acquisita prima del primo blocco affinchè venga catturata la porzione completamente recuperata della curva di rilassamento T1. L'equazione di Bloch in seguito poi fornisce un modello per il recupero magnetizzazione longitudinale per la combinazione di saturazione e gli impulsi di inversione. Un'appropriata misura delle intensità del voxel dell'immagine basata su questo modello di segnale produce le mappe T1. Il metodo T1-mapping proposto consente un T1 mapping miocardico pre-contrasto indipendente dalla frequenza cardiaca per la valutazione della fibrosi diffusa.

Discussione

Accuratezza e precisione

Le prestazioni dei metodi quantitativi possono essere valutate e confrontate in termini di accuratezza e precisione. La accuratezza si riferisce ad errori sistematici, che creano una polarizzazione, mentre la precisione si riferisce alla componente casuale dovuta al rumore. Altre fonti di variazione che influenzano la riproducibilità sono le "asimmetrie" che derivano da aspetti quali le dipendenze sui parametri di protocollo, artefatti o effetti come il volume parziale.

Errori sistematici e prevenzione

I fattori che influenzano la precisione della misurazione utilizzando l'inversione e/o metodi di recupero della saturazione sono suddivisi in ampie categorie: parametri di protocollo, struttura della sequenza, impostazioni dello scanner, adattamento del modello, caratteristiche del tessuto e del paziente. L'utente può generalmente variare i parametri del protocollo in una certa misura, ma deve capire come le eventuali modifiche del protocollo potrebbero influenzare i valori T1. Ad esempio, modificare le dimensioni della matrice può influenzare la stima T1 e come conseguenza involontaria ne altera la riproducibilità. La struttura della sequenza generalmente influenza l'accuratezza, l'utente deve esercitare cautela quando si confrontano i dati acquisiti tra versioni diverse di sequenze o tra diversi scanner. Aggiustamenti dello shimming nello scanner, frequenza centrale o il livello della potenza del trasmettitore possono avere una forte influenza sulla precisione di misura a meno che la sequenza non sia progettata per essere sufficientemente robusta per le variazioni attese. I modelli delle curve di fitting e così come altri passaggi nella ricostruzione dell'immagine possono influenzare la precisione. Le caratteristiche del tessuto come la pesatura T2 o più scompartimenti in scambio favoriscono gli effetti di trasferimento di magnetizzazione (MT) e possono influenzare fortemente la misura di T1 a seconda della tecnica di misurazione. I fattori correlati al paziente come la frequenza cardiaca e il movimento respiratorio possono influenzare anch'essi la misura.

Molti degli errori nello schema MOLLI, che utilizza Inversion Recovery con SSFP, sono il risultato dell'approssimazione della cosiddetta correzione Look-Locker che tenta di correggere il fatto che il tempo di recupero del T1* apparente è minore del tempo di recupero vero. L'apparente accorciamento T1* è dipendente dal T2, come conseguenza del processo SSFP. Questo errore porta ad una serie di dipendenze come la dipendenza dalla frequenza cardiaca e la sensibilità di off-resonance. L'interdipendenza dei parametri rende difficile descrivere ordinatamente le prestazioni. La sensibilità di alcuni di questi parametri è descritta nelle seguenti sottosezioni.

Sensibilità al T2

L'inversion recovery con lettura SSFP e pesatura T1* apparente è influenzata da T2 a causa della lettura SSFP che porta ad un errore T2 dipendente nella stima di T1. Quindi la risultante mappa T1 avrà una leggera ponderazione T2. Nel caso di tessuti edematosi con elevato T1 e T2, farà sì che il T1 apparente sia aumentato di una piccola quantità migliorando così la rilevabilità.

Influenza Off-resonance

L'effetto off-resonance è ben noto nelle sequenze SSFP poiché causa nella porzione periferica delle immagini artefatti a bande circolari (Moire Fringers). Variazioni regionali dovute alla incapacità di fare un perfetto shimming della variazione del campo B0 intorno al cuore possono apparire come variazioni regionali in T1 che determinano artefatto.

In MOLLI ridurre l'angolo di nutazione (FA) ridurrà l'errore relativo all'effetto off-resonance a spese di una riduzione di SNR, causando così una perdita di precisione e quindi mappe meno precise. Il metodo SASHA è meno sensibile agli artefatti off-resonance.

Influenza del battito cardiaco

L'influenza della frequenza cardiaca sulla precisione del T1 è stata riconosciuta come fattore determinante per una buona qualità di rilevazione. In particolare MOLLI ha dimostrato una grande sensibilità alla frequenza cardiaca per valori di T1 lunghi. Ci sono 2 principali fattori che influenzano la sensibilità della frequenza cardiaca MOLLI: a) il tempo tra le inversioni e b) l'influenza della lettura SSFP durante ogni IR. Il più grande fattore che contribuisce alla sensibilità della frequenza cardiaca nella tecnica MOLLI originale era il tempo tra le inversioni. Questo fattore può essere ridotto utilizzando una singola inversione o aumentando il tempo tra inversioni. Il tempo tra le inversioni può essere aumentato semplicemente cambiando l'ordine delle inversioni utilizzate nella strategia di campionamento. La strategia di campionamento originale 3 (3) 3 (3) 5 acquisiva 11 immagini in 17 battiti cardiaci con 3 inversioni. La spaziatura tra le inversioni era di 6 battiti cardiaci, ciò significava che a frequenze cardiache più elevate la magnetizzazione non è stata pienamente recuperata nel momento in cui iniziano le inversioni successive. La strategia 5 (3) 3 che acquisisce 8 immagini in 11 battiti cardiaci con 2 inversioni ha migliorato in modo significativo la sensibilità della frequenza cardiaca aumentando la spaziatura tra le inversioni 6-8 battiti. Questo protocollo si è evoluto ulteriormente per modificare il recupero che deve essere determinato in secondi, 5 (3s) 3, e successivamente sia l'acquisizione che il recupero sono stati in secondi, 5s (3s) 3s per garantire un recupero più completo a frequenze cardiache elevate (> 60 bpm). Una strategia alternativa per attenuare la sensibilità della frequenza cardiaca nota come ShMOLLI acquisisce utilizzando uno schema di campionamento 5 (1) 1 (1) 1 ed esegue l'elaborazione condizionale per annullare le ultime misurazioni per lungo T1 a frequenze cardiache elevate. 7 immagini vengono acquisite in 9 battiti cardiaci con 3 inversioni. Per i pixel con un T1 rilevato lungo in un intervallo RR breve, i dati sono re-fittati utilizzando solo le prime 5 misure della prima inversione. Questo attenua una grande fonte di sensibilità della frequenza cardiaca, anche se vi è una significativa perdita di precisione associato ai dati scartati. Il problema quindi deve essere eliminato utilizzando più inversioni nei casi in cui la frequenza cardiaca è alta. Rimane comunque ancora una piccola percentuale di sensibilità alla frequenza cardiaca a causa dell'influenza della lettura SSFP. Questo può essere ulteriormente ridotto diminuendo il flip angle di eccitazione della SSFP a scapito di SNR. Si noti che è possibile migliorare la precisione per i bassi range di associazione T1s con l'utilizzo di mezzi di contrasto Gd (200-600 ms) selezionando un protocollo con una migliore strategia di campionamento, come 4s (1s) 3s (1s) 2s. Questo migliorerà anche la precisione di misurazione per breve T1.

L'influenza del Flip Angle

Il Flip Angle (FA) influenzerà sia la precisione della misurazione T1 della tecnica MOLLI on-resonance così come il comportamento off-resonance e la sensibilità della frequenza cardiaca. Inoltre al variare del FA anche l'SNR ne risulterà influenzato. Vi infatti è una crescente sottostima del T1 nella stima del T1 miocardico per l'aumentare del FA utilizzando MOLLI per vari valori T1. Vari esempi in vivo di mappe T1, corrispondenti mappe di SNR e la precisione della misura T1 (deviazione standard) illustrano questo trade-off (Figura 5).

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Figura 5. La sensibilità della stima del T1 miocardico. In Molli 5s (3s) 3s a flip angle per diversi valori T1 il quale ha crescente sottostima del T1 per l'aumentare del flip angle.

Il FA varia a causa della precisione della calibrazione del trasmettitore e varierà spazialmente a causa della disomogeneità del campo B1+. La variazione del FA colpisce sia la lettura SSFP che la preparazione IR / SR. L'SNR è legato allo Steady State della magnetizzazione, il quale varia con FA. La magnetizzazione trasversale nel miocardio nativo per l'immagine completamente recuperata è quasi il doppio per SASHA con un FA 70 ° SSFP rispetto a MOLLI a FA 35 ° SSFP che aiuta a compensare in parte la perdita della SR comparata con la IR. Le prestazioni degli impulsi IR e della preparazione SR devono essere resistenti alla variazione attesa del campo B1+ o altrimenti l'errore potrà essere potenzialmente molto grande. L'inversione adiabatica e la gli impulsi di saturazione possono essere progettati per questo scopo al fine di garantire che la sensibilità di variazione del FA sia minimizzata.

L'influenza della non-ideale efficienza di inversione/saturazione

L'inversione con impulsi adiabatici utilizzati per ridurre la disomogeneità di trasmissione di campo B1 non realizzano una perfetta inversione come risultato di rilassamento trasversale (T2) durante l'impulso. L'imperfetta inversione adiabatica porta ad un errore nella stima T1 in quanto la correzione Look-Locker (B/A-1) del T1* apparente considera l'inversione ideale. Inoltre, l'efficienza di inversione può comportare un errore T2-dipendente nella stima T1. Un disegno di impulso ottimizzato con efficienza migliorata di inversione può ridurre questo errore così come realizzare una ridotta T2-dipendenza. Una correzione empirica (T1 ≈ T1* (B/A-1) / α) per l'imperfetta inversione adiabatica (α) può essere utilizzata per migliorare ulteriormente l'accuratezza della misura T1.

I metodi di recupero della saturazione si basano su un elevato grado di saturazione per ottenere stime accurate di T1.

Il Modello di fitting e il numero di parametri

Il modello di segnale per Inversion Recovery basato MOLLI con lettura SSFP è un modello a 3 parametri. Quando viene utilizzata la ricostruzione magnitudo nella ricostruzione dell'immagine, il modello del segnale diventa SMAG ( t ) = abs ( A - B exp ( -t/T1 * ) ), mentre quando viene utilizzata la ricostruzione secondo l'angolo di fase (PSIR) diventa SPSIR ( t ) = A - B exp ( -t/T1 * ) . Nello schema originale MOLLI è stato utilizzato un approccio multi-fit magnitudo in cui lo zero-crossing è stato determinato da una procedura che utilizza un fit della PSIR con i dati misurati con il presunto tempo zero-crossing, per poi trovare il valore per lo zero-crossing che minimizzata la potenza negli errori di fit residui. Questo approccio è meno sensibile alle condizioni iniziali rispetto a una misura diretta magnitudo. Tuttavia, la stima a 3 parametri usata con lo zero-crossing diventa un fit a 4 parametri ed è quindi più soggetta a errori rispetto al fitting PSIR.

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Figura 6. PSIR utilizza un modello a 3-parametri, mentre Magnitudo-IR utilizza un approccio multi-fitting (3 parametri + zero-crossing). L'approccio multi-fitting Magnitudo-IR è soggetto a errori nella stima dello zero-crossing in situazioni in cui la zero-crossing è vicino ai tempi di inversione misurati.

Il flusso sanguigno

Ci sono un certo numero di differenze tra il sangue e miocardio. Il T2 del sangue è di 250 ms, mentre il T2 miocardico è di circa 45 ms. Il T2 più lungo risulta avere una ideale efficienza di inversione, così come la ridotta influenza dovuta alla lettura SSFP. L'effetto MT nel sangue è notevolmente inferiore che nel miocardio. Infine, il sangue scorre e di conseguenza è notevolmente minore la precisione della misurazione T1 del sangue in presenza di flusso. Il flusso del sangue ha 2 effetti: in primo luogo, da battito a battito il sangue si muove in modo più o meno vorticoso, tale che la fetta selettiva della SSFP da un determinato battito all'altro non influenza la successiva. Come risultato l'IR apparente nel sangue è semplicemente T1 piuttosto che T1* e non necessita di correzione Look-Locker; in secondo luogo , il flusso di sangue non invertito dalla testa e gambe fuori del magnete si mescolerà con il flusso invertito e causerà un T1 apparente inferiore. Il metodo MOLLI è più sensibile ai sangue inflowing poiché campiona la curva di recupero per diversi battiti dopo l'inversione , mentre il metodo SASHA campiona il recupero nel primo intervallo RR successivo alla saturazione prima che il sangue non saturato sia defluito all'interno. Il campionamento iniziale, successivo all'inversione non selettiva, non è influenzato dall'effetto in-flow del sangue al di fuori del volume di inversione, dal momento che viene campionato a lunghi tempi di inversione i quali hanno raggiunto una costante.

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Figura 7: L'amalgamarsi di sangue non invertito con il sangue invertito può alterare l'inversione apparente o il recupero della saturazione.

Il valore di T1 del sangue è utilizzato principalmente per calibrare il volume di frazione extracellulare (ECV). Fortunatamente, l'effetto in-flow colpisce principalmente la T1 nativa ed è molto meno importante per la misurazione di T1 con contrasto. L'acquisizione di immagini MOLLI per un intervallo di tempo fisso specificato in secondi piuttosto che un numero fisso di battute assicura che la curva di IR venga campionata adeguatamente (cioè, si abbia un recupero completo) anche ad alte frequenze cardiache.

La risoluzione spaziale e il volume parziale

La risoluzione spaziale è particolarmente importante nel T1 -mapping. I metodi T1-mapping presuppongono che il voxel sia composto da una singola tipologia di tessuto, nel nostro caso miocardio o sangue, e non da entrambi. In generale non è fatto per adattarsi a molteplici strutture. Pertanto, è indispensabile avere una risoluzione adeguata per evitare effetti da volume parziale. Il confine tra miocardio e la cavità del sangue può essere significativamente sfuocata in seguito agli effetti through-plane a causa di una fetta relativamente spessa ( ≈ 8 mm) , e sarà tuttavia comunque sfuocata all'interno del piano a causa della distorsione dovuta alla Point Spread Function (PSF) dell'immagine. Una ulteriore perdita di risoluzione può verificarsi a causa del movimento cardiaco durante il periodo di imaging, in particolare a frequenze cardiache elevate, per i soggetti con variabilità RR oppure a causa di residui movimenti respiratori non corretti. Particolare attenzione quindi va posta per evitare problemi di volume parziale ed individuare preventivamente i soggetti con pareti sottili o frequenze cardiache elevate. Una soluzione potrebbe essere quella di misurare i valori T1 nella regione media della parete o definire il bordo miocardico dopo aver eliminato il contorno tra sangue e miocardio.

Trasferimento di Magnetizzazione

Il trasferimento di magnetizzazione (MT) ha un effetto significativo sul recupero dell'inversione che porta a stime apparenti di T1, che sono circa il 15% in meno rispetto alle stime di recupero di saturazione in miocardio nativo. L'effetto di MT fornire la comprensione del meccanismo che altera l'inversione apparente o recupero della saturazione. Il motivo principale dell'apparente recupero più breve dell'Inversion Recovery sembra essere che il cosiddetto “pool bound" (legato), che è in rapido scambio con il “pool free" (libero), non viene invertito dal impulso di inversione RF. Questo provoca un rapido recupero iniziale che altera la forma della curva Inversion Recovery (Figura 8). La correzione Look-Locker non elimina questo effetto. La lettura SSFP (con FA = 35 °) usando MOLLI riduce inoltre il valore di Steady State dell'immagine pienamente recuperata, che contribuisce ulteriormente all'errore. I metodi di recupero di saturazione come SASHA sono influenzati in modo diverso e in misura minore. È possibile saturare il sangue legato (pool bound) in modo che il recupero della saturazione sia meno influenzata dalla MT. Tuttavia, l'influenza della MT dovuta alla lettura SSFP utilizzando un FA = 70 ° sembra essere significativa. Il trasferimento di magnetizzazione (MT) incide in misura significativa sul recupero dell'inversione che porta a una sottostima del T1 miocardico nativo utilizzando il metodo MOLLI.

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Figura 8. Effetto di trasferimento di magnetizzazione (MT) sull'inversion recovery per tessuto miocardico nativo utilizzando MOLLI (in alto) e sul recupero della saturazione utilizzando SASHA (in basso). La MT cambia la forma dell'inversion recovery causando un corto T1* apparente. La MT ha un effetto significativo sul recupero di saturazione usando SASHA con una misura a 3 parametri.

Poiché l'effetto MT nell'inversion recovery è dominato dai parametri della MT del tessuto più che dal protocollo e dalle regolazioni scanner, in generale, può non portare a problemi di riproducibilità.

Precisione

L'influenza del rumore casuale sulla precisione di vari metodi può essere confrontata con metodi Montecarlo. Ad esempio la frequenza centrale, che può infatti variare da studio a studio, influenzerà la riproducibilità, ma non sono considerati nell'analisi di precisione a causa del rumore casuale. La precisione dipende dalla SNR delle immagini di base, dal numero e dalla posizione dei campioni lungo la curva di recupero. Sebbene possano essere state fornite equazioni che riguardano gli errori dei parametri e si possa comprendere come i singoli parametri influenzano la precisione, le simulazioni Monte-Carlo forniscono un mezzo più semplice di confronto tra strategie di campionamento e protocolli. La deviazione standard (SD) della stima T1 aumenta con il T1 per un determinato schema di campionamento. La SD in mappe T1 native varia attraverso il cuore a causa della variazione di SNR risultante dalla sensibilità della bobina di superficie. I valori di precisione sono presentati come SD per pixel, che è un importante parametro per definire le prestazioni della mappatura in pixel. Tuttavia la precisione del T1 migliora quando si misura il T1 in una ROI. La SD migliorerà in base alla radice quadrata di (Nindep) dove Nindep è il numero di pixel indipendenti nella ROI; tipicamente soltanto il 50% dei pixel nella ROI sono in realtà statisticamente indipendenti a causa di fattori quali l'interpolazione, filtraggio a crudo, o acquisizione Fourier parziale.

L'eterogeneità del tessuto varia da regione focale alla malattia globalmente diffusa e associata a T1 anormale. Data l'adeguata precisione, la forza della mappatura in pixel del T1 è la capacità di rilevare piccole anomalie e discriminare strutture spaziali.

Artefatti

Diverse specie di tessuto con valori diversi di T1 come sangue, grasso, miocardio normale, miocardio edematoso e miocardio infartuato sperimenteranno l'annullamento del segnale a diversi tempi di inversione. La cancellazione del volume parziale ai confini tra i pixel di diversa pesatura T1 si verifica quando le due specie sono fuori fase e ciò confonderà ulteriormente il problema di registrazione dell'immagine. La differenza di contrasto e l'aspetto tra le immagini è così grande che la semplice registrazione di immagini a due a due basata sull'intensità o sull'informazione metrica è inadeguata.

Intensità di campo

Il rilassamento T1 dipende dalla intensità del campo con un aumento significativo del T1 da 1,5 T a 3 forza T campo. Nella media i valori T1 nativi per il miocardio normale misurato con IR sono segnalati per essere 962 ± 25 ms a 1,5 T e il 1315 ± 39 ms a 3 T. Intensità di campo superiore (3 T vs 1.5 T) ha alcuni vantaggi e svantaggi per la quantificazione T1 miocardico. Uno svantaggio della superiore intensità di campo è la maggiore disomogeneità di campi sia B0 che B1, poichè introduce variazioni del T1 apparente. Tuttavia, l'intensità di campo più elevata fornisce una maggiore SNR, che però può essere scambiato per minor errori associati alla variazione B0 e B1 diminuendo l'angolo di eccitazione SSFP. Per protocolli MOLLI su 3 T è consigliato FA di 20 °, mentre mentre a 1.5 T è comunemente FA T 35 °. Il metodo SASHA tipicamente utilizza un FA = 70 ° a 1,5 T, ma viene limitato a 40-45 ° su 3 T a causa di vincoli di SAR e diminuendo significativamente il SNR . Impulsi della durata RF più lunghi sono generalmente utilizzati a 3 T per ridurre SAR aumentando la spaziatura dell'eco, che ha implicazioni negative per la risoluzione temporale di imaging di Single-Shot soprattutto per i soggetti con frequenze cardiache elevate.

Meccanismi di scambio di contrasto

E 'importante sviluppare una comprensione più profonda dello scambio multi-compartimentale tra contrasto Gd e vari compartimenti intracellulare, interstizio, e vascolari, ed i parametri di trasferimento di magnetizzazione per lo scambio tra le “pool bound” e “pool free” nel tessuto miocardico e nel sangue. Questi meccanismi di scambio influenzano la precisione delle misure T1 ed il calcolo del volume di frazione extracellulare (ECV) utilizzando la misura combinata di T1 nativa e T1 con contrasto esogeno.

Conclusioni

Metodi IR come MOLLI hanno un'eccellente precisione e sono altamente riproducibili nell'uso nonostante le tecniche che si avvalgono dell'IR siano significativamente influenzate dalla MT. Tuttavia, la stima del tempo di recupero inversione apparente è una misura sensibile ed ha dimostrato di essere un utile strumento per la caratterizzazione tissutale e per discriminare la malattia. I metodi SR hanno il potenziale per fornire una misurazione più accurata della T1 che è meno sensibile alle MT nonché altri fattori ma risultano essere rumorosi, più inclini ad artefatti e non hanno dimostrato lo stesso livello di riproducibilità. Una limitazione chiave del T1-mapping per l'applicazione clinica è l'errore dovuto alla contaminazione parziale del volume dal sangue, che dimostra essere significativa per strutture con parete sottile. Deve essere esercitata cautela per garantire un'adeguata risoluzione spaziale, al fine di riconoscere gli artefatti che sono meno familiari nelle mappe parametriche.

Ringraziamenti

Ringrazio tutti i colleghi partecipanti al master per il supporto tecnico e umano.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Imaging pesato in suscettività magnetica

Il ruolo della sequenza SWIp

Filippo Turci

UO Neuroradiologia, ospedale Bufalini, Cesena

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

L’imaging SWI (Susceptibility Weighted Imaging) esalta i contrasti tra i tessuti con diversa suscettibilità magnetica, come lo sono il sangue deossigenato o depositi di calcio e il tessuto circostante.

Questo è indispensabile in ambito neuroradiologico per la ricerca di microsanguinamenti o malformazioni vascolari.

Le sequenze SWI convenzionali sono di norma molto lunghe, ed un eventuale abbattimento del tempo va a scapito della risoluzione spaziale e del rapporto segnale-rumore (SNR).

Le sequenze SWIp, basate su una sequenza 3D whole brain, coniugano un alto rapporto segnale rumore ad un contenuto tempo di scansione.

La sequenza Swip è basata su un’acquisizione 3D FFE, multi echo, che genera immagini ad alta risoluzione ricostruite in magnitudo e in fase.

La differenza rispetto alle tradizionali SWI consiste nello sfruttare le informazioni contenute nelle immagini di fase; infatti le immagini di fase (SW-P) sono sensibili ai cambiamenti di suscettibilità locale, e combinando queste informazioni con le immagini magnitudo si generano le immagini Susceptibility Weighted Magnitude (SW-M), immagini che esaltano il contrasto di suscettibilità magnetica. L’utilizzo della combinazione di 4 echi, aumenta il rapporto segnale rumore.

La possibilità dell’utilizzo dell’imaging parallelo permette una riduzione notevole dei tempi di acquisizione.

Sarà affrontata un’analisi delle sequenze pesate in suscettibilità magnetica tradizionali, per poi entrare nello specifico di quelle che sfruttano le informazioni date dalla fase e l’acquisizione di più echi, come sono appunto le SWIp.

Parole Chiave

Suscettibilità magnetica, fase, filtraggio, multi-echo

Introduzione

La suscettibilità magnetica è definita come la risposta magnetica di una sostanza quando è posta in un campo magnetico esterno la cui magnetizzazione indotta è direttamente proporzionale al campo principale e la suscettibilità magnetica. Ogni tessuto o sostanza si comporta in modo differente in un campo magnetico quindi le sostanze diamagnetiche e quelle paramagnetiche si comporteranno in modo diverso. La magnetizzazione indotta in un oggetto all'interno di un campo magnetico distorce il campo al di fuori dell'oggetto stesso ma non è semplice determinarne il modo perchè è fortemente dipendente dalla forma dell'oggetto stesso e dagli oggetti vicini.

Le sequenze pesate in Suscettibilità Magnetica, Susceptibility-weighted imaging (SWI) utilizzano la differenza di suscettività magnetica nei tessuti per generare un unico contrasto, differente da quello tradizionale T1, T2 e Densità Protonica.

La maggior parte delle immagini RM diagnostiche dipendono soltanto dalla lettura delle informazioni relative al modulo e le informazioni di fase sono ignorate e spesso scartate; tuttavia le immagini di fase contengono ricche informazioni riguardanti i cambiamenti locali di suscettività tra i tessuti, che possono essere molto utili per la misura e la valutazione di depositi di emosiderina, ferritina, calcio e di altre sostanze che influiscono il campo locale.

Con questo tipo di sequenze si evince che le immagini di fase trasmettono importanti informazioni, infatti mostrano un elevato contrasto tra la sostanza bianca e grigia nell’encefalo e i vasi venosi, depositi emosiderinici e altri tessuti con suscettibilità differente dal tessuto di fondo.

L’articolo “Susceptibility Weighted Imaging (SWI)” (MRM 52:612-618 (2004)) di Haacke E. et al., evidenzia come le immagini di fase, opportunatamente filtrate, sono combinate con le immagini di modulo, ottenendo le susceptibility-weighted magnitude image (SW-M) caratterizzate da un elevato contrast enhancement tra i tessuti con differente suscettibilità magnetica.

Nel 2010 Denk C. et al. nell’articolo “Susceptibility Weighted Imaging with multiple echoes” (JMRI 31:185-191) dimostrarono che le immagini SWI ottenute da sequenze Gradient Echo multi Echo aumentano il rapporto Segnale/Rumore del 46% e il rapporto Contrasto/Rumore dal 34 all’80%, aumentando la visibilità dei piccoli vasi venosi riducendo l’effetto blurring lungo la codifica di frequenza.

Le sequenze SWIp coniugano queste due caratteristiche, cioè la possibilità di ottenere immagini SW-M con sequenze Gradient Echo con la combinazione di 4 echi.

L’utilizzo dell’imaging parallelo, (SENSE), è indispensabile per abbattere i tempi di acquisizione.

Tecnica e metodologia

Le scansioni pesate in Suscettibilità Magnetica convenzionali sono ottenute mediante l’utilizzo di una sequenza gradient-echo 3D con la flow compensation, in cui le immagini ricostruite in magnitudo sono moltiplicate più volte con una maschera (Phase Mask Image) ottenuta filtrando le immagini ricostruite in fase.

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Figura 1: Step ricostruzioni immagini in SWI

Inizialmente viene applicato un filtro per rimuovere le basse frequenze componenti del campo di fondo.

Questo usualmente viene fatto utilizzando un filtro passa-basso 64x64 diviso per l'immagine di fase originale (una immagine con matrice di grandezza 512x512) per creare l'effetto di filtro H-P. Specificamente, l'immagine HP filtrata è ottenuta prendendo l'immagine originale ρ®, troncandola nell'immagine complessa n × nρn®, creando una immagine con intensità nulla negli elementi al di fuori della zona centrale di n×n elementi, la divisione complessa ρ® su ρn® per ottenere una nuova immagine, ρ′® = ρ®/ρn®, in cui son state rimosse la maggior parte delle componenti fastidiose.

Le immagini filtrate illustrano già discretamente il contrasto di suscettività, ma sono influenzate sia dalla fase intratissutale e sia dalla fase extratissutale, che possono danneggiare il contrasto di tessuti adiacenti.

La maschera di fase viene perciò progettata per migliorare il contrasto nelle immagini, sopprimendo opportunamente i pixel che hanno un certo valore di fase.

La maschera di fase è modellata per contenere numeri tra zero e uno; dove non ci sono caratteristiche di fase che devono essere intensificate la maschera di fase è impostata su 1, mentre in altre circostanze la maschera di fase è modellata per sopprimere l’intensità di segnale nelle aree dove la fase assume certi valori.

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Figura 2: Esempio di modello di funzione (B) applicata all’immagine di fase (A) per ottenere la maschera di fase da moltiplicare all’immagine ricostruita in magnitudo

I dati relativi al modulo e alla fase sono considerati assieme per produrre i dati finali delle susceptibility-weighted magnitude image (SW-M) moltiplicando più volte la maschera di fase con l’immagine ricostruita in magnitudo.

Il numero delle moltiplicazioni è scelto per ottimizzare il rapporto Contrasto-Rumore dell’immagine SWI.

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m=1 m= 4 m=8 m=16

Figura 3: Confronto CNR fra diverse moltiplicazioni

Studi effettuati, hanno dimostrato che il miglior risultato del CNR si ha con 4 moltiplicazioni.

Sarà poi importante valutare le immagini finali non solo nei singoli strati ma anche con immagini MinIP a spessore elevato, perché nelle immagini native potrebbe risultare molto difficoltoso fare la differenza tra un microsanguinamento e un piccolo vaso venoso che attraversa uno strato. Queste ricostruzioni MinIP daranno un effetto molto simile ad una angio-RM, ovviamente con i vasi venosi neri.

L’imaging ottenuto da sequenze gradient-echo pesato in T2* è veloce ed è caratterizzato da un basso assorbimento di energia dovuto all’utilizzo di piccoli flip-angle e dall’assenza di impulsi di rifocalizzazione; inoltre, come già detto, il tempo di rilassamento T2* molto è sensibile ai cambiamenti di suscettibilità magnetica.

Il decadimento T2* è sensibile non solo alle caratteristiche del tessuto, ma anche alle disomogeneità di campo generate, ad esempio, dall’interfaccia osso-tessuti molli o dall’imperfezione dello shimming.

Inoltre queste disomogeneità comportano notevoli artefatti da phase-wraps.

Questo tipo di disomogeneità sono nocive per la valutazione delle immagini finali, è quindi indispensabile eliminarle applicando un ulteriore filtraggio a livello del k-spazio (homodyne-filtering) che elimina, nel contempo, sia le disomogeneità di campo sia gli artefatti da phase-wraps.

L’applicazione di questo ulteriore filtro comporta però la riduzione del rapporto contrasto-rumore nelle immagini finali.

L’utilizzo di sequenze gradient-echo multi-echo è stato implementato per aumentare i rapporti Segnale-Rumore (SNR) e Contrasto-Rumore (CNR).

Le immagini di fase di ciascun echo, filtrate secondo il procedimento illustrato in precedenza, sono convertite in una maschera di fase e combinate con l’immagine di magnitudo corrispondente per ottenere le immagini pesate in suscettibilità magnetica.

Il filtro homodyne utilizzato è caratteristico per ciascun echo, per ottimizzare ancora maggiormente il SNR e CNR, come è bene evidenziato dalla immagine seguente in cui è effettuato un confronto tra le immagini filtrate da uno stesso filtro homodyne (fila sopra) e da un filtro homodyne ottimizzato per ciascun echo (fila sotto).

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Figura 4: Confronto applicazione filtro homodyne

Le corrispondenti immagini SWI ottenute da ogni echo sono poi mediate per ottenere le immagini finali.

Le sequenze SWIp implementate dalla Philips sono ottenute mediane una sequenza 3D FFE (Fast Field Echo) con 4 echi, in cui le immagini di magnitudo sono combinate con le immagini di fase per ottenere la pesatura in SWI.

Inoltre per ridurre il tempo di acquisizione è utilizzato l’imaging parallelo SENSE.

Gli esempi di applicazione di questa sequenza sono stati effettuati per lo studio dell’encefalo.

Discussione

La tecnica 3D T2* FFE con TE lunghi permette già di mostrare contrasto nelle vene. Le SWI convenzionali (Ven-Bold) utilizzano le informazioni date dalla fase per esaltare il contrasto nelle vene, ma comportano lunghi tempi di acquisizione (Figura 5)

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Figura 5: Confronto 3D T2* FFE e SWI

La particolarità della sequenza SWIp, rispetto alle sequenze convenzionali pesate in suscettibilità magnetica (es. Ven-Bold) è l’utilizzo di sequenze gradient-echo multi-echo. Le SWI convenzionali utilizzano una minor bandwidth per aumentare il SNR. Questo è necessario per poter utilizzare voxel con piccole dimensioni e permesso dall’utilizzo di tempi di echo relativamente lunghi.

L’aumento della BW nelle sequenze multi echo permette una riduzione delle distorsioni geometriche, minor chemical-shifts e minor blurring lungo la codifica di frequenza.

La riduzione del SNR per singolo echo è compensata dall’acquisizione di più echi e dalla combinazione dalla media delle immagini finali.

Nella tabella 1 si evidenzia l’aumento del CNR e del SNR in varie parti dell’encefalo grazie all’utilizzo di sequenze multi-echo facendo riferimento ad uno studio riportato in letteratura da Denk et al. (JMRI 31:185-191 2010)

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Tabella 1: Aumento del CNR e del SNR

L’utilizzo dell’acquisizione multi-echo comporta un aumento del SNR di circa il 46% e del CNR dal 34 all’80%, che si traduce nella pratica quotidiana in una maggior visualizzazione delle piccole strutture venose, ed un minor blurring (Figura 6).

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Figura 6: Confronto SWI Convenzionale e SWIp

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Figura 7: Confronto tra VenBOLD e SWIp e SWIp con e senza utilizzo del SENSE

L’utilizzo delle bobine multicanali associate all’imaging parallelo (SENSE) con un fattore di accelerazione sia lungo la codifica di fase sia lungo la codifica dello strato, che può arrivare fino a 4.5, ha permesso una notevole riduzione dei tempi di acquisizione rendendo questa sequenza utilizzabile in più contesti.

Nella tabella 2 è riportato un confronto tra i parametri della SWI convenzionale (Ven-Bold) e quelli della sequenza SWIp

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Tabella 2: Parametri principali acquisizione sequenza SWIp e VenBOLD

Dall’analisi del confronto tra i parametri delle 2 sequenze, spicca l’aumento della bandwidth nella SWIp, l’utilizzo di 4 tempi di echo, tutto ciò associato ad un minor tempo di acquisizione dovuto all’utilizzo anche di un maggior fattore di accelerazione nell’imaging parallelo ma con la possibilità di acquisire immagini ad una maggior risoluzione spaziale, infatti i voxel hanno della sequenza SWIp sono circa la metà di quelli della tradizionale.

Una particolarità delle sequenze SWIp è quella di fornire direttamente dopo l’acquisizione, immagini SW-M (immagini in magnitudo) e SW-P (immagini in fase), utili ad esempio per evidenziare depositi di calcio.

Nnelle immagini in magnitudo vene e calcificazioni sono ipointense, mentre nelle immagini in fase le calcificazioni sono iperintense e le vene ipointense (Figura 8).

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Figura 8: SW-M e SW-P

Conclusioni

La sequenza SWIp permette sicuramente di sostituire a pieno l’imaging SWI convenzionale, (VenBOLD), rendendolo obsoleto, in quanto unisce i vantaggi dell’utilizzo delle sequenze pesate in SWI, cioè la possibilità di esaltare piccole differenze di suscettibilità magnetica con un maggior CNR e SNR, e tempi di acquisizione ridotti.

Inoltre questo tipo di sequenze non richiede un hardware particolare ed il ricostruttore delle immagini presente negli attuali scanner che hanno implementato la sequenza VenBOLD è in grado di gestire il nuovo algoritmo di ricostruzione delle sequenze SWIp.

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[17] Luo j. et al., Gradient Echo Plural Contrast Imaging – signal model and derived contrasts: T2*, T1, Phase, SWI, T1f, FST2*and T2*-SWI”, Neuoimage 60:1073-1082 (2012)

[18] Liu C. et al., “Susceptibility tensor imaging”, MRM 63:471–1477 (2010)

[19] Matsushita T. et al., “Basic Study of Susceptibility-Weighted Imagin at 1,5T”, Acta Medica Okayama 62:159-168 (2008)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Analisi delle tecniche CEST

Aspetti pratici, sviluppi e innovazioni

Elisa Lucchesi

Riassunto

Il principio alla base del CEST (Chemical Exchange Saturation Tranfer) è quello di impiegare dei protoni scambiabili, che risuonano ad una frequenza diversa da quella della massa d'acqua, i quali vengono saturati selettivamente adoperando degli impulsi a radiofrequenza. La saturazione passa dai protoni alla massa d'acqua, ed il segnale di quest'ultima si riduce. Malgrado questa tecnica sia molto promettente, esistono delle limitazioni cliniche che riguardano gli artefatti dovuti alle inomogeneità del campo magnetico statico (B0), dei gradienti applicati (B1) e alla difficoltà di separare il contrasto CEST dal MT (Magnetization Transfer).

Parole chiave

CEST; Rateo di Scambio; Tempo di saturazione; artefatti da B0/B1; MT

Introduzione

Da quando la metodica CEST fu scoperta per la prima volta nel 2000[1], sono stati molti gli studi che hanno cercano di migliorarne il suo impiego[2-4]. Questo contrasto, basandosi sullo scambio chimico, si traduce in una visualizzazione indiretta a bassa concentrazione, dei protoni utilizzati. Ciò è possibile tenendo in considerazione che: il tempo di scambio deve essere sufficientemente veloce (nel range dei msec) tra il compartimento del protone saturato e dell'acqua; mentre il tempo di saturazione deve essere sufficientemente lungo (range dei secondi), perché vi sia una differenza di chemical shift tra il protone interscambiabile ed il pool dell'acqua[2-6]. L'entità dell'effetto CEST dipende quindi sia dal tasso di scambio che dal numero di protoni scambiabili (concentrazione) [3;6]. Conoscere gli altri fattori che lo influenzano [8;9], come ad esempio la relazione in base al T1 dei protoni dell'acqua o all'intensità del B0, serve per sfruttare correttamente questa dipendenza[11;12]. Tuttavia si richiedono dei compromessi in termini di tempi di acquisizione (con allungamento del tempo dell'esame), che ne precludono la diffusione anche per l'elevata sensibilità alle disomogeneità del campo magnetico statico (B0), dei gradienti applicati (B1) e alla difficoltà di separare il CEST dal MT[10;12]. Si è quindi cercato di sviluppare nuove sequenze[6;7;10] in grado di adoperare gradienti, anche se non performanti, in grado di correggere gli eventuali errori nell'immagine attraverso l'acquisizione di mappe di correzione, impulsi di saturazione selettivi[11;12] e algoritmi che aiutino nell'analisi degli spettri per ricavarne dei valori quantitativi[2;4;11;19]. In questo enorme scenario, si è cercato un'organizzazione partendo da quelli che si ritengono alcuni aspetti fondamentali e che si è voluto approfondire per mostrare: quali recenti mezzi di contrasto[13-16] siano stati introdotti e cosa possano visualizzare, quali sequenze potrebbero essere impiegate, quali correzioni apportare per gli artefatti tipici[ 5;7;20], cosa considerare nel caso di analisi quantitativa[13;18].

Tecnica e Metodologia

Agenti di contrasto CEST

I contrasti CEST utilizzabili possono essere di tipo esogeno o endogeno e dipendono dal tipo di scambio, ovvero se avviene tra protoni singoli, tra protoni e molecole, a livello compartimentale o l'insieme dei due. Possiamo avere agenti suddivisi in: diamagnetici (DIACEST), paramagnetici (PARACEST) ed iperpolarizzati (HYPERCEST).

Questi ultimi sono un caso particolare, poiché adottano come solvente al posto dell'acqua lo xeno, che può essere iperpolarizzato per consentire adeguata sensibilità di rilevamento. Ognuno di questi contrasti, a sua volta, ha proprietà basate sul chemical shift e sul marker impiegato.

DIACEST

Sono di tipo endogeno: sfruttano marker naturali non metallici. Il range di queste particelle è molto basso: circa 0–7 ppm. Gli studi in vivo sono relativamente semplici e vengono adoperati pepitidi, zuccheri e liposomi. Recentemente, l'impiego di nanovettori sta cercando non solo di calcolare la concentrazione di metaboliti ed enzimi, ma anche di monitorare il livello di pH.

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Tabella 1: Esempi di agenti di contrasto DIACEST

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Fig 1a-c: applicazione gagCEST [14]

Studio condotto su un ginocchio: le immagini T1 illustrano la progressione di malattia (associata a perdita GAG), prima (a) e dopo contrasto (b); mappa colorimetrica MTRasym ©.

PARACEST

Estremamente sensibili, questi agenti di contrasto sono esogeni e sfruttano il legame con metalli paramagnetici (ad es. Europio o Gadolinio). Hanno uno scambio più veloce dei DIACEST e si visualizzano anche a basse concentrazioni. Necessitano di elevata stabilità della molecola che deve essere opportunamente chelata per evitare tossicità.

Richiedono un elevata energia di deposito e hanno molta MTC intrinseca.

Un aspetto interessante è che si possono somministrare più mezzi di contrasto e attivarli individualmente e selettivamente.

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Figura 2: Mappa pH e Temperatura [20]

Mappe in vivo post somministrazione di PARACEST (in cui pixel evidenziati mostrano una probabilità del 95%) sovrapposte a immagini pre-iniezione: a sinistra si mette in evidenza il pH; a destra la temperature (°C).

HYPERCEST

Sfrutta il gas Xeno che è innoquo e può essere inalato. Esso viene iperpolarizzato con una luce laser, che migliora il segnale ed è incorporato ad un biosensore si lega a specifiche proteine bersaglio o ligandi. Poiché il sensore, risulta estremamente sensibile, si riesce a discriminare bene tra quello libero e quello legato al tessuto target, dal momento che il contrasto è maggiore nei siti in cui si trova vincolato.

Si stanno conducendo studi relativi all'imaging del polmone.

Tipologie di Sequenze

In ambito clinico e di ricerca impostare correttamente una sequenza svolge un ruolo fondamentale, affinchè si possa ottenere un' immagine che evidenzi il target, rispettando il rateo di scambio e dando il tempo di saturazione corretto. Questo, per il TSRM, significa andare ad ottimizzare i parametri che consentano di risparmiare il tempo senza intaccare la qualità dell'immagine (e di conseguenza falsare l'analisi quantitativa). A tal scopo, conoscendo le caratteristiche del contrasto che si sta usando, dovrò tenere conto:

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Tabella 2: Parametri di ottimizzazione

Gli agenti CEST sono adatti ad elevati campi magnetici: la separazione dei protoni scambiati con l'acqua è proporzionale a B
0,
più la variazione è ampia, più i mdc CEST con rateo di scambio veloce saranno avvantaggiati, i tempi di rilassamento T1 rallenteranno il recupero della magnetizzazione aumentando il contrasto CEST.

Si possono impiegare impulsi di saturazione rettangolari CW (Continuous Wave) o Pulsed [Fig 3]: a differenza di questi ultimi i primi sono più efficienti, perchè consentono la completa e veloce saturazione dei protoni del soluto.

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Figura 3: Schemi di confronto tra impulsi continui e pulsati [10]

Si osserva come nello schema CW (a) si abbiano solo due parametri, mentre le Pulsed (b) devono tener conto: del FA (Flip Angle), del numero di impulsi, dell'intervallo tra essi etc.

La scelta del tipo di sequenza - SE (Spin Echo), GRE (Gradient Recolled Echo), Hybrid GRE-SE (Spin Echo-Gradient Echo ibrida) - va attentamente valutate, in particolare perchè si richiede un breve tempo di scansione, e in alcuni tipi di esami è necessario mantenere una elevata risoluzione temporale. Esistono due possibili strategie per aumentare quest'ultima: usare sequenze di impulsi veloci basate sullo Steady State GRE ad es. EPI (Echo Planar Imaging), oppure sequenze non basate sullo Steady State come le FLASH (Fast Low-Angle Shot).

Conoscere il tipo di riempimento del K-Spazio e sapere il tempo necessario per raggiungerne il centro massimizzerà il contrasto (poichè come sappiamo è la parte centrale che detiene tale informazione per l'intera immagine), in accordo con l'effetto CEST. Per un risparmio di tempo si preferisce acquisire con sequenze 3D, ma si deve effettuare una correzione post processing conoscendo il T1 di rilassamento e la traiettoria di acquisizione nel K-Spazio.

Correzione degli artefatti

L'estrema sensibilità del CEST comporta irrimediabilmente una serie di artefatti di cui principali sono: le disonomogeneità dovute al B
0
, al B
1
e quelle legate alla presenza del grasso. Nella [Fig 4] si illustrano i vari passaggi relativi all'acquisizione e al post-processing.

Fare lo shimming nell'area anatomica di interesse riduce le disomogeneità come ad es. eddy current, per la presenza del paziente (che perturba il campo magnetico statico).

Lo shimming può essere utile nell'acquisizione dei valori che serviranno a generare la mappa di B
0
. Misurando B
0
per ogni voxel, si potranno correggere le disomogeneità del campo magnetico statico in fase di post-processing. In alternativa, si possono sfruttare delle mappe di fase per correggere quella di B
0
, però ci sono problemi di co-registrazione con lo spettro CEST e bisogna tener conto della sottostima che porta all'aliasing.

Un metodo di recente sviluppo è il WASSR (Water Saturation Shift Referencing). Esso raccoglie una seconda serie di immagini, utilizzando deboli impulsi di saturazione, affinché la perdita di segnale sia causata dalla saturazione diretta dell'acqua. Anche le disomogeneità dei gradienti, richiedono delle mappe di correzione: vengono misurate con un metodo a doppio angolo a 30° e a 60°, correggendo le mappe MTRasym (MTR asimmetriche) alla frequenza del glutammato.

Se una quantità non trascurabile di grasso è presente, questo porta all'artefatto da chemical shift, che va a complicare l'analisi delle immagini a causa della mancanza di scambio di contrasto nei protoni del grasso in un voxel.

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Figura 4: Schema di acquisizione ed operazioni di post- processing [2]

Calcolo quantitativo del CEST

E' possibile fare non solo una stima della concentrazione del metabolita che vogliamo studiare, ma possiamo anche calcolare il pH intracellulare.

Questi effetti di saturazione, dipendenti dalla frequenza, sono visualizzati come gli spettri del MT tracciando la saturazione in acqua ( SSAT ) normalizzata, mediante il segnale senza saturazione (S0) in funzione della frequenza di saturazione.

Questo fornisce il cosiddetto Spettro-Z o Spettro CEST [Figura 5].

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Figura 5 [2]: Spettro CEST e MTRasimmetrico

Tale spettro è caratterizzato dalla saturazione diretta simmetrica (DS) intorno alla frequenza dell'acqua, cui si assegna il valore di 0 ppm. Questa saturazione diretta può interferire con il riconoscimento degli effetti CEST; si utilizza quindi la simmetria dei DS attraverso un rapporto di analisi MTRasym rispetto alla frequenza acqua. L'analisi presuppone intrinsecamente i contributi indipendenti dei soluti e dei protoni dell'acqua.

Il rapporto MT ( MTR = 1 - Ssat/S0 ), è un processo caratterizzato dalla sottrazione sia a destra (- Δω) e che a sinistra (Δω) dei rapporti di intensità del segnale.

Questo tipo di quantificazione è spesso difficile da riprodurre in laboratorio perché, a meno che l'efficienza di saturazione non sia il 100 %, l'effetto dipende dalla forza del B
1
applicato e dalla geometria della bobina. Si può migliorare prendendo i rapporti sinistri/destri di attenuazione del segnale, ma facendo questo si complica la quantificazione in termini di tassi di scambio e concentrazioni.

Discussione

Il contrasto CEST è particolarmente indicato per elevati campi, superiori ai 3T, perché si ha un incremento del CNR (Contrast Noise Ratio). E' da considerare che, proprio ad elevati campi magnetici, vi c'è un aumento quadratico della SAR (Specific Absorbition Ratio) che non può essere ignorato. L'impiego di pulsed CEST consentirebbe un notevole risparmio di energia depositata al tessuto, anche se di conseguenza si riduce il CNR.

Sono stati presi in considerazione diversi tipi di sequenze [Tabella 3], con la possibilità di avere una elevata risoluzione temporale ( requisito essenziale nelle acquisizioni dinamiche).

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Tabella 3: Riassunto caratteristiche delle sequenze analizzate

Come tipi di sequenze rapide, sono state prese in considerazione le RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement), le FLASH, le EPI (Echo Planar Imaging), le FISP (Fast Imaging with Steady-State Precession) e le GRASE. Si sono osservate: le caratteristiche intrinseche di ogni sequenza, la velocità di acquisizione, l'adeguatezza del SNR (Signal to Noise Ratio) e del B0. Tra queste le RARE hanno dato le migliori immagini ad alti campi magnetici, grazie al loro impulso addizionale di rifocalizzazione, che però aumenta la SAR. Le FLASH riescono a risolvere il problema dell'energia assorbita, ma producono immagini di bassa qualità per l'estrema sensibilità alle Eddy Current (correnti parassite) e alla disomogeneità di B0. Le sequenze EPI, avendo un gradiente di lettura veloce, possono essere sfruttate per le acquisizioni dinamiche dove la risoluzione spaziale può essere trascurata a vantaggio di quella temporale. Le FISP sono state adottate al posto delle note TrueFISP, perchè con il bilanciamento parziale dei gradienti prima del successivo impulso, evitano gli artefatti a banda che si genererebbero ad elevati campi magnetici. Inoltre, hanno una notevole riduzione del tempo di acquisizione rispetto alle FLASH e il rapporto segnale/rumore nel tempo aumenta, se si realizza la massima sensibilità CEST.

Le sequenze GRASE 3D [Figura 6] si comportano bene soprattutto in fase di post-processing in cui la sottrazione delle mappe di correzione genera delle ottime immagini. In particolare si possono osservare gli artefatti (freccia bianca), risolti dopo la correzione (vedi serie in basso). Si può ridurre ulteriormente il tempo di scansione dell'immagine adottando l'imaging parallelo: ad es. SENSE (Sensitivity Encoding).

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Figura 6: Serie di immagini di una sequenza GRASE 3D [5]

Tra le strategie per ridurre gli artefatti, in particolare quelli da chemical shift, vi è quella di impiegare dei gradienti di crusher per sopprimere il segnale del grasso dalle immagini CEST basate su Spin Echo.

Si può aggiungere un breve impulso selettivo, dopo l'impulso lungo di saturazione CEST al fine di ridurre il grasso e aumentare la qualità delle immagini, ma questo rende sensibili alle disomogeneità di B0.

L'analisi asimmetrica (MTRasym) si basa anche sul presupposto intrinseco di simmetria, di contributi non CEST, intorno al segnale dell'acqua. Questo presupposto sperimentalmente non è sempre corretto nel caso delle misurazioni in vivo, ma anche in vitro. Attualmente si ricercano nuovi algoritmi di correzione che approssimino le curve per descrivere il più fedelmente possibile lo Spettro-Z (attraverso il fitting). Nel caso dell'encefalo, dove si trova un brusco cambio di interfaccia, gli artefatti da volume parziale complicano questa operazione di fitting. Il meccanismo LOVARS (Length and Offset Varied Saturation) è basato sia sul tempo di saturazione che sulla compensazione asimmetrica (intorno all'acqua) del contrasto CEST.

Un insieme di immagini viene acquisito man mano, variando sistematicamente i parametri di saturazione (così da modulare l'effetto CEST) con variazione sistematica dei parametri di saturazione in diverse frequenze e fasi. Dopo l'applicazione della FFT (Fast Fourier Transform) o di un modello lineare generale, si può utilizzare direttamente la mappa creata, per analizzare e decomporre gli schemi di modulazione LOVARS, come perdita di segnale d'acqua in fonti separate. La mappa così ottenuta, che non risente delle disomogeneità di B0, può correggere anche gli errori di B1 analizzando il rapporto di contrasto ai diversi tempi di saturazione. Il grande svantaggio è purtroppo la minor sensibilità alla concentrazione degli agenti CEST o al rateo di scambio chimico.

Conclusioni

L' indagine tramite CEST ha consentito lo sviluppo di traccianti biologici che potessero raggiungere una molecola o un tessuto target, evidenziandone con l' imaging la concentrazione ed il pH, attraverso un impulso selettivo. Le applicazioni future sono promettenti: ad es. si stanno sviluppando nanovettori che possano arrivare nella zona di recidiva tumorale discriminandola dal tessuto sano. Per poter sfruttare al meglio questa versatile risorsa, è necessario impiegare tomografi con campi magnetici elavati (non inferiori ai 3T). In base alle esigenze del tipo di esame, l'impiego di sequenze 3D che possano risparmiare i tempi di acquisizione è quello che consente di avere un buon CNR, senza aumentare eccessivamente la SAR e riducendo gli artefatti dovuti alla presenza di disomogeneità di B0 , B1, e del grasso. Le complicazioni sperimentati non devono rappresentare una limitazione, ma una sfida a proporre nuove soluzioni.

Bibliografia

[1] Ward K.M. et al. "A new class of contrast agents for MRI based on proton chemical exchange dependent saturation transfer (CEST)" JMR 2000 Mar;143(1):79-87

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[3] Moritz Zaiss et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) and MR Z-spettroscopy in vivo: a rewiew of theoretical approches and methods" Phys. Med. Biol. 58 R221(2013)

[4] Van Ziji PC et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST): what is in a name and what isn't?" MRM Apr;65(4):927-48. (2011)

[5] Zhu H. et al. "Fast 3D chemical exchange saturation transfer (CEST) imaging of the human brain." MRM Sep;64(3):638-44 (2010)

[6] Kogan Feliks et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) Imaging: Description of Technique and Potential Clinical Applications" Current Radiology Report 1:102-114 (2013)

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[11] Rachel Nora Scheidegger DPh in Biomedical Engineering at the MIT "Methods for Chemical Exchange Saturation Transfer Magnetic Resonance Imaging" (2013)

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[13] Dina V. Hingorani et. al " An Enzyme-Responsive PARACEST MRI Contrast Agent That "Turns On" After Catalysis" ISMRM (2012)

[14] Wei W. et al. "Correlation of gagCEST MRI with delayed gadolinium-enhanced MRI of cartilage" Contrast Media & Molecular Imaging, Vol 8, 293-331 (2013)

[15] Subha Viswanathan et al "Multi-Frequency PARACEST Agents Based on Europium(III)-DOTA-Tetraamide Ligands” Angew Chem Int Ed Engl.; 48(49): 9330–9333 (2009)

[16] Simona Baroni con il contributo del Prof. Enzo Terreno, Dipartimento di Chimica, Università di Torino, Teaching File " MRI CEST agents: LipoCEST" European Institute For Biomedical Imaging Research (2012)

[17] A. Dean Sherry, Teaching File, "CEST & PARACEST Theory & Practice" AIRC (2007)

[18] Guanshu Liu et al. "PARACEST MRI With Improved Temporal Resolution" MRM, 61:399 – 408 (2009)

[19] Chien-Yuan Lin et al."In Vivo Imaging of paraCEST Agents Using Frequency Labeled Exchange Transfer MRI" MRM, 71:286–293 (2014)

[20] Nevin McVicar et al. "Simultaneous In Vivo pH and Temperature Mapping Using a PARACEST-MRI Contrast Agent" MRM, 70:1016–1025 (2013)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Arterial Spin Labeling angio-RM senza mezzo di contrasto

Time-Spatial Labeling Inversion Pulse (Time-SLIP)

Gabriele Bordon

U.O di radiologia, ospedale “Orlandi” di Bussolengo ULSS22

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

L’avanzamento tecnologico della Risonanza Magnetica, con l’elevato costo dei mezzi di contrasto a base di gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD) hanno portato allo sviluppo di sequenze per lo studio vascolare senza l’utilizzo di m.d.c. In questo elaborato verranno analizzate le tecniche Time-SLIP, basate sul principio dell’Arterial Spin Labeling, utilizzate per lo studio vascolare. Si descriveranno le tre principali metodiche utilizzate per le Time-SLIP: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off; andando ad evidenziare i principi di funzionamento, le limitazioni e le maggiori applicazioni. L’Arterial Spin Labeling utilizza alcune forme d’impulsi di inversione selettivi per “etichettare” la magnetizzazione longitudinale del flusso sanguigno entrante lo slab. Questo permette di differenziare la magnetizzazione longitudinale del flusso ematico dal tessuto stazionario. In seguito alla marcatura degli spin, un tempo di inversione (TI) appropriato, permette al sangue di fluire all’interno della regione di interesse, dopo di che viene applicata una sequenza per la lettura del segnale. Le maggiori applicazioni per la tecnica flow-in riguardano lo studio dell’aorta, delle arterie renali e della vena porta, tuttavia limitata dal TI per l’abbattimento del segnale del fondo. La tecnica flow-out, anch’essa limitata dal TI, permette uno studio principalmente funzionale del flusso arterioso, venoso e del liquido cefalo-rachidiano. Infine la tecnica a sottrazione tag-on/off permette di utilizzare qualsiasi TI in quanto per l’abbattimento del segnale del fondo utilizza la sottrazione, ma per contro raddoppia il tempo di acqusizione. Viene utilizzata principalmente per studi di perfusione.

Parole chiave

Time-SLIP, MRA senza m.d.c., Arterial Spin Labeling, Tempo di Inversione.

Introduzione

Fin dalle sue prime applicazioni, la risonanza magnetica angiografica (MRA) con l’utilizzo di mezzi di contrasto a base di gadolinio (CE-MRA), è stata largamente accettata in vari distretti anatomici. Allo stesso tempo furono sviluppate delle tecniche per lo studio del sistema vascolare senza l’utilizzo di mezzo di contrasto (mdc) come le Time of Flight (TOF) e le Phase Contrast (PC), anch’esse ampiamente applicate in vari settori. La riscoperta dell’interesse per le sequenze angiografiche che non necessitano di mdc a base di gadolinio (Non-Contrast Enhanced Magnetic Resonance Angiography, NCE-MRA), negli ultimi anni, è stata alimentata da fattori quali lo sviluppo tecnologico delle apparecchiature, l’implementazione di nuove sequenze e dall’introduzione del parallel imaging. Inoltre la possibile relazione tra gli agenti di contrasto a base di gadolinio e la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), in particolare in pazienti con insufficienza renale, ha ulteriormente stimolato lo sviluppo di tecniche alternative che non richiedono l’utilizzo di mdc esogeni. La ricerca fu trattata in particolare in Giappone dove, oltre ai precedenti motivi, si sono aggiunti l’elevato costo dei mdc a base di gadolinio e le limitazioni legislative nella sua somministrazione. In questo articolo di revisione verranno analizzate le tecniche Time-SLIP, basate sul principio dell’Arterial Spin Labeling. Questa metodologia fu sviluppata originariamente per lo studio angiografico delle carotidi utilizzando delle sequenze di tipo Spin Echo e Gradient Echo. In seguito furono adattate a varie parti del corpo utilizzando sequenze con acquisizione veloce, laSingle shot – high speed Spin Echo con applicazione dell’half-Fourier (nome commerciale: HASTE, SSFSE, Single Shot TSE, FASE) e laRapid Acquisiton Gradient Recolled Echo FID + ECHO bilanciata (nome commerciale: TrueFISP, FIESTA, Balanced FFE, True SSFP).Si descriveranno le tre principali metodiche utilizzate per le Time-SLIP: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off; andando ad evidenziare i principi di funzionamento, le limitazioni e le maggiori applicazioni.

Tecnica e metodologia

Entrambe le sequenze (HASTE e TrueFISP) permettono l’acquisizione di un’immagine in un singolo TR grazie agli echi multipli. Questo permette di ridurre i tempi di scansione e la possibilità di aggiungere vari impulsi di preparazione, come quelli di saturazione del segnale del grasso, impulsi di inversione e/o impulsi di spin labeling.Inoltre entrambe offrono un segnale iperintenso del sangue ma, se non combinate con una tecnica spin labeling, il segnale del fondo rimarrà elevato non permettendo la raffigurazione dettagliata dei vasi d’interesse.In particolare la sequenza HASTE è caratterizzata dal riempimento del k-spazio in un unico TR utilizzando un fattore turbo pari al numero di codifiche di fase ed inoltre presenta una pesatura fortemente T2. Invece la sequenza TrueFisp, la cui caratteristica principale è quella di avere le aree dei gradienti perfettamente bilanciate con TE esattamente alla metà del TR, ha una pesatura T1/T2 pura. Esistono delle differenti caratteristiche tra le due; la TrueFISP richiede un’ottima omogeneità di campo B0, che invece non è un problema per laHASTE. Quest’ultima, tuttavia, presenta delle limitazioni quali la dipendenza dal flusso e dalla direzione della codifica di fase rispetto all’orientazione dei vasi. Pertanto sarà applicata, in particolar modo, allo studio di flussi relativamente lenti come i vasi polmonari, vena porta, vene epatiche ed arterie di mani e piedi. La TrueFISP, invece, permette l’acquisizione in una fase cardiaca arbitraria, essendo indipendente dal flusso e quindi particolarmente utilizzata per cuore, arco aortico, aorta e arterie renali.

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Figura 1. Illustrazione delle differenti metodologie di Time-SLIP: A) Flow-in, B) Flow-out, C) Sottrazione Tag-on/off. Negli schemi sono osservabili le tempistiche della sequenza, in particolare l’applicazione degli impulsi di inversione (selettivo e non), il comportamento al variare del tempo della magnetizzazione del tessuto stazionario (linea grigia) e di quello del sangue (linea rossa) ed il BBTI (Black Blood Time Interval) corrispondente al tempo di inversione.

Il meccanismo generale dell’arterial spin labeling prevede l’utilizzo di una forma di impulso di inversione selettivo per “etichettare” la magnetizzazione longitudinale del flusso di sangue (tagging). Esso può essere applicato in vari modi, ma lo scopo principale è di differenziare gli spin del flusso di sangue da quelli dei tessuti stazionari. A seguito del tagging vi sarà un tempo di inversione (TI), chiamato anche Black Blood Time Interval (BBTI) che permetterà al sangue di fluire nello slab di interesse e sarà quindi applicata una sequenza per la lettura del segnale. Esistono tre tipologie di spin labeling applicabili alla metodica Time-Spatial Labeling Iinversion Pulse: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off. Tutte possono essere combinate con la sequenza HASTE o TrueFISP, con acquisizione 2D o 3D, con ECG trigger e/o gating respiratorio (Figura 1). La tecnica flow-in prevede l’applicazione di un impulso IR (Inversion Recovery) selettivo di slab (tagging) saturando l’intera regione d’interesse. L’impulso inverte le magnetizzazioni longitudinali sia degli spin del sangue sia dei tessuti stazionari. Durante il seguente TI, il flusso di sangue non saturato entra nel volume d’immagine sostituendo il preesistente mentre gli spin dei tessuti stazionari recuperano la magnetizzazione passando per il “null point” (Mz = 0) secondo il rilassamento T1. Lo slab d’interesse viene quindi acquisito utilizzando una delle sequenze sopra descritte (HASTE o TrueFISP). Il flusso di sangue viene così rappresentato con segnale iperintenso grazie alla sua piena magnetizzazione longitudinale al momento dell’applicazione della sequenza di lettura. Se il TI coincide, circa, con il momento del passaggio per il “null point” della magnatizzazione dei tessuti stazionari si avrà un abbattimento, presso che completo, del loro segnale.

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Figura 2. Esempio di NCE-MRA delle arterie renali con tecnica Time-SLIP flow-in.

Tale tecnica è disponibile con i nomi commerciali di Time-SLIP (Toshiba), NATIVE TrueFISP (Siemens), Inflow-IR (GE) e b-Trance (Philips). L’applicazione più comune della tecnica flow-in spin labeling NCE-MRA è lo studio angiografico delle arterie renali (Figura 2). La complessa orientazione dell’aorta e delle arterie renali comporta l’utilizzo della sequenza TrueFISP caratterizzata da un’intrinseca compensazione di flusso lungo i tre assi. Generalmente l’impulso di tag compre l’intera area dei reni. Questa metodica è stata confrontata in molti studi clinici con TC e DSA, mostrando un’alta sensitività ma bassa specificità indicando quindi la sua concretezza come test di screening diagnostico. Allo stesso modo tale tecnica è utilizzata per lo studio delle arterie polmonari ma con acquisizione coronale(Figura 3). Può essere utilizzata inoltre per la valutazione del sistema portale e di arterie e vene epatiche.S. J. Gandy et al, in un iniziale studio di ricerca, hanno esposto un esempio dei parametri principali della sequenza NATIVE TrueFISP con gating cardiaco (Time-SLIP con tecnica flow-in), nello studio delle arterie renali, che prevede: Tempo di Ripetizione (TR) = 928 ms, Tempo di Echo (TE) = 1.6 ms, Tempo di Inversione (TI) = 1300 ms, Flip Angle (FA) = 90°, 72 partizioni contigue assiali, spessore di fetta (Slice Thickness)= 1 mm, Field Of View (FOV) = 242x340, Matrice (matrix in-plane) = 216x304, Imaging Parallelo (GRAPPA) 2, Tempo di Acquisizione (TA) = 4 minuti e 20 secondi.

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Figura 3. Esempio di acquisizione coronale delle arterie polmonari con tecnica Time-SLIP Flow-in. L’impulso di labeling è stato applicato sul tronco polmonare con un TI di circa 800 ms seguito da una sequenza 3D HASTE con trigger cardiaco.

La tecnica flow-out applica l’impulso selettivo di tagging superiormente al vaso d’interesse e saràimmediatamente preceduto da un impulso d’inversione non selettivo. Quest’ultimo, essendo non selettivo, inverte tutte le magnetizzazioni longitudinali presenti. L’impulso di tag rigenera selettivamente la magnetizzazione longitudinale degli spin del sangue mentre lascia la magnetizzazione longitudinale dei tessuti stazionari invertita. L’esame continua in modo similealla tecnica flow-in sopradescritta: durante il TI, il sangue “etichettato” con piena magnetizzazione longitudinale fluisce nel volume d’interesse mentre la magnetizzazione dei tessuti stazionari recupera (rilassamento T1) passando per il “null point” (Figura 4). Come nella tecnica flow-in, il segnale del fondo dipende dalla scelta del TI e dal T1 dei tessuti stazionari. La tecnica flow-out spin labeling è utilizzata in particolare per rappresentare arterie, vene epatiche e il sistema portale.Inoltre, con acquisizione 2D, può essere utile per lo studio del flusso cerebrospinale.

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Figura 4. Illustrazione della tecnica Time-SLIP flow-out. Il box con linea tratteggiata blu rappresenta la regione di labeling. Il volume di imaging (box nero) è alimentato da due arterie il cui flusso è indicato dalla freccia. I colori in scala di grigio rappresentano la megnetizzazione longitudinale (positiva con colori chiari). Si noti che solo l’arteria passante per la regione di labeling sarà rappresentata nell’immagine finale.

La tecnica a sottrazione tag-on/off è la forma di spin labeling più standard. Il concetto generale di tale metodica è di acquisire due set di dati, uno con tag attivo sul flusso arterioso e un altro set di controllo senza tag. La sottrazione tra i due elimina il segnale dei tessuti stazionari mantenendo solo gli spin “etichettati” ottenendo un’immagine angiografica. Questa metodica può essere utilizzata per lo studio angiografico polmonare applicando un impulso selettivo di tag posizionato sagittalmente sul cuore. Durante il TI il sangue fluisce dalla zona di tag andando nei polmoni dove viene applicata una sequenza per la lettura del segnale. Allo stesso modo si possono eseguire esami angiografici delle arterie renali e delle carotidi con la possibilità, inoltre, di aumentare la risoluzione temporale ottenendo immagini di tipo Time-resolved MRA (Figura 5).

Discussione

Lo studio delle arterie renali viene condotto principalmente utilizzando come sequenza di base la tecnica TrueFISP; avendo essa una naturale compensazione del flusso in tutte e tre le direzioni non risente dalla complessa orientazione anatomica di queste strutture. Alcuni studi sono stati condotti utilizzando la tecnica a sottrazione tag-on/off con

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Figura 5. Simil-perfusione polmonare ottenuta con tecnica Time-SLIP tag-on/off. Le immagini sono acquisite con uno slab di labeling sagittale con TI crescenti.

TrueFISP e gating respiratorio mostrando dei risultati sovrapponibili a quelli ottenuti con tecnica CE-MRA standard; stesso confronto è stato fatto da S. J. Gandy et al, utilizzando la tecnica flow-in, ottenendo dei risultati molto simili, dimostrando quindi l’equivalenza tra le due metodiche nello studio delle arterie renali. Studio simile è stato condotto da J. F. Glockner et al ottenendo risultati simili (Figura 6).Altrotipo di confronto è stato eseguito tra la tecnica flow-in (sempre con TrueFisp) e la DSA (angiografia a sottrazione digitale) ottenendo immagini di qualità eccellente e comparabili. Per il successo di questa metodica è necessario considerare alcuni punti critici; il contrasto tra il flusso del sangue ed il parenchima renale è massimizzato con un TI di circa 1100 ms. Nondimeno è necessario considerare il tempo di scorrimento del sangue in relazione al tempo di recupero del segnale del fondo. In un settaggio clinico, il TI ottimale tende essere superiore in pazienti anziani. Miyazaki et al mostrano che, per massimizzare il contrasto tra sangue e fondo, un TI di 1400 ms è adeguato in pazienti giovani mentre si allunga a circa 1900 ms con l’avanzare dell’età. In letteratura, per la soppressione del segnale del tessuto adiposo, è riportata una preferenza per le tecniche basate su preparazione Inversion Recovery (STIR) rispetto alle tecniche basate su chemical shift (CHESS), confermato anche dalla sperimentazione su pazienti e su fantocci condotta da Shonai et al. Il controllo della respirazione è fondamentale, in particolare quando sono necessari lunghi TI, quindi è consigliabile una buona istruzione del paziente sulla conduzione dell’esame (se collaborante).

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Figura 6. Confronto tra immagine MIP (maximum intensity projection) ottenuta da 3D CEMRA (a) e Time-SLIP con tecnica flow-in (b) in paziente affetto da displasia fibromuscolare.

Lo studio angiografico polmonare può essere condotto con tecnica Time-SLIP flow-in. Applicando l’impulso di tagging coronale sulla regione d’interesse e un TI di circa 800 ms seguito da una sequenza di lettura 3D HASTE durante la fase diastolica (quindi con trigger cardiaco), si ottengono immagini angiografiche delle arterie polmonari. Allo stesso modo può essere utilizzata la sequenza TrueFISP che può migliorare la rappresentazione delle arterie polmonari prossimali grazie alla sua indipendenza dagli artefatti da flusso; tuttavia le porzioni più distali saranno meglio rappresentate con la sequenza HASTE in quanto meno gravata dagli artefatti da suscettività magnetica, causati dall’interfaccia aria/polmone. Questa regione anatomica può essere esaminata anche con la tecnica Time-SLIP a sottrazione tag-on/off; il tempo di ritardo applicato determina la vascolarizzazione polmonare rappresentata e la sua manipolazione può produrre immagini di tipo MRA-time resolved, come in un processo perfusivo (Figura 5).

Altra applicazione della tecnica flow-in è lo studio della vena porta e delle arterie e vene epatiche. In letteratura esistono vari articoli che confrontano la tecnica TrueFISP con la HASTE combinate con Time-SLIP flow-in, ma la discussione rimane aperta (Figura 7).

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Figura 7. A) Posizione obliqua di due slab di labeling per lo studio del sistema venoso portale intraepatico con tecnica Time-SLIP flow-out; B,C) Immagine MIP ottenuta con sequenza Time-SLIP applicata a tecnica HASTE (b) e con tecnica TrueFISP ©.

In uno di questi studi, Shimada et al, hanno dimostrato la capacità di visualizzazione del sistema venoso portale di entrambe le metodiche, indicando però la tecnica applicata alla sequenza HASTE appropriata per la rappresentazione del sistema portale intraepatico; preferibile, invece, la tecnica con TrueFISP per la visualizzazione della solo vena porta. In figura 8 sono rappresentate varie applicazioni della tecnica flow-in.

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Figura 8. Immagini acquisite con tecnica Time-slip flow-in; A) Rappresentazione della vena porta con posizionamento dello slab di labeling obliquo (linea gialla); B) Rappresentazione di arterie epatiche e renali con posizionamento dello slab di labeling relativamente alto. C,D) Immagini stereoscopiche di fusione.

Per lo studio della vena cava inferiore e delle vene epatiche Shimada et al hanno utilizzato due impulsi di soppressione con metodica Time-SLIP flow-out, uno sull’aorta discendente ed uno sulla vena porta, analizzando vari TI. I risultati indicano che con TI di circa 1600 ms si ottiene il miglior rapporto segnale rumore e contrasto rumore visualizzando esclusivamente vene epatiche e vena cava inferiore.

Alcuni elaborati, che necessitano sperimentazione clinica, hanno mostrano la possibilità di rappresentare il veloce flusso delle arterie carotidi utilizzando una sequenza TrueFISP con metodica Time-SLIP con sottrazione tag-on/off.

In uno studio angiografico la tecnica Time-SLIP flow-in e a sottrazione tag-on/off sono le più indicate rispetto alla tecnica flow-out. Quest’ultima prevede l’utilizzo di un impulso di tagging che evidenzierà il contributo di uno specifico vaso e per questo limitata. Tuttavia la sua maggiore applicazione si ha nello studio di aspetti funzionali come l’esame del liquido cefalo rachidiano.

H. Matoba et al hanno confrontato la tecnica Time-SLIP flow-in applicata alla sequenza TrueFISP in un sistema RM ad 1.5 T ed a 3 T, valutando il miglior TI per lo studio del sistema portale. I loro risultati mostrano chiaramente un migliore rapporto contrasto rumore nelle immagini ottenute con apparecchiature a 3 T. Il segnale del fondo è ben soppresso a 3 T nonostante l’utilizzo di lunghi TI, questo grazie all’aumento del tempo di rilassamento T1 rispetto ad un sistema ad 1.5 T. Tuttavia sono presenti degli artefatti da suscettività magnetica nell’intorno del diaframma che possono degradare la qualità dell’immagine. Tale problema può essere evitato applicando un preciso shimming.

Come già menzionato in precedenza, la tecnica Time-SLIP a sottrazione tag-on/off richiede un tempo di acquisizione almeno doppio rispetto alle altre metodiche. Tuttavia permette di utilizzare un più ampio range di TI. Un’applicazione in tal senso, riportata da vari articoli, consiste nella ripetizione della medesima acquisizione con differenti TI, rappresentando il flusso arterioso nel tempo (come un esame MRA-Time Resolved). L’informazione di perfusione (Figura 5) può essere ottenuta senza l’utilizzo di mezzo di contrasto e con una buona cancellazione del segnale del fondo grazie alla sottrazione. Ovviamente l’aumento dei TI applicati comporta un proporzionale incremento del tempo di acquisizione. Questa tecnica ha ottenuto dei risultati promettenti ed è ancora in via di sviluppo, grazie anche all’implementazione di fattori sempre maggiori di imaging parallelo e alla combinazione con tecniche di sottocampionamento del k-spazio.

Conclusioni

Gli studi presenti in letteratura mettono in evidenza le possibilità offerte dalla metodica NCE-MRA Time-SLIP. I risultati più concreti, ad oggi, si hanno nella valutazione delle arterie renali e nello studio del sistema portale, ponendo la metodica proposta come valida alternativa alle sequenze CEMRA, in particolar modo nei pazienti che presentano controindicazioni alla somministrazione di mdc, evitando inoltre la possibile insorgenza della Dermopatia Fibrosante Nefrogenica. Da evidenziare infine, che, in caso di possibile errore nell’acquisizione dell’esame (presenza di artefatti, movimento, ecc.), la sequenza può essere ripetuta immediatamente a differenza delle metodiche con mdc.

Bibliografia

[1] Andrew Wheaton et al, “Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles” JMRI 36:286-304 (2012)

[2] Mitsue Miyazaki, PhD, “Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Established Techniques” JMRI 35:1-19 (2012)

[3] Mengyu Liu, et al, “Visualization of renal artery and its branches of the middle-aged healthy adults: the initial study of Non-Contrast-Enhanced MRAngiography using Time-Spatial Labeling Inversion Pulse” Proc. ISMRM 20 (2012)

[4] Hiroki Matoba et al, “MR portography using non-contrast-enhanced Time-Spatial Labeling Inversion Pulse(Time-SLIP): comparison between 3T and 1.5T” Proc. ISMRM 21 (2012)

[5] Timothy Albert, MD “Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Safe, Simple and Effective Non-Contrast MRA” Toshiba - 2010

[6] Takahashi J. Et al, “Nonenhanced renal MRA using Time-SLIP with 3D balanced SSFP: optimization of coronal acquisition” Proc. ISMRM 3900 (2009)

[7] Takaharu Shonai et al, “Improved Arterial Visibility Using Short-Tau Inversion-Recovery(STIR) Fat Suppression in Non- Contrast-Enhanced Time-Spatial Labeling Inversion Pulse (Time-SLIP) Renal MR Angiography (MRA)” JMRI 29:1471–1477 (2009)

[8] Kotaro Shimada et al, “Non-Contrast-Enhanced MR Portography With Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Comparison of Imaging With Three-Dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo and True Steady-State Free-Precession Sequences” JMRI 29:1140–1146 (2009)

[9] Manuela Rick et al, “How I do it: Non Contrast Enahnced MRA (syngo Native)” MAGNETOM Flash - 3/2009

[10] S. J. Gandy et al, “Non-contrast Enhanced Renal MRA using Native TrueFISP – Initial Experience for Clinical Imaging of patients with Renovascular Disease” Proc. ISMRM 17 (2009)

[11] Mitsue Miyazaki et al, “Nonenhanced MR Angiography” Radiology 248:1 (2008)

[12] Takayuki Masui et al, “Non-contrast MRA in the Abdomen: Ready for Clinical Use” GE Healthcare MR publication (2008)

[13]Stuart Clarkson et al, “Robust NCE Techniques Remain a Viable Alternative for MR Angiography” GE Healthcare MR publication (2007)

[14] Kotaro Shimada et al, “Non-Contrast –Enhanced MR Angiography for Selective Visualization of the Hepatic Vein and Inferior Vena Cava with True Steady-Stade Free-Precession Sequence and Time-Spatial Labeling Inversion Pulses: Preliminary Results” JMRI 29:474-479 (2009)

[15]James F. Glockner et al, “Non-Contrast Renal Artery MRA Using an Inflow Inversion Recovery Steady State Free Precession Technique (Inhance): Comparison with 3D Contrast-Enhanced MRA” JMRI 31:1411-1418 (2010)

[16] Taehoon Shin et al, “Non-Contrast-Enhanced Renal and Abdominal MR Angiography Using Velocity-Selective Inversion Preparation” MRM 69:1268-1275 (2013)

[17] Hattie Z. Dong et al, “Noncontrast-Enhanced Renal Angiography Using Multiple Inversion Recovery and Alternating TR Balanced Steady-State Free Precession” MRM 70:527-536 (2013)

[18] E. Spuentrup et al, “Renal arteries: navigator-gated balanced fast field-echo projection MRA with aortic spin labeling: initial experience” Radiology 225:589-596 (2002)

[19] I. Parienty et al, “Renal Artery stenosis evaluation in chronic kidney disease patients: nonenhanced time-spatial labeling inversion-pulse three-dimensional MR angiography with regulated breathing versus DSA” Radiology 259:592-601 (2011)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

L’evoluzione tecnologica in angiografia RM

Il ruolo della sequenza TrueSTAR

Luca Provvedi

Riassunto

Lo sviluppo delle tecniche di Risonanza Magnetica ha avuto nell'ultimo decennio un miglioramento tecnologico, legato all'utilizzo di apparecchiature nuove e performanti, che hanno permesso la nascita di nuove sequenze, con lo scopo di rendere gli esami di Risonanza Magnetica più semplici da refertare per il medico radiologo.

In angiografia RM, l'esigenza di ottenere una migliore visualizzazione dei vasi e i problemi correlati alla somministrazione in alcuni pazienti di mezzo di contrasto a base di gadolinio, hanno dato una spinta ulteriore ad implementazioni scientifico-tecnologiche.

La recente implementazione, argomento di questo lavoro, è denominata TrueSTAR (Signal Targeting With Alternating Radiofrequency) ed è basata su sequenza Rapid Acquisition GRE – SSFP – Fid + echo imaging, chiamata TrueFISP dalla casa produttrice Siemens e sulla marcatura degli spin del sangue, grazie alla tecnica ASL (Arterial Spin Labeling).

Questa evoluzione ha permesso il raggiungimento di un'elevata risoluzione temporale dell'ordine delle decine di millisecondi, consentendo l'ottenimento di un'elevata qualità d'immagine paragonabile all'angiografia e all'angio TC.

L'utilizzo della tecnica TrueSTAR con gradienti bilanciati, permette di ottenere un alto SNR proveniente dai liquidi, con un contrasto intrinseco T2/T1. La preparazione della sequenza con la marcatura degli spin del sangue, fornisce una miglior visualizzazione dei vasi rispetto al fondo, accentuandone quindi il contrasto.

La sequenza consente di ottenere immagini con alto SNR e CNR, grazie ai miglioramenti apportati dalla sequenza TrueFISP, rimuovendo gli artefatti da flusso pulsatile con l'attivazione del gradiente di compensazione.

La risoluzione sul piano di questa tecnica è molto elevata, di 1-3 mm ed è inoltre possibile ridurre i tempi di acquisizione tramite l'utilizzo dell'imaging parallelo, scegliendo un appropriato fattore di accelerazione.

La possibilità da parte dell'operatore di poter utilizzare apparecchiature sempre più performanti, ha contribuito a migliorare le conoscenze nel campo delle applicazioni avanzate di Risonanza Magnetica.

Parole chiave

Angiografia RM, Arterial Spin Labeling, TrueSTAR, vasi sanguigni, gradienti bilanciati

Introduzione

Questo lavoro, che si fonda su un'evoluzione dell'angiografia RM, vuol dimostrare l'importanza e l'utilità di questa nuova tecnica di acquisizione.

Il contenuto è quindi a carattere scientifico-tecnologico e mette in risalto i vantaggi dell'impiego di questa nuova sequenza [1].

Il problema principale, che si verifica negli esami di angiografia RM, sia di tipo TOF che PC, è il raggiungimento di una risoluzione temporale e spaziale non sempre adeguata al tipo di indagine; riuscendo ad applicare, grazie alla tecnica ASL [1;3;11;15], l'utilizzo di impulsi di radiofrequenza, combinati con lo schema della sequenza TrueFISP, questa difficoltà è stata parzialmente superata [4-7] .

Un ulteriore scoglio è dato dallo scarso SNR intrinseco della tecnica, poichè l'impiego del metodo con un bolo di spinta aggiuntivo per ottenere una marcatura del sangue corretta, non è adeguato perchè il tempo in cui il sangue risulta marcato è troppo basso.

E' necessario quindi, utilizzare il sistema con boli di spinta aggiuntivi ad intervalli regolari, per ottenere una marcatura del sangue omogenea per un tempo prolungato, migliorando così il SNR finale [3;12].

Il segnale totale dato dalla tecnica ASL, è intrinsecamente basso, perchè si ha, una dipendenza dal T1 del sangue che fluisce nei vasi arrivando alla regione di interesse, una dipendenza dal T1 del tessuto e una dipendenza dal tempo di transito del sangue.

Per migliorare qualitativamente il SNR occorre perciò, eseguire molte ripetizioni.

Grazie a questa nuova sequenza è possibile avere molte informazioni dagli spin del sangue, servendosi dei vantaggi offerti dalla tecnica ASL, perchè dal flusso sanguigno in arrivo da una zona verso un particolare tessuto [9;17], è possibile evidenziare in maniera efficace eventuali patologie, quali malformazioni artero venose, aneurismi e tumori [1;8;9;10;17;18;19].

Lo scopo di questo lavoro è quello di introdurre e incentivare l'utilizzo corretto della tecnica TrueSTAR con il vantaggio ulteriore di diminuire notevolmente i livelli di SAR, poichè l'angolo e la durata degli impulsi di radiofrequenza vengono abbreviati [13;16;20].

In futuro, questa tecnica potrebbe diventare uno dei caposaldi delle applicazioni avanzate di Risonanza Magnetica.

Tecnica e metodologia

In aggiunta alle tecniche standard che si basano sugli effetti di TOF e PC, la RM è in grado di offrire un'ottima visualizzazione dei vasi, servendosi dei principi dell'ASL.

Con l'utilizzo di questa metodologia, inizialmente gli spin del sangue prossimi alla regione di imaging, vengono invertiti grazie al posizionamento di un piano di labeling, marcando gli spin stessi. Successivamente si ha un piccolo ritardo temporale, dopo il quale si ottiene l'immagine di labeling. Lo step seguente consiste nell'acquisire un'altra immagine, definita di controllo, dove invece gli spin del sangue non sono marcati.

Tramite la sottrazione delle due immagini, eliminando il segnale proveniente dai tessuti stazionari, abbiamo come risultato un'immagine pesata in perfusione.

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Figura 1: Diagramma temporale della sequenza TrueSTAR [1]

La tecnica ASL viene distinta in due classi; la CASL (Continuous Arterial Spin Labeling) e la PASL (Pulsed Arterial Spin Labeling). A seconda della tecnica, il gradiente utilizzato per codificare spazialmente gli spin marcati, può essere applicato in due modi: nel caso della tecnica CASL viene applicato per tutta la durata del processo di “etichettamento”, al contrario nel caso della tecnica PASL viene applicato ad intermittenza.

Dopo gli impulsi di marcatura degli spin vascolari, si ha un tempo di intervallo che permette agli spin di trovare una posizione definitiva data precedentemente dal gradiente di codifica spaziale, prima che inizi la sequenza di imaging vera e propria.

Tra le due la tecnica maggiormente utilizzata è la PASL, impiegata in numerose applicazioni avanzate, tra cui proprio la sequenza TrueSTAR.

Il vantaggio di applicare lo schema della sequenza TrueFISP alla tecnica, consiste nell’eliminare gli effetti della disomogeneità del campo magnetico, grazie alla stabilità intrinseca della sequenza dovuta alla presenza dei gradienti bilanciati.

E’ necessario, per ottenere una buona qualità d’immagine, che il gap nello slab tra le fette non sia troppo elevato, in modo da evitare il contributo del rilassamento T1 degli spin del sangue, che introdurrebbe un’ importante perdita di segnale.

Per ottenere una visualizzazione migliore dei vasi rispetto al fondo viene di solito utilizzato un treno di impulsi di inversione selettivi all'interno dello slab di acquisizione; ciò aiuta a diminuire il segnale proveniente dal CSF e dai restanti tessuti stazionari, i quali darebbero altrimenti vita ad artefatti.

Analizzando qualitativamente un'immagine acquisita con la sequenza TrueSTAR, possiamo evidenziare che il contrasto risulta ottimale, l'immagine è priva di artefatti, con eccellente risoluzione spaziale.

Per quanto concerne le acquisizioni TrueSTAR 3D, si ottiene un SNR adeguato scegliendo un angolo di flip intorno ai 30°, combinando quest'artificio con l'utilizzo dell'imaging parallelo.

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Figura 2: Flip angle ottimale per una sequenza TrueSTAR [1]

Per capire bene la struttura della sequenza è importante sottolineare che i tessuti stazionari non forniscono segnale, perché durante gli impulsi di radiofrequenza alternati, ricevono la radiofrequenza sempre allo stesso modo, mentre gli spin del sangue vengono invertiti, quindi raddoppiando l’intensità dei valori, si ottiene un segnale risultante elevato.

Il segnale inizialmente ha la massima intensità e man mano decresce quando il tempo tra la marcatura degli spin del sangue e la lettura del segnale aumenta, a causa del rilassamento T1.

Se parliamo di angiografia RM a sangue bianco, il bersaglio da marcare è dato dagli spin del sangue, se invece si tratta di angiografia a sangue nero, il target è dato dai tessuti stazionari, in modo che il fondo risulti iperintenso, mentre i vasi ipointensi.

Attraverso una scelta appropriata dello spessore del volume di marcatura, del ritardo tra la marcatura e la lettura del segnale del TR e del TE possiamo ottenere un’ottima visualizzazione della struttura vascolare in studio.

Per diminuire gli effetti delle correnti spurie dovute all’accensione e spegnimento repentini dei gradienti e mantenere l’effetto dello steady state, il gradiente di selezione combinato con gli impulsi di inversione, è applicato sia per le acquisizioni pari che per le acquisizioni dispari delle fette.

Se vogliamo utilizzare il parametro definito con il nome scientifico Non Square Field Of View e chiamato FOV phase della casa produttrice Siemens, per rettangolarizzare il FOV, mantenendo un’ottima risoluzione di contrasto e diminuendo il tempo di acquisizione, non è necessario servirsi delle bande di presaturazione, perché il segnale dei tessuti stazionari viene eliminato intrinsecamente dalla tecnica.

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Figura 3: Illustrazione della tecnica STAR [4]

In un esame RM eseguito tramite la tecnica ASL si utilizzano due bobine; una invia l’impulso di radiofrequenza per la marcatura degli spin del sangue, l’altra ha il compito di riceverlo e di avviare la sequenza di imaging.

Il trasferimento di magnetizzazione, che provoca la saturazione delle molecole dell’acqua libera determinando una perdita di segnale e di contrasto nella tecnica CASL, non costituisce un problema nella tecnica PASL ed in particolare nella sequenza TrueSTAR, perchè gli impulsi di radiofrequenza sono inviati in modo alternato e quindi non viene dato tempo alle molecole di acqua libera e alle macromolecole di scambiarsi energia.

La sequenza TrueSTAR trova impiego in molte applicazioni RM su molti distretti corporei; i vasi cerebrali (in particolare il Poligono del Willis), i vasi del collo (in particolare le carotidi), le arterie renali e le arterie coronarie.

Per quanto riguarda l’imaging RM delle arterie carotidi, l’utilizzo della sequenza TrueFISP, combinata con la preparazione apportata dalla tecnica ASL, permette una rapido esame angiografico. Poiché il flusso all’interno delle carotidi è unidirezionale, la sincronizzazione della sequenza con ECG non risulta necessaria.

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Figura 4 a, b, c: Sequenza e imaging con tecnica STAR [9]

L’esempio nell’immagine soprastante riporta l’acquisizione di immagini di scout del collo assiale e coronale. Il pacchetto viene posizionato sulla regione di interesse nell’immagine assiale, parallelamente alla biforcazione carotidea, ma perpendicolarmente al decorso delle carotidi stesse, secondo i principi TOF.

La regione di labeling, nella quale si inviano gli impulsi di radiofrequenza alternati, viene posizionata nell’immagine coronale, andando a coprire il cuore, l’arco aortico ed il tratto iniziale delle arterie carotidi. In questo modo gli spin del sangue che fluiscono verso la regione di interesse, ricevono gli impulsi di radiofrequenza, vengono marcati e forniscono segnale nell’immagine finale, mentre i tessuti stazionari verranno saturati.

La scelta del TI, che è definito l’intervallo di tempo fra l’applicazione degli impulsi di radiofrequenza alternati di labeling e il campionamento della linea centrale del k-spazio, diventa fondamentale per riuscire ad ottenere un segnale iperintenso dai vasi; TI lunghi permettono un flusso maggiore degli spin del sangue nella regione di imaging, ma il segnale proveniente dal sangue si riduce a causa del rilassamento T1 molto elevato.

Ovviamente anche il TR deve essere scelto oculatamente e di solito, non scende mai al di sotto dei 2000 ms, poiché altrimenti avremo la saturazione degli spin del sangue causata dall’intervento dei gradienti bilanciati, che permettono il recupero della magnetizzazione longitudinale.

Quando sfruttiamo la tecnica ASL, combinata con l’utilizzo della sequenza con gradienti bilanciati, dobbiamo tener presente che la durata del treno di echo non deve superare i 200 ms, altrimenti non riusciremo ad ottenere un segnale iperintenso dai vasi, perché i molti impulsi di radiofrequenza non potrebbero essere captati dal sangue che ha una velocità elevata e quindi esce velocemente dal pacchetto di imaging.

Per ovviare a questo inconveniente è utile utilizzare l’imaging parallelo, che diminuisce le linee di codifica di fase del k-spazio, in combinazione con l’half fourier phase enconding.

Per riuscire ad ottenere un CNR adeguato tra i vasi ed il fondo, è necessario che il tempo di labeling sia inferiore ai 900 ms, in modo che la sottrazione tra l’immagine con gli spin del sangue marcati e quella senza la marcatura avvenga correttamente ed in modo che la struttura dei vasi sia rappresentata nella sua interezza, perché il tempo in cui vengono invertiti gli spin vascolari si riflette sulla visualizzazione dell’estensione dei vasi stessi.

Nella tecnica TrueSTAR 4D, la preparazione della sequenza, che consiste nella marcatura degli spin ematici, viene accoppiata con lo schema dei gradienti bilanciati, che dà luogo ad immagini cine multifase, offrendo un’elevata risoluzione temporale e spaziale.

La preparazione della sequenza ha lo scopo di non disturbare l’innesco ed il mantenimento del fenomeno dello steady state, infatti ogni impulso di inversione è frapposto a due impulsi ά/2 tipici della sequenza TrueFISP, per mantenere il segnale della magnetizzazione, successivamente codificato dal gradiente di lettura a diverse fasi, imposte dal gradiente di codifica di fase. Viene applicato un impulso di presaturazione all’inizio della sequenza per eliminare il contributo di segnale dei tessuti di fondo.

Analizzando un esperimento condotto su uno scanner Siemens Tim Trio 3T, possiamo riuscire a capire l’importanza dell’ottimizzazione dei parametri in una sequenza TrueSTAR.

Il test è stato condotto comparando una sequenza TrueSTAR ed una sequenza

EPI Look-Locker, con riempimento del k-spazio di tipo segmentato con più di tre passaggi, essendo multiecho.

E’ stata utilizzata una bobina a polarizzazione circolare, dove il campo a radiofrequenza B1 è sempre perpendicolare al campo magnetico statico B0, specifica per la testa a 12 canali.

Allo studio hanno partecipato quattro soggetti di 25 anni.

Per entrambe le tipologie di sequenze sono stati usati i seguenti parametri:

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Tabella 1: Lista di parametri [11]

L’esame è stato condotto in combinazione con l’impiego della sincronizzazione cardiaca tramite ECG. Sono state impostati 15 passi di codifica di fase ogni 52 ms, con il risultato di un tempo di scansione di protocollo di circa 6 minuti. L’operatore ha eseguito l’esame su un’apparecchiatura performante, quindi ha potuto impostare un fattore di accelerazione uguale a 2 servendosi dell’imaging parallelo con algoritmo GRAPPA (Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition), fornendo delle immagini con il vantaggio di diminuire i livelli di SAR e i tempi di acquisizione.

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Tabella 2: Differenze di flip angle, SNR e CNR tra TrueSTAR e Look-Locker EPI [1]

La possibilità di scegliere TR e TE brevi, con un FOV ristretto, stressando molto l’elettronica dei gradienti ed in contempo l’isotropicità del voxel, ha consentito il raggiungimento di una risoluzione spaziale ottimale in relazione al tipo di indagine; infatti è possibile apprezzare dalla seguente immagine il dettaglio anatomico fornito dalla rappresentazione dei vasi, che compongono il Poligono del Willis.

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Figura 5: Immagine MIP dell'acquisizione TrueSTAR con 52 ms di risoluzione temporale e 1 x 1 x 1 mm3 di risoluzione spaziale [1]

Come risultato finale l’acquisizione con tecnica TrueSTAR si è rivelata più efficace rispetto all’acquisizione effettuata con tecnica Look-Locker; infatti l’SNR ed il CNR dell’acquisizione TrueSTAR sono risultati maggiori del 39% rispetto alla versione Look-Locker.

Per riuscire ad eseguire un ottimo esame, inserendo nel protocollo una sequenza TrueSTAR, occorre che i gradienti dell’apparecchiatura siano di ultima generazione, ad elevate performance e ad esempio con i seguenti valori tipici: ampiezza media del gradiente = 0,78 mT/m, picco massimo del gradiente = 7 mT/m. Inoltre l’impulso a radiofrequenza inviato dalla bobina deve essere stabile, con valori intorno a B1 = 1.63 μT/m, essendo l’intensità dell’impulso di radiofrequenza sei ordini di grandezza inferiori rispetto all’intensità del campo statico B0.

Discussione

I vantaggi offerti dall’acquisizione tramite sequenza TrueSTAR sono notevoli rispetto alle classiche acquisizioni angiografiche che si servono degli effetti TOF e PC.

L’enorme vantaggio risiede nella totale cancellazione del fondo, essendo la tecnica stessa intrinsecamente di natura sottrattiva. Ciò, collegato alla riduzione degli effetti della disomogeneità del campo magnetico statico, grazie all’utilizzo dei gradienti bilanciati, comporta il miglioramento del SNR e del CNR.

In sostanza molti artefatti vengono eliminati. Uno tra essi e molto rilevante è l’artefatto a “tendina veneziana”, particolarmente fastidioso nelle acquisizioni TOF e comunque presente anche se si imposta il parametro MOTSA (Multi Overlapping Thin Slab Acquisition).

L’artificio ha la funzione di limitare l’artefatto, non di cancellarlo, perché l’acquisizione di più slab, contenenti alcune partizioni 3D embricate fra loro fra gli slab stessi, permette di raddoppiare il segnale che, proveniente dal sangue in entrata ed in uscita dalle fette embricate, viene misurato più volte; si ha comunque un leggero decremento di segnale, dovuto alla radiofrequenza che attraverso i propri impulsi, satura in parte gli spin del sangue di ogni slab, spanciando in parte negli slab adiacenti, a causa della sovrapposizione.

La tecnica TrueSTAR fornisce i migliori risultati con l’acquisizione di un unico slab di imaging su tutto l’encefalo con spessori di fetta sottili e voxel isotropico; in tal modo l’artefatto a “tendina veneziana” viene pressoché eliminato.

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Figura 6: La prima riga in alto mostra immagini acquisite con tecnica TrueSTAR. Notare l'assenza dell'artefatto a tendina veneziana [10]

Inoltre, per ridurre gli artefatti da saturazione da flusso, molto evidenti soprattutto nella periferia del k-spazio, è risultata fondamentale l’implementazione che consiste nell’utilizzo di impulsi selettivi di inversione adiabatici, che non permettono scambi di energia fra gli spin del sangue e quelli dei tessuti stazionari, prima che gli spin del sangue entrino nello slab di acquisizione.

In futuro, la tecnica TrueSTAR potrà essere ulteriormente sviluppata attraverso il miglioramento della forma d’onda di questi particolari impulsi.

Per ottenere un’ottimale inversione degli spin ematici che fluiscono verso lo slab di acquisizione, è possibile apportare miglioramenti alla tecnica, facendo si che, dopo ogni impulso alternato, la fase degli spin del sangue sia sempre la medesima rispetto a quella degli spin stazionari: non deve esserci mismatch, altrimenti si possono verificare errori di registrazione lungo la codifica di fase, che alterano poi di conseguenza la lettura del segnale. Il segnale risultante non risentirà degli effetti off-resonance dovuti a piccole modificazioni del campo magnetico, che influiscono sulla frequenza e la velocità di precessione degli spin.

La tecnica PASL, utilizzata per l’acquisizione TrueSTAR, ha un grosso vantaggio rispetto alla CASL, infatti si va ad eccitare uno slab più ampio in modo da avere la marcatura del sangue molto vicina all’ingresso nello slab di acquisizione, per non perdere la magnetizzazione che invece si ha nella CASL, perché il piano di labeling si trova ad una distanza maggiore rispetto allo slab di acquisizione.

Per migliorare ulteriormente la risoluzione spaziale in direzione di codifica di slice, in futuro sarà possibile applicare gli approcci utilizzati per le angiografie RM che si servono dell’utilizzo del mezzo di contrasto, quali ad esempio, l’utilizzo del riempimento del k-spazio key-hole, che acquisisce una volta la periferia e simultaneamente più volte il centro, per ottimizzare la risoluzione di contrasto. Tutto ciò può essere accoppiato con l’impiego dell’imaging parallelo.

Un piccolo svantaggio causato dalla preparazione della sequenza di tipo inversion recovery con impulsi alternati, risiede nella contaminazione degli spin del sangue venoso derivanti dal labeling, ciò può essere minimizzato scegliendo un’appropriata banda di saturazione per annullare il segnale proveniente dal sangue venoso, oppure aumentando lo spessore dello slab di imaging.

Un semplice metodo per prevenire i possibili artefatti da pulsazione, comunque lievi per la presenza intrinseca del gradiente di compensazione nella sequenza TrueFISP, consiste nell’applicazione del gating cardiaco, in modo da sincronizzare l’acquisizione in una fase determinata del ciclo cardiaco, di solito in diastole. In tal modo è possibile ottenere una risoluzione spaziale isotropica, anche se, al costo di utilizzare meno step di codifica di fase per l’acquisizione.

Le ricostruzioni MIP, che provengono dall’acquisizione TrueSTAR, risultano di migliore qualità se le compariamo con le ricostruzioni provenienti dalle classiche acquisizioni TOF e PC, in virtù del raggiungimento di una miglior risoluzione spaziale e di contrasto.

Se utilizziamo una finestra di visualizzazione di codifica a colori delle immagini acquisite con tecnica TrueSTAR, possiamo evidenziare i vari compartimenti del Poligono del Willis ed eventuali MAV.

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Figura 7: Immagini MIP coronali e sagittali derivate dall'acquisizione tramite la preparazione con tecnica ASL [21]

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Figura 8: Finestra di visualizzazione a colori [22]

La tecnica in futuro potrà inoltre essere migliorata ed utilizzata maggior frequentemente per studiare i difetti di flusso vascolare a livello delle valvole cardiache, attraverso l’impiego di una base costituita da una sequenza TrueFISP in modalità cine, che permette di acquisire e mostrare il flusso sanguigno a livello delle valvole cardiache, con una singola apnea breath-hold della durata di circa 20 secondi, tutto questo con lo scopo di raggiungere una elevatissima risoluzione temporale.

La sequenza è molto utilizzata su apparacchiature ad alto campo (1,5 T e 3 T), infatti la qualità delle immagini è nettamente superiore rispetto alle apparecchiature a basso campo (es. 0,5 T), perchè l’intensità massima e la slew rate dei gradienti raggiungono livelli elevati.

In particolare se impostiamo la sequenza su un’apparecchiatura a 3T possiamo riuscire ad ottenere un contrasto ottimale tra arterie e vene scegliendo TR lunghi, facendo sì che l’intensità del segnale delle vene periferiche si riduca, favorendo appunto il contrasto con i vasi principali.

Gli sviluppi dell’imaging parallelo nell’angiografia RM ed in particolare nella tecnica TrueSTAR sono importanti, perché non solo aiutano a diminuire il tempo di acquisizione senza perdere troppo SNR, ma aiutano a limitare il blurring, gli artefatti da movimento e le distorsioni dovute agli effetti di suscettività magnetica.

Come già abbiamo accennato nella parte della tecnica e della metodologia, risulta molto importante scegliere il giusto tempo di labeling per marcare gli spin del sangue, in base al tipo di quesito diagnostico. Infatti in caso di pazienti con problemi cardiaci, aventi tempi di circolo lenti, è necessario impostare tempi di labeling più alti di 900 ms, anche se tempi lunghi riducono il segnale finale, dopo l’operazione digitale di sottrazione tra l’immagine di labeling e l’immagine di controllo.

Utilizzando tempi di labeling più lunghi è comunque possibile acquisire i vasi nella loro maggiore estensione.

Per ridurre i tempi di acquisizione, oltre all’impiego dell’imaging parallelo, è possibile impostare il parametro Half Fourier Phase Encoding, denominato dalla casa produttrice Siemens “Phase Partial Fourier”. Esso acquisisce il 53 % del k-spazio e per la proprietà della matrice hermitiana ricostruisce i dati della parte mancante.

Il parametro è applicabile dopo la preparazione della sequenza data dagli impulsi di radiofrequenza che marcano gli spin del sangue, prima che il segnale sia acquisito e letto, con la funzione di riempire i k-spazi delle fette all’interno dello spessore dello slab di imaging selezionato.

Conclusioni

Come detto in precedenza questo lavoro è a carattere scientifico tecnologico, e quindi dobbiamo pensare agli sviluppi futuri che questa tecnica potrà avere.

Secondo me è importante considerare il fatto che l’introduzione di nuove tecniche di riempimento del k-spazio per ridurre i tempi di acquisizione ed aumentare il contrasto delle immagini, insieme alla possibilità di ridurre l’intervallo di tempo tra la marcatura degli spin del sangue e l’acquisizione vera e propria, ottenendo un procedimento sottrattivo migliore, permetterà alla tecnica di svolgere un ruolo di assoluto primo piano nella diagnosi di patologie dei vasi.

Questo percorso volto al miglioramento continuo delle tecniche avanzate di Risonanza Magnetica dovrà portare ad un minor utilizzo dell’angiografia a sottrazione digitale o della TC con mezzo di contrasto, che sfruttano l’utilizzo dei raggi X ed hanno molte controindicazioni per il paziente, anche per l’impiego di elevate quantità di MDC, facendo sì che l’angiografia RM basata su tecnica ASL diventi la metodica gold standard per la visualizzazione di eventuali patologie vascolari.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Dual-Echo arteriovenography imaging

Sequenza CODEA

Stefano Cappelli

Azienda sanitaria di Firenze, ospedale Aan Giovanni di Dio, Firenze

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

1 RIASSUNTO

Lo sviluppo di questa nuova sequenza (CODEA) è stato pensato per poter acquisire simultaneamente un’immagine angiografica arteriosa Tof (MRA) ed una venografica Bold-SWI (MRV). Le sequenze finora proposte, prive di somministrazione di Mdc, per lo studio contemporaneo della fase arteriosa e venosa, sono andate incontro a conflitti tecnici/tecnologici non sempre ben superati, ad esempio profilo di eccitazione Rf, flip angle, impulsi di presaturazione spaziali.

Lo studio dell’encefalo con acquisizioni singole Tof-MRA e Bold-MRV richiede lunghi tempi di scansione, che possono variare dai cinque ai dieci minuti per ognuna delle due fasi; per questo, nella routine clinica, lo studio MRV viene quasi sempre escluso.

Con questa nuova sequenza dual-echo, uno specifico schema di riordino del k-spazio è stato utilizzato per disaccoppiare i requisiti dei parametri di scansione relativi alla fase arteriosa MRA ed a quella venosa MRV. E’ possibile ottenere le due fasi contrastografiche, separando l’acquisizione delle regioni centrali del k-spazio ed applicando parametri di scansione appropriati per le due fasi MRA e MRV (profili Rf differenziati per le due acquisizioni MRA-MRV, impulsi MTC, acquisizioni Single Slab/ Multislab MOTSA).

Le angiografie Rm ottenute con la tecnica CODEA, sono qualitativamente comparabili con quelle ottenute con le singole scansioni convenzionali TOF MRA-Bold MRV, permettendo di visualizzare simultaneamente arterie e vene senza errori di registrazione spaziali dei vessel causate da flussi obliqui, mostrando solo una minima perdita di segnale nelle arterie periferiche di piccolo calibro, con il vantaggio però di poter ottenere questi risultati con tempi comunque inferiori a quelli richiesti dall’acquisizione di ciascuna delle due fasi separatamente.

Parole chiave

MR angiography; time of flight (Tof); susceptibility-weighted imaging (SWI); blood-oxygenation-level-dependent (BOLD) venography; dual-echo technique; CODEA

2 INTRODUZIONE

L’imaging angiografico di risonanza magnetica che si basa sulla tecnica time-of-flight (TOF) riesce a fornire una dettagliata rappresentazione anatomica delle strutture vascolari arteriose, ed è normalmente usato nell’imaging clinico dello studio encefalico. Come modalità di imaging vascolare complementare, le acquisizioni venografiche basate sul contrasto blood oxygenation level-dependent (BOLD), vengono eseguite ed usate in clinica per delineare l’anatomia venosa dell’encefalo. Poiché l’imaging di risonanza magnetica angiografico arterioso TOF(MRA) e venografico BOLD(MRV) evidenziano differenti anomalie neuronali e vascolari, tipiche delle malattie cerebrali, è opportuno acquisire entrambe le fasi negli studi di imaging encefalico. Tuttavia acquisire separatamente entrambe le fasi MRA e MRV, richiede tempi di acquisizione relativamente lunghi, tipicamente compresi tra 5-15 minuti per ciascuna acquisizione. Di conseguenza acquisire entrambe le fasi MRA e MRV nella routine clinica dell’imaging encefalico, porterebbe un incremento non sempre accettabile del tempo totale di acquisizione, riducendo il rendimento funzionale della metodica stessa, e potrebbe limitare la compliance del paziente. Il risultato di tutto questo si traduce in una mancata esecuzione della fase MRV negli studi clinici di imaging cerebrale.

Recenti pubblicazioni hanno evidenziato nuovi sviluppi tecnici relativi all’acquisizione simultanea di entrambe le fasi TOF(MRA) e BOLD(MRV), utilizzando tempi di scansione comparabili a quelli di una singola acquisizione MRA o MRV. Nonostante questo notevole progresso, rimangono comunque aspetti tecnici non ancora ben definiti per la simultanea acquisizione delle due fasi MRA e MRV, dovuti principalmente a conflitti relativi alle condizioni di scansione, necessarie per l’ottimizzazione delle fasi stesse. Da una parte, l’angiografia rm richiede l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con profilo a rampa ed elevati valori di flip angle, l’utilizzo di impulsi MTC per il trasferimento di magnetizzazione, impulsi di presaturazione spaziale e tempi di echo (TE) brevi per sfruttare al meglio l’effetto del Flow Related Enhancement. Dall’altra, l’imaging venografico MRV richiede l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con profili piatti e bassi valori di flip angle, nessun impulso di presaturazione, tempi di eco lunghi e bassi valori di Bandwidth per acquisire un miglior contrasto T2*. Questi requisiti, contrastanti tra loro, relativi ai parametri di scansione necessari per l’ottimizzazione delle due fasi MRA e MRV, non sono facilmente controbilanciati e ottimizzati nei metodi già noti di acquisizioni simultanee MRA/MRV.

Per esempio, nel metodo dual-echo proposto da Du and Jin[9], i requisiti necessari per gli impulsi RF (profilo di eccitazione RF, flip angle, impulsi di presaturazione spaziali, impulsi MTC) non sono modificabili/regolabili, separatamente tra le due acquisizioni MRA e MRV. In conseguenza di ciò, il contrasto dell’imaging vascolare delle due fasi non può essere ottimizzato.

Nell’acquisizione MRA, le arterie sono rappresentate in virtù della loro iperintensità di segnale, e il segnale dei tessuti stazionari deve essere soppresso. L’opposto accade nella fase MRV. Al fine di ottimizzare questi requisiti, in conflitto tra loro, i parametri della sequenza dual-echo dovrebbero poter essere regolabili separatamente.

I parametri di un’acquisizione dual-echo, compatibili all’ottenimento di un adeguato contrasto per le due fasi MRA e MRV, possono essere ottenuti esaminando le caratteristiche del K-spazio, e più precisamente impiegandone uno specifico schema di riordino. In particolare, essendo il contrasto dei tessuti determinato prevalentemente dalle caratteristiche di riempimento del centro del k-spazio, l’ottenimento del maggior contrasto possibile, per le due fasi vascolari MRA e MRV, può essere enfatizzato distanziando al massimo l’acquisizione del centro, relativo alle due fasi. In conseguenza di questo specifico schema di riordino del k-spazio, i requisiti relativi ai parametri di scansione possono essere disaccoppiati e regolati indipendentemente. Questo lavoro illustrerà come sia stato possibile sviluppare e implementare una sequenza cosiddetta “compatibile/ dual-echo/ arteriovenography” (CODEA), per l’acquisizione simultanea della fase TOF MRA e BOLD MRV, in una singola acquisizione MR.

3 TECNICA E METODOLOGIA

3.1Tecnica

3.1.1Impulsi RF di eccitazione

Quando gli spin relativi al flusso sanguigno penetrano più distalmente, a valle in uno slab di una regione anatomica in esame, questi ripetutamente subiscono più eccitazioni, dovute agli impulsi RF e in conseguenza di ciò gradualmente vanno incontro al fenomeno di saturazione.

Il segnale del sangue che pertanto si ottiene con una sequenza 3D TOF MRA, satura e va incontro ad una diminuzione proporzionale alla propria localizzazione spaziale, da monte a valle, all’interno dello slab in esame. Questa saturazione spaziale RF, può essere compensata ed invertita tramite l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con un profilo a rampa variabile spazialmente (TONE: tilted optimized nonsaturating excitation). In questo lavoro viene utilizzato un impulso RF minimum-phase (per minimizzare il TE nella fase MRA) con un profilo a rampa variabile spazialmente, ottenuto seguendo la struttura dell’algoritmo di Shinnar Le-Roux(Fig. 1a). Il profilo di eccitazione è stato simulato e testato da una soluzione numerica Runge-Kutta delle equazioni di Bloch (Fig. 1b).

Rispetto al sangue arterioso, il segnale proveniente dalla fase BOLD MRV risente meno dell'effetto saturazione all'interno dello slab in esame, per la differente velocità di transito del comparto venoso.

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Figura 1: Impulsi eccitazione RF “shape” e “profile” usati in TOF MRA e BOLD MRV.

a: Shape della parte reale ed immaginaria dell’impulso RF minimum-phase, con profilo di eccitazione a rampa. b: Due differenti profili di eccitazione per impulsi RF. Un impulso RF, consiste in entrambe le parti, reale ed immaginaria con un flip angle di 25° ed è stato utilizzato per l’acquisizione TOF MRA (per entrambe le acquisizioni, single e dual-echo). L’altro impulso Rf, consiste solo nella parte reale con un flip angle di 15°, ed è stato utilizzato per l’acquisizione BOLV MRV (ancora per entrambe le acquisizioni, single e dual-echo).

Durante l'acquisizione della fase MRV, l'utilizzo di impulsi RF a rampa, può causare una non uniformità spaziale del segnale proveniente dai tessuti stazionari; per ovviare a questo inconveniente, nella fase MRV viene utilizzato un impulso RF di eccitazione con profilo piatto (flat profile). Questo tipo di impulsi Rf ha una forma tipica come quella rappresentata in Fig.1, e come si può vedere è composto da una parte reale ed una immaginaria (rispettivamente la linea grigio scura e grigio chiaro della Fig.1a). La sola parte reale corrisponde all'impulso minimun-phase Shinnar Le-Roux, che genera un profilo di eccitazione Flat (linea grigio scuro in Fig.1b).

Nella nostra sequenza dual-echo CODEA, vengono utilizzati quindi due diversi impulsi RF, ciascuno per una delle due fasi MRA, MRV: per il primo eco MRA si utilizza un impulso con profilo a rampa contenente entrambe le parti - reale ed immaginaria - con un flip angle di 25°, per il secondo eco MRV, invece, l'impulso RF ha un profilo Flat, contiene solo la parte reale e viene utilizzato un flip angle di 15° (Fig.1b). Questi due diversi impulsi RF sono applicati in due distinte regioni del K-spazio nell'acquisizione di un 3d dataset, mentre i gradienti relativi alla selezione dello slab e di rifocalizzazione rimangono gli stessi.

3.1.2CODEA con uno specifico schema di riordino del K-spazio

Il diagramma temporale della sequenza CODEA è rappresentato in Figura 2.

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Figura 2: Diagramma temporale sequenza CODEA.

Nel diagramma sono stati omessi i gradienti di spoiler per semplificare la grafica. E’ stato utilizzato un impulso RF minimum-phase per tenere il TE del primo echo (Echo1 - Fig.2) il più basso possibile, utilizzando quindi un campionamento parziale del primo eco (Asymmetric) . Il secondo eco (Echo2 - Fig.2), è acquisito non in modo asimmetrico/parziale ma “full”. L’impulso MTC è stato applicato al posto dell’impulso di presaturazione solo in uno dei 3d datsets per ogni soggetto. Nella regione centrale del K-spazio dell’Echo2, è stata applicata solo la parte reale dell’impulso di eccitazione senza impulsi di presaturazione e MTC. Il loop relativo alla direzione lungo la prima codifica di fase, 1st PE (1...., N1), è stato tenuto al di fuori dal secondo loop di codifiche di fase lungo la direzione 2nd PE (1...., N2), questo per minimizzare eventuali perturbazioni indotte nella condizione dello steady-state. N1 e N2 rappresentano, rispettivamente, il numero di linee totali di codifica di fase relative alla prima e seconda codifica di fase. Come si può notare in figura, vengono utilizzati dei gradienti con compensazione del flusso del primo ordine, per i gradienti di selezione di slab (GPE2) e di lettura (Gread) .

Utilizzando il nostro specifico schema di riordino del K-spazio, i gradienti relativi alla prima (GPE1) e seconda (GPE2) codifica di fase relativi all'acquisizione del secondo eco (Echo2), sono stati progettati e vengono applicati indipendentemente dal quelli relativo al primo eco (Echo1), cioè vengono prima “riavvolti” e poi applicati di nuovo nella parte centrale di applicazione dell’inversione del gradiente di lettura relativo alla rifocalizzazione dell'Echo2. Per enfatizzare al massimo il contrasto tra le due fasi MRA e MRV, vengono applicati due differenti setting di impulsi RF: quando si acquisisce la regione centrale del K-spazio relativa al primo eco (TOF-weighted MRA region), si applica un impulso RF con profilo a rampa, variabile spazialmente e con alto valore di flip angle (20°–30°) insieme ad un impulso di presaturazione spaziale (o MTC se specificato) per enfatizzare il contrasto della fase arteriosa (Fig.3c); quando si acquisisce la regione centrale del K-spazio relativa al secondo eco (BOLD-weighted MRV region), si applica un impulso RF con un profilo flat, ed un valore di flip angle di 15°, senza impulsi di preparazione, tutto questo per enfatizzare il contrasto nella fase venosa (Fig.3c). L'applicazione degli impulsi RF proposta in questo lavoro, non è ugualmente implementabile nelle convenzionali sequenze dual-echo dove è previsto che gli echi relativi alle due fasi MRA/MRV sono acquisiti sulle stesse linee del K-spazio. L'ordine di acquisizione del K-spazio viene pertanto modificato rispetto al convenzionale sequenziale ascendente lungo la direzione della prima codifica di fase. In particolare il primo quarto di K-spazio relativo al primo eco (Echo1), viene acquisito alla fine, mentre il quarto finale di K-spazio relativo al secondo eco (Echo2) viene acquisito all'inizio lungo la prima direzione di codifica di fase (1st PE) così come raffigurato in Figura 3 a, b.

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Figura 3: Distribuzione del K-spazio CODEA. a e b: sezioni di K-spazio al centro, lungo la prima direzione di codifica di fase (1st PE), per il primo (a) e secondo (b) eco. c: Impulsi RF utilizzati per acquisizione di ciascuna regione di K-spazio. Acquisizioni Partial-echo e Full-echo sono applicate per il primo e secondo eco rispettivamente come mostrato in a e b.

Con questo specifico schema di acquisizione e riordino del K-spazio si riesce ad ottenere la massima separazione, lungo questa direzione (1st PE), delle regioni centrali del K-spazio (Fig. 3a,b).In conseguenza di questo, i parametri d’impulso relativi alla fase MRA possono essere applicati durante l'acquisizione della prima metà del centro del K-spazio relativi al primo eco, cioè nella zona dove ho una maggior pesatura TOF dell'immagine; quelli relativi alla fase MRV vengono applicati durante l'acquisizione del secondo eco nella seconda metà del centro del K-spazio, regione dove ho una maggior pesatura BOLD dell'immagine (Fig.3). Si può quindi dire che la metà periferica del K-spazio (cioè un quarto per ogni lato) relativa ad ogni eco è stata ponderata dai parametri degl'impulsi RF relativi all'altro eco. Un’altra osservazione che emerge osservando la Fig.3 è: visto che la direzione della prima codifica di fase (1stPE), è quella che solitamente ha una maggior risoluzione spaziale, rispetto a quella relativa alla seconda direzione di codifica di fase(2stPE), l'acquisizione del K-spazio viene riordinata lungo la prima direzione PE, proprio per incrementare la separazione tra i due echi (Fig.3). Inoltre, la scelta di tener fuori il loop relativo alla direzione della prima codifica di fase 1st PE dal secondo loop, relativo alla direzione della seconda codifica di fase 2nd PE, permette di applicare il blocco, relativo agli impulsi RF (Fig.3c), solo una volta a metà percorso della scansione, evitando un periodo transitorio di impulsi Rf durante l’acquisizione di un intero 3d datset.

3.2 Metodologia

Tutti gli esperimenti relativi a questo lavoro, sono stati eseguiti su uno scanner 3T (Siemens Medical Solutions, Erlangen, Germany) con una bobina per la testa a polarizzazione circolare. Le scansioni sono state eseguite su tre volontari di sesso maschile, e lo studio è stato approvato dall’institutional review board. E’ stato acquisito un totale di sei 3D datasets, per un tempo totale per ciascun soggetto di circa 1h, nello specifico: quattro sequenze dual-echo MRA e MRV e due single-echo MRA e MRV, con un numero variabile di slabs, schemi di riordino del K-spazio, con e senza impulsi MTC.

3.2.1Single-Slab, Dual-Echo Arteriovenography (CODEA)

E’ stata acquisita una sequenza single slab, dual-echo arteriovenography con uno schema di riordino del K-spazio come quello proposto in Fig.3. I parametri tecnici sono: tempo di ripetizione (TR)= 50 ms, dimensioni matrice 512x208x64, FOV=220x179x88 mm3, numero di medie=1. E’ stato utilizzato un campionamento parziale del k-spazio al 75% (Partial-Fourier) per ridurre i tempi di scansione con l’aggiunta di un oversampling in direzione della slice del 18% per impedire artefatti da ribaltamento, questi due parametri ( Partial-Fourier, oversampling) sono stati applicati lungo la direzione della seconda codifica di fase (2nd PE), ovvero nella direzione della slice. Il tempo totale di scansione per un’acquisizione 3D è pari a 9,8min. Il TE e la bandwidth di acquisizione sono rispettivamente 3.2ms e 150Hz/pixel per il primo eco, e 24ms e 34 Hz/pixel per il secondo echo. E’ stato utilizzato anche il parametro “Partial echo sampling” al 67% per ridurre il TE relativo al primo eco, mentre per il secondo eco si è utilizzato un campionamento “full” per aumentare il rapporto segnale rumore (SNR). La regione centrale del K-spazio, relativamente al primo eco (TOF-weighted MRA region, Fig.3) è stata acquisita utilizzando un impulso Rf con profilo a rampa con un flip angle di 25° (20°-30°) (Fig. 1b, linea grigio chiaro) e con un impulso di presaturazione spaziale. Entrambe le parti, reale ed immaginaria dell’impulso (linea grigio scuro e chiaro Fig.1a), sono state utilizzate per questa acquisizione. Per quanto riguarda invece la regione centrale del K-spazio relativa al secondo eco (BOLD-weighted MRV region Fig.3), questa è stata acquisita utilizzando un impulso Rf dal profilo “flat” con un flip angle di 15° (Fig. 1b linea grigio scuro), con solo la parte reale (linea grigio scuro Fig 1a). L’impulso MTC non è stato utilizzato per cercare di mantenere bassi i valori del SAR (a meno che non sia specificato diversamente). L’utilizzo degli impulsi MTC è stato testato separatamente in delle sequenze dual-echo eseguite in seguito.

3.2.2Conventional Single-Slab, Single-Echo MRA e MRV

Sono state eseguite separatamente, per confronto con le sequenze CODEA MRA/MRV, delle sequenze convenzionali single eco TOF MRA, BOLD MRV. I parametri tecnici di scansione per la sequenza single-eco MRA convenzionale sono identici a quelli utilizzati per la sequenza CODEA per il primo eco (TOF-weighted MRA region) e sono applicati al campionamento single-eco dell’intero K-spazio. Analogamente i parametri tecnici di acquisizione dell’acquisizione single-eco MRV convenzionale sono identici a quelli del secondo eco (BOLD-weighted MRV region) della sequenza CODEA, e pure questi sono applicati al campionamento single-eco dell’intero K-spazio.

3.2.3Multislab CODEA

Uno dei vantaggi nell’utilizzo delle sequenze CODEA, è quello di poter utilizzare acquisizioni multislab, dual-echo MRA e MRV, con una perfetta continuità vascolare su un’ampia copertura dell’anatomia encefalica. Per dimostrare questa caratteristica la sequenza CODEA MRA/MRV, è stata acquisita con due slab embricati tra loro, utilizzando la tecnica MOTSA (Multiple, overlapping, thin-slab, acquisition), tecnica comunemente utilizzata per le acquisizioni 3D TOF MRA. I parametri tecnici sono simili a quelli utilizzati per la single-slab CODEA, tranne che per le dimensioni della matrice di acquisizione = 512x208x32, FOV=220x179x44 mm3, ed il gap relativo all’embricatura dei due slab uguale a -5mm; la parte immaginaria del impulso RF a rampa (per la regione TOF) è stata ridotta della metà, diminuendo così il flip angle relativo al primo eco dal range 20°-30° a 22.5°-27.5°, al fine di migliorare l’intensità di segnale vascolare tra i due slab.

3.2.4Multislab, Dual-Echo Arteriovenography Senza Riordino del K-spazio

La sequenza multislab CODEA MOTSA è stata confrontata con una convenzionale multislab dual-eco MOTSA senza il riordino del K-spazio. In assenza dello specifico riordino del K-spazio, il riempimento previsto nelle sequenze convenzionali, prevede una modalità sequenziale crescente secondo le codifiche di fase. Il profilo degli impulsi Rf flat, con flip angle = 20°, valore intermedio tra i 25° relativi al primo eco e i 15° del secondo eco. Nessun impulso di presaturazione è stato applicato per entrambi gli echi. I rimanenti parametri sono identici a quelli della mutislab CODEA. Alla fine questa sequenza ha un setting molto simile a quella riportata nel lavoro di Du e Jin[9], eccetto che per le differenti bandwidths utilizzate per il campionamento dei 2 echi, e per l’acquisizione di un eco “full” per il secondo eco.

3.2.5Single-Slab CODEA con impulsi MTC

Un’ulteriore sequenza single-slab CODEA MRA/MRV è stata acquisita utilizzando un impulso MTC e un TR di 58ms. Gli altri parametri tecnici di scansione sono rimasti invariati rispetto all’acquisizione con la sequenza single-slab CODEA senza impulsi MTC, ad eccezione dell’assenza di impulsi di presaturazione.

3.2.6Reconstruction e Data Analysis

Ciascun 3D datset di dati grezzi è stato trasformato tramite Fourier per generare immagini 3D isotropiche con matrici di dimensioni 512x416x204 per le acquisizioni single-slab, e 512x416x102 per le multislab (2 slab), utilizzando la procedura di riempimento del k-spazio “Zero-Filling”. Il contrasto relativo alla fase venosa è stato enfatizzato utilizzando la tecnica di filtraggio “phase-mask”. Per verificare gli effetti sul segnale degli impulsi MTC nella sequenza CODEA MRA/MRV, è stato calcolato il rapporto segnale rumore dei tessuti, relativi alle acquisizioni single-slab, con e senza impulsi MTC, misurando l’intensità di segnale in aree cerebrali prive di evidenti vasi sanguigni e in aree al di fuori della regione encefalica. La fase MRA è stata rappresentata tramite immagini Maximum Intensity Projection (MIP), mentre la fase MRV tramite immagini Minimum Intensity Projection (MinIP).

4 DISCUSSIONE

Di seguito saranno poste a confronto le varie tecniche sin qui descritte, cercando di capire vantaggi e punti a sfavore tra le acquisizioni CODEA MRA/MRV e le convenzionali single-echo, dual-echo MRA/ MRV.

4.1Single-Slab CODEA MRA/MRV vs Convenzionali Single-Slab, Single-Echo MRA/MRV

Le angiografie rm acquisite con tecnica CODEA, sono qualitativamente comparabili con quelle acquisite utilizzando la tecnica convenzionale single-echo per tutti i soggetti sottoposti al test (Fig.4). E’ possibile osservare tuttavia, una leggera diminuzione del contrasto arterioso nei vasi di piccolo calibro più periferici (frecce in Fig. 4,e).

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Figura 4: Confronto tra angiografie TOF, acquisite con tecnica convenzionale single-echo e tecnica CODEA. a-c: MIP TOF convenzionale single-echo, lungo la direzione assiale (a), sagittale (b), coronale (c) per l’intero volume 3D. d-f: MIP TOF Primo echo CODEA lungo la direzione assiale (d), sagittale (e), coronale (f), per l’intero volume 3D. Risoluzione per tutte le immagini raffigurate 0.43_0.86_1.4 mm3. Le frecce in b ed e identificano una diminuzione del contrasto vascolare nei vasi di piccolo calibro periferici.

L’intensità del segnale dei vasi, mostrati nelle immagini mip sagittali e coronali (Fig.4e,f) è relativamente uniforme in tutta la direzione del flusso arterioso, indicandoci che la degradazione del segnale, prevista a causa della saturazione del sangue, viene ben compensata dall’utilizzo di impulsi con profilo a rampa solo per la regione centrale del k-spazio. In entrambe le acquisizioni single-echo e CODEA, si nota come gli impulsi di presaturazione siano efficaci nel sopprimere il segnale venoso, accentuando così l’iperintensità del segnale arterioso.

Le immagini MRV acquisite con tecnica single-echo e CODEA, a tre diversi livelli cerebrali, sono mostrate in Figura 5, e si può affermare che le due tecniche di esecuzione sono qualitativamente equivalenti per tutti i soggetti che hanno preso parte allo studio, anche nelle regioni più vicine al bordo dello slab in esame (Fig. 5f), dove le differenze dei valori di flip angle, tra regioni centrali e periferiche del K-spazio sono più elevate (Fig.1b). I risultati suggeriscono che le caratteristiche del segnale del secondo eco per la CODEA MRV, sono stati prevalentemente determinati dall’utilizzo di un impulso di eccitazione “flat”, applicato nella regione centrale del K-spazio.

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Figura 5: Confronto tra venogrammi BOLD, acquisiti con tecnica convenzionale single-echo e tecnica CODEA per lo stesso soggetto rappresentato in Figura 4. a-c: MinIP convenzionale single-echo BOLD venogramma a tre differenti livelli. d-f: MinIP secondo echo CODEA BOLD venogramma, stessi livelli come a-c. Risoluzione per tutte le immagini raffigurate 0.43_0.86_1.4 mm3. Tutte le immagini sono proiezioni MinIP su di una slab di spessore di 10mm.

4.2 Multislab CODEA MRA/MRV vs Multislab Dual-Echo Arteriovenography Senza Riordino del K-spazio

La sequenza multislab (due slab) CODEA MRA ha dimostrato un’uniformità dell’intensità di segnale e una continuità vascolare senza soluzione di continuità nella zona dell’embricatura e delle slices adiacenti la periferia dei due slab (frecce Fig. 6a), mentre nell’angiografia acquisita senza riordino del K-spazio si notano variazioni dell’intensità di segnale nelle stesse regioni (frecce Fig. 6c). Questa variazione di segnale è dovuta probabilmente all’effetto di saturazione degli spin nelle regioni periferiche che non possono essere compensate con l’impiego di impulsi di eccitazione di tipo “flat”.

Dal nostro test emergono altri due inconvenienti dell’acquisizione MRA senza riordino del K-spazio presenti in tutti i soggetti esaminati, e sono un ridotto contrasto delle strutture vascolari, a causa della diminuzione del segnale da inflow-enhancement dovuto all’utilizzo di un flip angle intermedio, e la comparsa di segnale proveniente dai grossi vasi venosi, che non può esser eliminato senza l’utilizzo di impulsi di presaturazione (punta di freccia in Fig.6c).

A differenza dell’MRA, non si osservano considerevoli differenze di qualità nelle immagini per la fase MRV, tra le acquisizioni multislab CODEA e le multislab dual-echo arteriovenography senza riordino del K-spazio (Fig.6d). Le due tecniche dimostrano un’uniforme e continua distribuzione dell’intensità del segnale nella zona dell’embricatura e delle slices adiacenti le due slab (frecce in Fig. 6 b,d).

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Figura 6: Confronto tra CODEA MRA/MRV e mutislab dual-echo MRA/MRV senza schema di riordino del K-spazio. Per lo stesso soggetto come nelle Figure 4 e 5. a e b: angiografia TOF (a) e venografia BOLD (b) acquisite con tecnica CODEA. c e d: angiografia TOF (c) e venografia BOLD (d) acquisite usando sequenza dual-echo senza schema di riordino del K-spazio.

Un impulso Rf con profilo “flat” (flip angle 20°) è stato utilizzato senza impulsi di preparazione per l’acquisizione dell’intero K-spazio in entrambi gli echi Figura 6c,d. Le immagini di Figura 6a,c sono dei MIP dell’intero volume 3D e le immagini di Figura 6b,d sono MinIP di uno slab di 17mm di spessore. La risoluzione per tutte le immagini di Figura 6 è 0.43x0.86x1.4mm3.

4.3Single-Slab CODEA MRA/MRV with MTC Pulse

Il valore del TR viene leggermente allungato con l’impiego di impulse MTC (58 ms con MTC, 50 ms senza MTC). Tuttavia la visualizzazione di arterie di piccolo calibro è stata migliorata con l’utilizzo degli impulsi MTC per tutti i soggetti sottoposti a test ( frecce Figura 7a,c). L’intensità di segnale dei tessuti nella CODEA MRA, con gli impulsi MTC, viene ridotta di un fattore 13±2% rispetto a quello senza MTC, e il rapporto segnale rumore viene ridotto di un fattore 15±5%. D’altra parte gli effetti dell’utilizzo degli impulsi MTC per la CODEA MRV sono trascurabili (Figura 7b,d): l’intensità di segnale dei tessuti aumenta di un fattore 4±5% quando si utilizzano gli impulsi MTC, il valore del SNR di un fattore 2±7%. E’ da notare che il T1 dei tessuti è circa 1-1,5s a 3T, e che l’incremento dell’intensità di segnale che ci si aspetta con l’allungamento del TR da 50ms a 58ms con flip angle=15°, è circa il 6%. Questi valori stanno ad indicare che l’utilizzo dell’MTC ha avuto poco effetto per la CODEA MRV.

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Figura 7: Confronto tra CODEA MRA/MRV con e senza impulsi MTC, in un soggetto diverso da quello raffigurato in Figura 4-6. a e b: angiografia TOF (a) e venografia BOLD (b) acquisite con tecnica CODEA con impulso MTC. c e d: angiografia TOF (c) e venografia BOLD (d) acquisite con tecnica CODEA senza impulso MTC.

Le immagini di Figura 7a,c sono dei MIP dell’intero volume 3D e le immagini di Figura 7b,d sono MinIP di uno slab di 10mm di spessore. Gli impulsi MTC migliorano la visualizzazione dei vasi di piccolo calibro nell’angiografia TOF frecce in Figura 7c, senza un apparente effetto sull’immagine BOLD.

5 CONCLUSIONI

In questo studio è stata sviluppata e testata una tecnica più raffinata di acquisizione di immagini arteriovenografiche dual-echo (CODEA), che ha permesso di acquisire immagini 3D MRA uniformi e prive di discontinuità, in grado di coprire grandi volumi cerebrali, senza degradazioni sulla qualità dell’immagine relative alla fase MRV. I risultati preliminari hanno dimostrato che la qualità dell’immagine e il contrasto delle strutture vascolari, ottenuti con la tecnica CODEA MRA/MRV, sono comparabili alle singole acquisizioni convenzionali single-echo MRA e MRV. Messa a confronto con un’acquisizione dual-echo arteriovenography con impulsi Rf flat e senza schemi specifici di riordino del K-spazio, quest’ultima mostra variazioni spaziali dell’intensità di segnale e una riduzione del contrasto vascolare della fase MRA. La condizione di avere uniformità di intensità di segnale arterioso su un ampio volume cerebrale, è basilare per un’accurata valutazione dell’integrità vascolare nell’imaging cerebrale. Mantenere un elevato SNR nel secondo echo (MRV) era già stata una delle sfide affrontate e risolta solo parzialmente con la precedente tecnica di acquisizione dual-echo, proposta nel lavoro di Du e Jin[9], dove era previsto che entrambi gli echi, relativi alle due fasi MRA e MRV, fossero acquisiti con gli stessi parametri: bandwidth di acquisizione di 81Hz/pixel, double slabs, e campionamento parziale dell’echo. In confronto la tecnica CODEA prevede l’utilizzo di un valore basso per la bandwidth di acquisizione (34 Hz/pixel) del secondo echo, che comporta, secondo le nostre stime, un incremento del 54 % per il parametro SNR. Altra osservazione che possiamo trarre è che con l’utilizzo della tecnica single-slab CODEA MRV,il valore del SNR dovrebbe aumentare del ≈40% (cioè √2) rispetto a quello ottenibile con le acquisizioni double-slab, riuscendo comunque a mantenere un buon contrasto vascolare MRA e uniformità dell’intensità di segnale. Inoltre l’utilizzo del campionamento full-echo per il secondo eco nella CODEA, contribuisce a migliorare il valore di SNR per la fase MRV.

I risultati preliminari a nostra disposizione hanno dimostrato che le tecniche comunemente usate nelle acquisizioni convenzionali 3D TOF MRA, come ad esempio MOTSA, possono essere tranquillamente incorporate nel metodo CODEA. Tuttavia qualsiasi trade-off relativo al contrasto vascolare delle fasi MRA/MRV, associato quindi al numero di slab utilizzati, non può essere risolto con il metodo CODEA.

Nel nostro studio, gli impulsi MTC sopprimono selettivamente il segnale del tessuto di fondo (acqua legata) nella fase MRA, migliorando così il contrasto arterioso (Fig. 7c). D’altra parte, come abbiamo dimostrato precedentemente nel testo, gli impulsi MTC hanno uno scarso effetto sul contrasto venoso della fase MRV (Fig.7d). Uno dei limiti nell’utilizzo degli impulsi MTC con gli scanner a 3T è legato all’aumento del SAR. Per ovviare a questa problematica, gli impulsi MTC sono stati ridotti ponderando molto più il centro del K-spazio rispetto alla periferia.

Dal confronto tra la CODEA MRA e l’acquisizione convenzionale singl-echo MRA viene fuori una moderata riduzione del segnale nelle arterie periferiche di piccolo calibro (Fig.4e). Questo è presumibilmente dovuto al fatto che la differenza di flip angle tra il centro del K-spazio e le regioni periferiche è più alta in alcune piccole arterie a valle del circolo arterioso (Fig.1b), quest’ultime sono probabilmente più soggette ai cambiamenti delle caratteristiche dei bordi delle regioni del K-spazio, rispetto alle strutture vascolari di dimensioni maggiori. Lo schema di riordino del K-spazio lungo una sola direzione della codifica di fase, e non di entrambe, porta ad un vantaggio in quanto nella direzione di codifica di fase non utilizzata per il riordino, è possibile applicare la tecnica del parallel imaging, al fine di ottenere una riduzione del tempo di scansione.

D’altra parte, il riordino del K-spazio lungo entrambe le direzioni di codifica di fase, potenzialmente può migliorare il contrasto vascolare delle immagini tramite un incremento della separazione dell’acquisizione delle regioni centrali del K-spazio dei due echi. Un inconveniente legato all’utilizzo del riordino del K-spazio in entrambe le direzioni, è dovuto all’incremento delle perturbazioni nella condizione dello steady-state, da imputare alle multiple transizioni degli impulsi RF. Sono necessari tuttavia ulteriori studi, che esulano da questo contesto, per approfondire gli effetti derivanti dall’acquisizione di diversi schemi di riordino del K-spazio per entrambe le direzioni di codifica.

La tecnica CODEA proposta in questo studio si dimostra utile sia nella conduzione di studi fisiologici che nelle applicazioni di diagnostica clinica. Per una valutazione accurata di alcune condizioni patologiche, per esempio, malformazioni artero-venose (MAV), la malattia di Moyomoya, viene sempre richiesto di acquisire entrambe le informazioni derivanti da strutture vascolari arteriose e venose. Nelle tradizionali angiografie contrast-enhancement (sia X-ray, che MR) il comparto vascolare arterioso e venoso viene sempre rappresentato in base alla propria fase dinamica tempo-dipendente, e viene poi visualizzato sotto forma di singoli frame. Quando si incontrano variazioni fisiologiche dei normali circoli artero-venosi o si presentano delle limitazioni tecniche nel catturare, in precisi riferimenti temporali, sia il circolo arterioso che venoso, la tecnica contrast-enhancement non riesce ad essere di aiuto nel differenziare le due distinte fasi vascolari. Al contrario, con la tecnica CODEA riusciamo ad ottenere una visualizzazione “contemporanea” sia delle arterie che delle strutture vascolari venose (utile ad esempio in tutti quei casi in cui è necessario minimizzare la registrazione di variazioni temporali o fisiologiche delle strutture vascolari), che vengono rappresentate in due datsets distinti, identificabili per il loro ben differenziabile contrasto vascolare (bright and dark).

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Perfusione cerebrale

Sviluppo e utilizzo della tecnica PRESTO

Silvia Bicchi

Azienda Usl 4, Ospedale S.Stefano, Prato

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

In questa verifica viene illustrata la nascita, lo sviluppo e l’utilizzo della sequenza PRESTO (Rapid Principles of Echo Shifting with a Train of Observations) della Ditta Philips negli studi RM di perfusione mediante metodo DSC (Dynamic Susceptibility Contrast) mettendola anche a confronto con le altre rapide tecniche a disposizione quali le EPI (Echo Planar Imaging) per le misure dei parametri di emodinamica cerebrale.

Con lo studio di perfusione in Risonanza magnetica si va ad analizzare l’apporto sanguigno capillare che si attua in una scala dimensionale dell’ordine dei micron a fronte di una risoluzione spaziale di scansione dell’ordine del millimetro per cui, oltre ai capillari, rientreranno tutta una serie di altre sostanze non direttamente coinvolte nell’atto perfusivo. Pertanto la risoluzione temporale dovrà essere estremizzata al massimo per ottenere una dinamica veloce del segnale data solo dalla componente del microcircolo (mentre le altre sostanze all’interno del voxel non dovranno contribuire alla modifica del segnale).

La tecnica PRESTO combina l’ES (Echo Shifting), che consente TE (Echo Time) superiori al TR (Repetition Time) della sequenza, con l'acquisizione di linee multiple di K-spazio per ogni eccitazione, al fine di ottenere un metodo abbastanza veloce pur mantenendo un sufficiente TE per un contrasto ottimale.

Parole chiave

PRESTO, Echo Planar Imaging, Dynamic Susceptibility Contrast, T2*, Echo shifting

Introduzione

La Risonanza Magnetica è emersa da qualche anno come metodo promettente per gli studi di perfusione cerebrale, dal momento che parametri importanti clinicamente quali il CBF (Cerebral Blood Flux), il CBV (Cerebral Blood Volume) e il MTT (Medium Transit Time) possono essere ora accessibili da sofisticati algoritmi di post-processing.

Nell’Imaging perfusionale è fondamentale avere un’alta risoluzione temporale, per questo la tecnica EPI è tutt’oggi il metodo più usato, soprattutto Gradient Echo (GRE) ma anche Spin Echo (SE). Le GRE non avendo rifocalizzazione soffrono di SNR (Signal to Noise Ratio) inferiore alle SE a causa delle disomogeneità intrinseche e di quelle aggiunte dal MdC(Mezzo di Contrasto) al contrario delle SE che d’altro canto hanno una dipendenza forte dal TE nel senso che perdono molto segnale dovendo utilizzare TE più lunghi delle GRE e poi, essendo sensibili al flusso nei piccoli vasi, tendono a portare a dei valori di CBF più bassi rispetto alla GRE e richiedono una maggiore quantità di MdC, circa il doppio. La lunga finestra di acquisizione nella EPI, rispetto al tempo T2* durante il passaggio del bolo, porta a un significativo decadimento del segnale durante il treno di echi e può rappresentare un problema per il monitoraggio del bolo; per essere nel miglior modo sensibili ai cambiamenti del T2* indotti dall’agente di contrasto, tutti i dati di immagine dovrebbero essere acquisiti in un tempo relativamente lungo di eco, e per avere il contrasto ottimale nelle GRE, il TE dovrebbe essere uguale a T2*. A causa del range dei tempi di eco in cui la EPI acquisisce dati, le diverse parti del treno di echi non possono tutte essere ottimamente sensibili all'effetto del bolo, infatti ogni linea del K–spazio è ponderata in modo diverso rispetto al T2*. Inoltre la risoluzione spaziale effettiva delle immagini EPI dipende, tra gli altri parametri, dal valore T2*, che cambia drammaticamente durante il passaggio del bolo, in particolare nella materia grigia e in prossimità dei vasi, così la risoluzione della EPI single-shot sarà degradata durante il passaggio del bolo, con conseguenti effetti di volume parziale; di conseguenza il decadimento T2* durante l’acquisizione comporterà una perdita di risoluzione dell'immagine EPI e questo effetto sarà più forte in una finestra di acquisizione lunga e in un (relativamente) breve T2*. Questo limita la finestra utile di acquisizione ai valori brevi del T2* che si verificano durante il passaggio del bolo. Un metodo per diminuire questi problemi è l'uso di un metodo EPI segmentato con una finestra di acquisizione (treno di echi) che è significativamente più breve del valore più breve T2* durante il passaggio del bolo al fine di mantenere la risoluzione dell'immagine durante l'esperimento.

Per ovviare a questo inconveniente e mantenere alta risoluzione temporale e ponderazione T2* una valida alternativa consiste nell’utilizzare la sequenza PRESTO (Fig.1) [1] in cui gradienti di campo aggiuntivi spostano l'eco di gradiente rifocalizzato in un successivo periodo TR facendo sì che il TE risulti più lungo del TR e si realizzi la pesatura T2* al tempo giusto.

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Fig.1: Schema della sequenza PRESTO

Tecnica e Metodologia

STORIA: La sequenza PRESTO nasce come una tecnica di imaging funzionale agli inizi degli anni’90 quando la RM ad 'alto campo' era a 1.5 Tesla, i gradienti avevano bassi switching rates e forza (10 milliTesla/metro con Slew rate 17T/m/s), le bobine di ricezione sensibilità sub-ottimale; l'imaging parallelo non era stato ancora sviluppato e le EPI non venivano ancora usate comunemente su scanner clinici, l’imaging veloce era quindi costituito da GRE (FLASH,GRASS,ecc) con un breve TR, sia per applicazioni di perfusione nonché BOLD fMRI. Proprio in esperimenti sulla perfusione si era capito che accelerando la scansione, quindi accorciando il TR, era fortemente limitata la gamma disponibile di TE, con conseguenze dannose per il contrasto ottimale a causa dell’effetto T2* del bolo; il problema fu allora minimizzato spostando l'eco verso la fine dell'intervallo di TR. Lo spingere verso TE più lunghi, insieme alla riduzione del tempo di ripetizione della sequenza per l’ottenimento di una risoluzione spaziale desiderata e risoluzione temporale da immagine a immagine, portò all’idea di ritardare l'eco in un successivo periodo TR, con un conseguente TE più lungo del TR della sequenza (Echo Shifting).

La prima attuazione dell’ES Gradient Echo (proposta da Moonen et al. nel 1992) è mostrata nelle Fig.2a[2] e 2b[3] con forme d'onda di gradiente modificate e aggiunte per rifocalizzare il segnale proveniente da ciascun impulso RF dopo il successivo:

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Fig.2:Prima attuazione della tecnica ES

Gli spin eccitati dal primo impulso RF sono rifocalizzati nel secondo periodo TR, quelli eccitati dal secondo impulso RF sono rifocalizzati nel terzo periodo,gli spin eccitati nell’

n-esimo periodo sono rifocalizzati nell’(n+1)-esimo periodo TR. L’echo shifted è quindi realizzato portando gli spin in fase al tempo di echo desiderato rispetto ad ogni gradiente principale e defasando gli altri possibili echi di gradiente e spin. Il gradiente di selezione della fetta è invertito completamente all’inizio di ogni periodo TR per mantenere la stessa fase per tutti gli spin che erano eccitati dall’impulso RF nel precedente periodo TR. Dopo il periodo di acquisizione nell’n-esimo periodo TR del segnale degli spin eccitati nell’(n-1)-esimo periodo TR, un gradiente nella direzione della fetta è usato per portare gli spin in fase che erano eccitati nell’n-esimo periodo TR. Un gradiente addizionale all’inizio di ogni periodo TR è usato per defasare ogni gradient-recalled echo di spin che sono stati eccitati nello stesso periodo TR. La polarità del gradiente addizionale è alternata per rifasare gli spin eccitati dall’impulso RF dell’ennesimo periodo TR nell’(n+1)-esimo periodo rispetto al gradiente addizionale. Ogni direzione può essere usata per il gradiente addizionale fino a che sia utilizzata una sufficiente forza di defasamento. L’effetto netto dei cruscher quindi è che la Mxy è defasata in un ciclo TR ma rifocalizzata nel successivo. La codifica di fase si ottiene alla fine di ogni periodo TR al fine di mantenere un gradiente di codifica di fase ogni echo acquisito (la codifica di fase nel periodo TR ennesimo serve per codificare l'eco dell’(n + 1) esimo periodo TR). Gli impulsi RF nella nuova sequenza non servono come impulsi di rifocalizzazione per gli echi rifasati, essi servono come impulsi di eccitazione nell’ennesimo periodo TR portando all’echo desiderato nell’ (n + 1)-esimo periodo TR. Così, la magnetizzazione trasversale creata nell’n-esimo periodo TR, che porta all’eco nello

(n + 1)-esimo periodo, rimane invariata dagli impulsi RF dell’ (n + 1)-esimo periodo TR.

Lo schema venne poi generalizzato in un numero arbitrario n di shift di TR modificando il gradiente di selezione della fetta di una forma 1 / n, +1, -1 (anziché ½,+1,-1) e il gradiente supplementare per arrivare ad uno shifting di n valori (Fig.3) [2]:

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Fig.3:Generalizzazione della tecnica ES

L'acquisizione ES-FLASH fu successivamente accelerata mediante raccolta di linee multiple di k-spazio all'interno di ogni TR in modo interleaved EPI, creando la prima sequenza PRESTO (Fig.4)[4]:

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Fig.4: Schema della prima sequenza PRESTO

Nella PRESTO quattro gradient-recalled echo vengono acquisiti per ogni periodo TR e l’echo-train è spostato di un periodo TR dalla particolare struttura del gradiente di selezione della fetta. Così gli spin eccitati dal primo impulso RF portano a quattro echi di gradiente durante il secondo periodo TR. Gli Spin eccitati dal secondo impulso RF portano a quattro echi di gradiente nel terzo periodo TR. In generale, gli spin eccitati nel periodo n-esimo vengono riorientati quattro volte nell’ ( n + 1)-esimo periodo TR. Nella sequenza sono state utilizzate le seguenti caratteristiche di gradiente:

a)GRADIENTE DI SELEZIONE DELLA FETTA: il gradiente di selezione della fetta durante l'impulso RF è seguito da un lobo inverso di uguale durata tale da mantenere a zero lo sfasamento netto per tutti gli spin che sono stati eccitati nel precedente periodo TR. Dopo il periodo di acquisizione,un impulso di gradiente di rifasamento viene utilizzato per rifasare gli spin eccitati nel periodo TR corrente. Per spostare l'eco–train n periodi TR, l'ampiezza di questo impulso di rifasamento deve essere diviso per n.

b)GRADIENTE DI LETTURA: un gradiente di sfasamento è seguito da un sistema di switch di gradiente tale che gli spin siano riorientati a metà di ognuno dei quattro periodi di lettura. Inoltre,un lobo di rifasamento è posto a seguire l'eco-train con conseguente sfasamento netto a zero all'interno di ogni periodo TR.

c)GRADIENTE DI CODIFICA DI FASE: ogni eco di gradiente è codificato nella fase secondo la traiettoria del K-spazio di Fig .5[4] :

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Fig.5: Traiettoria del K-spazio nella PRESTO

Così il primo eco acquisito è codificato con la massima codifica di fase negativa. Il "blip "tra echi successivi aumenta la fase corrispondente ad un quarto dell’intero KY-spazio. I rewinders di codifica di fase sono utilizzati alla fine di ogni periodo TR per riportare gli spin in fase prima della seguente eccitazione RF. Nel successivo periodo TR, il lobo di sfasamento iniziale e il lobo di rewinder sono incrementati mentre i " blip " rimangono identici.

Il passo successivo è mostrato in Fig.6[2] :

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Fig.6: Implementazione della sequenza

Il nuovo schema ha permesso un numero arbitrario di shifts di TR mantenendo le stesse forme d'onda per ogni periodo TR: questo è stato ottenuto utilizzando due crusher in ogni TR, uno prima e uno dopo l'acquisizione, con un rapporto di 1:2 per uno shift di un TR. Ciò può essere generalizzato a un rapporto di n/(n +1) per spostare n periodi TR. Il gradiente di selezione della fetta è ancora utilizzato anche per l’echo shifting, simile alle precedenti implementazioni. Anche la codifica di fase è riavvolta in ogni TR per mantenere i momenti di gradiente costante, migliorando la stabilità temporale. Due altre aggiunte hanno avvicinato questo modello alla versione finale della sequenza PRESTO: l'estensione di codifica 3D e l'uso dello scrambling (rimescolamento) di fase per migliorare la soppressione degli echi stimolati di RF.

La versione finale della sequenza PRESTO è uscita nel 1995 (Fig.7) [2] :

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Fig.7:versione finale della sequenza PRESTO

Essa combina la codifica di fase 3D con l'acquisizione eco multipla e l’echo shifting dalla versione precedente. Ha anche il gradiente aggiuntivo della precedente 3D ES FLASH, così come il suo scrambling di fase. Una piccola differenza è che ora il gradiente di selezione della fetta è alla fine completamente distinto in funzione dei gradienti di echo shifting addizionali, la forma −1;2;−1 rifocalizza sia il segnale dell’eccitazione corrente che di quelle precedenti.

UTILIZZO DELLA PRESTO CON SENSE: in una ricerca condotta da Golay et al. nel 2000 è stato testato il metodo che combina la PRESTO con SENSE, utilizzando un set di esperimenti sia di tipo motorio che visuale e tale metodo è stato comparato con l’imaging funzionale convenzionale. Nella Fig.7[5] si può notare un lieve peggioramento in termini di rumore nelle immagini Sense ma anche la correzione di intensità svolta dalla ricostruzione Sense soprattutto nella parte mediale e frontale del cervello:

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Fig.7: Confronto della qualità dell'immagine ottenuta con

Presto (A) e PRESTO-SENSE (B)

L’esperimento sopracitato ha portato alla conclusione che può davvero essere fattibile uno studio funzionale di tutto il cervello con risoluzione temporale elevatissima (1 secondo) con la sequenza 3D PRESTO-SENSE.

UTILIZZO DI SENSE PRESTO CON PARTIAL ENCODING FOURIER: nel 2003 Klarhofer et al.hanno proposto per una rapida SWI l’utilizzo della PRESTO associata a SENSE e ad acquisizione partial-Fourier; il metodo usa un fattore Sense di 2 e sfrutta un’acquisizione alternata parziale del k spazio nella direzione di codifica di fase “slow” permettendo una iterativa ricostruzione usando stime di fase ad alta risoluzione. Offrendo una risoluzione spaziale isotropica di 4x4x4mm la nuova sequenza copre l’intero cervello compreso parte del cervelletto in 0,5 secondi. La stabilità temporale del segnale è comparabile a quello di una sequenza full Fourier, una sequenza full-FOV EPI che ha lo stesso tempo di scansione dinamico ma meno copertura cerebrale. Il fattore SENSE è moderato perché se si usasse più alto avremmo riduzione del tempo di scansione ma anche un aumento del rumore dipendente dalla geometria della bobina utilizzata, per cui un fattore 2 è risultato essere un buon compromesso. Sappiamo bene che l'approccio zero filling comunemente usato per ricostruire dati partial-Fourier introduce perdite di risoluzione spaziale. I metodi iterativi proposti da Cuppen e van Est e Liang et al.che generano dati simmetrici nel k-spazio utilizzando stime di fase sono in grado di ripristinare queste perdite completamente, ma solo se sono presenti complete informazioni di fase ad alta risoluzione. In pratica le stime di fase a bassa risoluzione sono ottenute acquisendo poche righe oltre alla metà di k - spazio. Nel caso di studi dinamici i dati full-Fourier acquisiti prima delle serie temporali possono essere utilizzati per correggere le fasi delle singole scansioni dinamiche partial-Fourier . Per catturare i cambiamenti temporali delle stime della fase ad alta risoluzione viene proposto da Klarhofer et al. di alternare la metà campionata di K-spazio con ogni volume acquisito: questo consente una combinazione di due successive scansioni dinamiche per poi calcolare una stima di fase ad alta risoluzione, stima che verrà riaggiornata ogni secondo volume acquisito e permetterà la correzione delle acquisizioni individuali partial-Fourier. Dal momento che l'acquisizione 3D permette la separazione della direzione di codifica di fase rapida ( " blip “ ) dalla direzione partial-Fourier , tutti gli echi nella direzione partial -Fourier saranno campionati allo stesso tempo di eco, quindi nessun sviluppo di fase (T2*) avverrà in questa direzione, migliorando così la qualità delle stime di fase. Nell’esperimento funzionale di Klarhofer la sequenza è stata confrontata qualitativamente con una sequenza EPI.

Mentre sequenze EPI possono trarre vantaggio da tecniche di imaging parallelo rispetto alla qualità dell'immagine (meno distorsioni dovute ai treni di lettura più brevi ), o ragionevoli risoluzioni spaziale per il tempo di imaging , o rumore acustico (uso della larghezza di banda di lettura più piccole e gradienti inferiori), la necessità di lunghi tempi di eco limita le possibilità di ridurre i tempi di imaging totale nella SWI con EPI; ciò è dovuto al fatto che l'effettivo TE di sequenze standard EPI si verifica dopo la metà del treno di lettura totale.

Se metodi di imaging parallelo sono utilizzati per ridurre i tempi di acquisizione il treno di lettura sarà accorciato simmetricamente intorno al tempo di eco. Per un TE fisso questo introduce tempi morti tra eccitazione e acquisizione dei dati. Tuttavia il principio di ES di PRESTO riempie i periodi di attesa con ulteriori parti di sequenza e quindi permette l'uso in tempi rapidi di tecniche di imaging parallelo in applicazioni pesate T2*. Inoltre, come metodo multishot, PRESTO utilizza generalmente treni di lettura più brevi, che lo rendono meno sensibile a artefatti di suscettibilità macroscopici rispetto a single-shot EPI . Pur essendo una tecnica multishot e nonostante l’elevata sensibilità al movimento causato dai crusher dei gradienti che spostano i segnali di eco, gli esperimenti di Klarhofer et al. dimostrano che la stabilità temporale del metodo implementato PRESTO è paragonabile a quella di una EPI single shot. Inoltre i crusher che spostano il segnale di eco della sequenza PRESTO possono diminuire le fluttuazioni di segnale causate da sangue in rapido movimento e quindi contribuire a migliorare la stabilità temporale.

APPLICAZIONI DELLA SEQUENZA: applicazioni di PRESTO includono qualsiasi situazione di imaging in cui il contrasto T2* o un lungo TE è richiesto in abbinamento con la rapida acquisizione. Nell’imaging di perfusione basato sui cambiamenti di suscettibilità dinamica e nella fMRI basata sul contrasto BOLD l’utilizzo di PRESTO è ormai ben consolidato. Un'altra applicazione di sequenze di impulsi ES è la termometria RM che utilizza la dipendenza della frequenza di risonanza protonica dalla temperatura e viene utilizzata per il monitoraggio della temperatura durante procedure come l’ablazione tissutale con ultrasuoni. Anche l’imaging di diffusione può essere fatto con PRESTO e più recentemente sono anche stati condotti studi su MR Venography , sul Parkinsonismo e sull’individuazione di tumori dell’angolo ponto-cerebellare con ottimi risultati.

STUDIO DI PERFUSIONE RM: La tecnica di analisi T2*, indicata come DSC o bolus tracking, sfrutta l’iniezione di MdC in dosi e flussi assolutamente controllati e conosciuti (solitamente dosi di 0,1 mmol per Kg di peso corporeo con flusso di 5 ml/sec e con accesso venoso di 18-20 gauge) tramite iniettori con bolo compatto. Il MdC utilizzato è un paramagnetico standard che, oltre ad avere un effetto di riduzione del T1 dei tessuti direttamente adiacenti funzionando da accettore di energia, ha un effetto anche sul T2-T2* accorciandoli a determinate dosi e creando quindi una caduta di segnale che, a differenza dell’effetto T1, si estende anche oltre il punto in cui si trova la molecola generando una alterazione di suscettività. Questo, trattandosi di acquisizioni T2*, genererà una caduta di segnale nel voxel considerato proporzionale alla quantità di molecole di contrasto presenti, potendo costruire una curva intensità/tempo formata da una fase iniziale stazionaria ad alto segnale (BASELINE), una caduta di segnale con un minimo per poi risalire, un secondo contributo di suscettività a causa del ricircolo e poi una lenta ripresa del segnale man mano che il MdC viene escreto: la misura del segnale in funzione del tempo è una valutazione indiretta della presenza di MdC. Al fine di ottenere tutti i parametri di flusso utili alla diagnostica è necessario ricavare la curva di concentrazione; questa viene generata assumendo che la concentrazione di MdC sia inversamente proporzionale al segnale. In particolare la curva dipende dal rapporto fra il segnale al tempo “t” e quello della baseline “t0” oltre che al TE della sequenza impostata e da una costante “Kt” che tiene conto delle caratteristiche dello scanner e dell’agente di contrasto. Tale costante è difficile da determinare esattamente ed è per questo motivo che generalmente i valori estrapolati dalla DSC sono espressi in valori relativi (%) e non in valori assoluti. Generalmente il risultato finale non tiene conto del contributo di ricircolo, considerato come fattore spurio. Questo può essere fatto troncando il calcolo prima del ricircolo stesso, generando però una perdita di dati, oppure facendo un fitting con una funzione esterna. La concentrazione C è legata al CBF tramite il valore dell’arterial imput function (Ca-AIF) cioè la quantità di sangue entrante nel tessuto di interesse e la funzione residua (Rt) cioè la quantità di contrasto presente al tempo “t”, tramite una costante di proporzionalità “α” che dipende dalle caratteristiche fisiche e biologiche del tessuto in esame, il tutto legato da una operazione di convoluzione. Quest’ultima è necessaria rappresentando l’integrale, dal tempo zero al tempo “t”, dei contributi di boli infinitamente piccoli e compatti:

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Quindi, considerando di essere all’inizio della acquisizione con tutto il MDC all’interno del

vaso e quindi una Rt pari a 1, è possibile ricavare il valore di flusso e cioè il CBF tramite l’operazione inversa di deconvoluzione. Tale operazione è essenzialmente una scomposizione della somma integrale dei contributi fino ad ottenere il valore del flusso. I parametri di perfusione vengono ottenuti in relazione ad una situazione biologica di barriera

emato-encefalica intatta, considerando il CBV proporzionale all’area sottesa dalla curva di concentrazione e quindi alla rete vasale presente nel voxel in studio. Dal rapporto fra CBV e CBF si ottiene l’MTT principalmente usato per ritardi nel trasporto vascolare. Si rimarca come il CBV sia semplicemente l’area sottesa dalla curva di concentrazione mentre il CBF deriva dalla deconvoluzione della AIF il cui valore al tempo zero corrisponde al flusso stesso. La quantificazione dei dati del bolus tracking si basa quindi sui principi della cinetica di traccianti per rivelatori non diffusibili per modellare la concentrazione dipendente dal tempo dell’ agente di contrasto nel tessuto in funzione del bolo iniettato, CBF e la frazione di contrasto rimanente nel tessuto in un dato momento per una iniezione istantanea ideale.

METODO: per confrontare la risoluzione dell’immagine durante il passaggio del bolo in esami di perfusione sono state fatte prima simulazioni di PRESTO e EPI e poi esperimenti su animali in uno studio condotto da Michael Pederson et al.nel 2004 il cui obiettivo era di confrontare in vivo parametri di perfusione emodinamici quantitativi quali CBF, CBV e MTT. Nella prima fase dello studio è stata fatta una simulazione della Point Spread Function (PSF)[1] di PRESTO e EPI per vedere quali potessero essere gli effetti del decadimento T2* durante l’acquisizione dell’immagine e poi una simulazione dell’effetto del rate di rilassamento longitudinale R1 e trasversale R2 sull’ampiezza del segnale rispetto alla concentrazione del MdC. Passando dalla simulazione alla sperimentazione in vivo per l’analisi quantitativa di CBF,CBV e MTT sono state usate delle scimmie che sono state anestetizzate e hanno ricevuto 0,1 ml /minuto/kg di soluzione salina isotonica durante tutto lo studio per mantenere un certo livello di idratazione. Nella Tab.1 sono elencate le caratteristiche del sistema e le sequenze utilizzate in questo esperimento:

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[1] La PSF mostra come il segnale originante da una sorgente puntiforme è distribuito sull’immagine reale e determina l’effettiva risoluzione dell’immagine.

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RM PHILIPS INTERA 1,5T con Software operativo Release-9

Performance gradienti:23 milli Tesla/metro Slew rate: 120 Tesla/metro/secondo

Bobina di quadratura phased array ginocchio.

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Tab1: Caratteristiche hardware e sequenze

Per l’imaging dinamico sono state iniettate le due sequenze in ordine random a distanza di 10 minuti per permettere il wash out parziale. Per ambo le due sequenze dinamiche sono state acquisite un totale di 120 scansioni dinamiche con risoluzione di 0,75 secondi,per un totale di 90 secondi, a circa 15 sec dall’inizio delle sequenze è stato fatto un bolo di 0,05 mmol/kg di gadolinio. Dopo l’inizio della prima scansione dinamica è stata data una piccola predose di contrasto (0,01 mmol /kg) per ridurre gli effetti dei cambiamenti T1 nel sangue.

Discussione

Nella perfusione la sequenza PRESTO ha sicuramente vantaggi rispetto alle EPI per la pesatura T2* più omogenea, lunghezza del treno d’echi, e effetti inflow.

Tuttavia, l'acquisizione tridimensionale di PRESTO impone una penalità di tempo causata dal necessario sovracampionamento nella direzione della fetta per evitare aliasing .

Pur essendo una tecnica multishot e nonostante l'alta sensibilità al movimento causato dal gradienti crusher che spostano i segnali di eco, esperimenti hanno dimostrato che la stabilità temporale di PRESTO con SENSE è paragonabile a quella di una sequenza EPI single shot. La potenziale capacità di acquisire immagini ad altissima risoluzione temporale senza compromettere la stabilità del segnale rende quindi la tecnica PRESTO un’attraente scelta negli studi sull’AIF.

L'alto SNR unito ad una forte caduta di segnale durante il passaggio del bolo sarebbe l’ideale per determinare il trend segnale - tempo , e lo studio di Pederson et al. ha dimostrato che nonostante l' alta risoluzione temporale di 750 msec , il SNR e la risoluzione temporale sono sufficienti per il calcolo delle mappe parametriche di CBF , CBV , e MTT .

Comunque , va notato che entrambe le sequenze nell’esperimento sono state eseguite con risoluzione temporale identica , mentre la risoluzione spaziale è minore in PRESTO rispetto al EPI a causa di limitazioni nelle impostazioni del parametro, pertanto , sono necessari ulteriori studi per quantificare in ambito clinico i vantaggi della sequenza PRESTO rispetto alla sequenza EPI , soprattutto quando è richiesta alta risoluzione temporale e spaziale.

Nello studio considerato i valori CBF di tutto il cervello sono stati normalizzati ai valori del CBF della WM perché la WM ha un tasso di perfusione di sangue ben definito .

La correlazione di CBF di tutto il cervello da valori della WM è possibile sia da PRESTO e EPI , poiché ogni tecnica è sensibile ai cambiamenti di suscettibilità di grandi vasi.

I valori di CBF,CBV e MTT nelle scimmie esaminate sono in accordo con i valori trovati precedentemente in studi su umani, comunque le CBF ,CBV e MTT calcolate per i dati PRESTO hanno mostrato una relativamente più grande standard deviation (SD) di quelle basati sui dati di EPI ;questa differenza è probabilmente spiegata dal relativamente più piccolo cambiamento di segnale durante il primo passaggio di Gd- DTPA.

Fluttuazioni del segnale e contributi da rumore avranno quindi il maggior effetto sulle curve PRESTO .

Nello studio analizzato le EPI e le PRESTO hanno sostanzialmente parametri di perfusione quantitativa comparabili.

Indubbiamente la tecnica PRESTO è un metodo MRI molto veloce, sensibile al T2*;lo svantaggio è che il SNR non è alto come quello di EPI a causa della diminuzione della magnetizzazione allo steady-state.

Il suo vantaggio principale è che l’intero K-spazio viene acquisito in un intervallo ristretto di pesatura T2* e richiede anche dei requisiti di omogeneità di campo notevolmente più bassi rispetto alle EPI; inoltre, la sequenza non impone requisiti stringenti su hardware, e la dimensione della matrice dei dati è flessibile grazie alla segmentazione del k-spazio.

Una riflessione finale può esser fatta nell’utilizzo della PRESTO nel Venogram RM : come sequenza avendo forte pesatura in T2* e tempi di esecuzione estremamente brevi risente molto poco del flusso, di conseguenza nello studio dei vasi si presta bene alla distinzione di arterie e vene sulla base dell’effetto suscettibilità magnetica.

Il problema allora qual’e’? Siemens ha un software di post processing della sua sequenza dedicata al venogram: prima acquisisce una volumetrica pesata fortemente in T2* con TR 40 e TE 35, poi ricostruisce modulo e fase. La fase è fortemente artefattata dalla presenza dei seni frontali ,dei seni cavernosi,ecc.. ; proprio la fase e’ quella che risente di più della differenza di suscettibilità magnetica e quindi distingue meglio fra arterie e vene, per cui viene post processata, ma in che modo? Tagliando il centro del k spazio, perchè la differenza di contrasto è molto elevata e allora anche se viene tagliata una parte del centro non si viene a perdere molto in contrasto. Se c’e’ tanto contrasto togliendone un po’ comunque ne rimane lo stesso tanta; tagliando via gli effetti di grande lunghezza d’onda si taglia via anche l’effetto degli artefatti da suscettibilità magnetica della parte frontale che sono bande molto grosse, a lunghezza molto grande, a frequenza molto bassa quindi vicino al centro del k spazio.

Tagliando via gli artefatti poi, invece che sovrapporre semplicemente la fase al modulo, viene fatta una specie di moltiplicazione per più volte, x cui le piccole differenze di contrasto che sono rimaste nella fase che sono più importanti rispetto al modulo vengono esaltate da questo processo di moltiplicazione e quindi viene fatta esaltazione dei vasi neri e in particolare delle vene.

La PRESTO si presterebbe ancora di più allo studio venogram: è molto rapida, molto pesata in T2*, ha meno artefatti di una EPI dovuti a distorsione geometrica, se si aumentasse la risoluzione spaziale lasciando perdere la risoluzione temporale, si distinguesse modulo e fase e si trattasse la fase come fa Siemens tagliando lo spazio centrale del K spazio avremmo sicuramente risultati ottimali.

Conclusioni

Il fatto che la PRESTO abbia treni di lettura brevi,disegno flessibile e minore distorsione da effetti di suscettibilità la rendono una buona alternativa alle EPI per esperimenti di perfusione soprattutto in studi che richiedono risoluzione temporale molto alta in cui PRESTO, congiuntamente con il metodo SENSE, permette un’ acquisizione tridimensionale sotto al secondo con un adeguato SNR .

Ringraziamenti

Arrivata alla fine di questo percorso formativo molto importante per la mia crescita professionale voglio ringraziare i coordinatori didattici Dr.Stefano Chiti e Dr.ssa Silvia Sozzi e tutti i docenti del Master,in particolar modo il Dr. Cristiano Biagini per il materiale didattico che ha messo a mia disposizione e soprattutto per il sostegno morale ricevuto.

Ringrazio mia figlia e i miei genitori che mi hanno sopportato come mamma nevrotica e figlia assente in quest'ultimo anno.

Ringrazio ancora il mio miglior amico Wintel che mi ha sempre appoggiata e incoraggiata ad andare avanti anche nei momenti più difficili.

Bibliografia

[1] Manuale INGENIA Philips Versione 4.1.1 SP2 (2011)

[2] P.van Gelderen et al., The PRESTO technique for fMRI, Neuroimage 62(2):676–681 (2012)

[3] Y.C.Chung, Signal Formation in Echo-Shifted Sequences, MRIM 42:864–875 (1999)

[4] G.Liu et al., A Functional MRI Technique Combining Principles of Echo-Shifting with a Train of Observations (PRESTO), MRIM 30:764-768 (1993)

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[6] M.Pedersen et al., Quantitative Cerebral Perfusion Using the PRESTO Acquisition Scheme, Journal of Magnetic Resonance Imaging 20:930–940 (2004)

[7] C.T.W.Moonen et al., A Fast Gradient-Recalled MRI Technique with Increased Sensitivity to Dynamic Susceptibility Effects, MRIM 26:184-189 ( 1992)

[8] G.Liu et al.,Fast Echo-Shifted Gradient-Recalled MRI: Combining a Short Repetition Time with Variable T2 * Weighting, MRIM 30:68-75 (1993)

[9] M.Klarhofer et al.,A PRESTO-SENSE Sequence With Alternating Partial-Fourier Encoding for Rapid Susceptibility-Weighted 3D MRI Time Series, MRIM 50:830–838 (2003)

[10] M.A.Bernstein et al., Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press(2004)

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[12] P.Kellman et al., Adaptive sensitivity encoding incorporating temporal filtering (TSENSE), MRIM 45:846–852 (2001)

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[15] VA Stenger et al., Partial Fourier reconstruction for three-dimensional gradient echo functional MRI: comparison of phase correction methods. MRIM ;40:481–490(1998)

[16] V.Hesselmann et al., Functional MRI Using Multiple Receiver Coils: BOLD Signal Changes and Signal-to-Noise Ratio for Three-Dimensional-PRESTO Vs. Single Shot EPI in Comparison to a Standard Quadrature Head Coil, Journal of Magnetic Resonance Imaging 20:321–326 (2004)

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[18] J.A.de Zwart et al., Fast Lipid-Suppressed MR Temperature Mapping With Echo-Shifted Gradient-Echo Imaging and Spectral-Spatial Excitation, MRIM 42:53–59 (1999)

[19] C.Delalande et al.,An echo-shifted gradient-echo MRI method for efficient diffusion weighting, MRIM 41:1000-1008 (1999)

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[22] Y.Tomogane et al., Usefulness of Presto Magnetic Resonance Imaging for the differentiation of Schwannoma and Meningioma in cerebollopontine angle, Neurol.Med.Chir (Tokio) 53:482-489 (2013)

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Evoluzione delle sequenze pesate in diffusione

Syngo RESOLVE

Roberto Agliata

A.O. Città della salute e della scienza di Torino

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

L’aumento continuo della diffusione di apparecchiature RM con intensità di campo crescenti e gradienti sempre più performanti, ha reso le sequenze maggiormente sensibili ad artefatti da suscettibilità magnetica. Tale effetto indesiderato è fortemente accentuato in quelle sequenze con rapide variazioni di gradiente di codifica, quali le EPI, di cui fanno parte le sequenze pesate in diffusione (DWI – DTI). Questo lavoro origina dalla volontà di ricercare informazioni relative a metodiche che si propongono come risultato finale quello di ridurre l’impatto del suddetto artefatto sulla qualità diagnostica dell’immagine.

Verrà fatta una breve descrizione delle sequenze utilizzate per lo studio di diffusione, ed un excursus sull’evoluzione che hanno subito nel corso degli anni al fine di eliminare, o quanto meno ridurre, gli artefatti che inizialmente presentavano. Questo lavoro si concluderà con la presentazione delle sequenze syngo RESOLVE (REadout Segmentation Of Long Variable Echo-trains) proposte da SIEMENS healthcare. Tali sequenze si prefiggono il compito di diminuire, mediante un diverso campionamento del k-spazio, gli artefatti da distorsione presenti più frequentemente a campi magnetici più elevati, con maggior efficacia rispetto alle classiche SE-EPI single-shot.

La sequenza presentata, dimostra un netto miglioramento della qualità delle immagini con correzione del blurring, aumento della risoluzione e riduzione degli artefatti da suscettibilità magnetica soprattutto a campi magnetici elevati. Tuttavia si ha un aumento dei tempi di acquisizione e si incorre nell’eventualità di dover riacquisire la sequenza con il navigator al fine di correggere artefatti da movimento che rendono i dati difficilmente rielaborabili.

Parole chiave

GRAPPA, navigator, RESOLVE, ss-EPI.

Introduzione

La valutazione del moto diffusivo delle molecole di acqua all’interno del corpo umano è diventato essenziale, dapprima in ambito neurologico, nella valutazione di ictus ischemici in iper-acuto, ed in seguito negli studi body, per la diagnosi di quadri oncologici.

Quello che si vuole andare a misurare, nelle sequenze pesate in diffusione è il moto browniano dei protoni di idrogeno contenuti nell’acqua. In particolare si va a valutare l’area esplorata da tali molecole nell’unità di tempo; tale grandezza viene identificata con il nome di coefficiente di diffusione, che poi nella pratica corrisponde al coefficiente di diffusione apparente. L’unità di misura è nell’ordine dei 10-3 [mm2/s] ed equivale allo spazio esplorato dalla particella studiata. Per coprire tale distanza essa impiega tempi assai brevi, in genere all’incirca qualche decina di millisecondi. Questo ci fa capire quanto sia complesso lo studio di tale fenomeno, che avviene in spazi microscopici, mediante l’utilizzo di macchine di risonanza magnetica, la cui risoluzione spaziale è dell’ordine del millimetro.

Per lo studio del moto diffusivo è radicato l’utilizzo di sequenze single shot echo-planar-imaging con envelope SPIN ECHO ed applicazione dei gradienti di diffusione. Le EPI consentono, con una singola eccitazione a RF ed una rapida variazione dei gradienti di codifica, di riempire tutto il k-spazio in tempi inferiori ai 100 ms.

Essendo il fine ultimo delle sequenze per lo studio della DWI quello di eliminare il segnale delle molecole d’acqua libere di muoversi, si avranno tipicamente immagini con basso SNR. Questo fattore è ulteriormente inficiato dalla necessità di dover eliminare il segnale del grasso per evitare artefatti da chemical shift, che nelle DWI ss-EPI si espleta lungo la codifica di fase.

In generale la sequenza utilizzata è quella di Stejskal-Tanner che prevede l’applicazione di due gradiente sovrapponibili applicati prima e dopo l’impulso di rifocalizzazione dell’envelope iniziale. Il primo gradiente defasa gli SPIN, il secondo, applicato con stessa ampiezza e verso del primo, consente un completo rifasamento degli SPIN stazionari. Dapprima le EPI prevedevano l’accensione completa del gradiente di codifica di fase ed una continua inversione del gradiente di codifica di frequenza: in tal modo il K-spazio veniva riempito con una traiettoria a “zig-zag” e necessitava di un regridding dei dati, con conseguenti errori dovuti a questa operazione matematica. Successivamente il gradiente di fase è stato configurato in modo da compiere piccoli salti, chiamati BLIP, di valore sufficiente da permettere il passaggio da una riga all’altra del k-spazio, evitando così di dover rigrigliare i dati, ma introducendo errori dovuti ad un ritardo elettronico nel campionamento dei dati. Anche se questo problema è stato risolto nelle macchine attuali, che infatti leggono di continuo il segnale, è stato introdotto un errore per cui i punti campionati non sono equispaziati: si rende perciò necessario nuovamente un regridding dei dati.

Per evitare alcuni artefatti dovuti al forte stress dei gradienti si rendono indispensabili alcuni accorgimenti:

  • uso di FOV più ampi rispetto alle sequenze convenzionali;
  • utilizzo di matrici più basse, con conseguente peggioramento della risoluzione spaziale, ed aumento dell’intravoxel dephasing;
  • introduzione dell'imaging parallelo, con riduzione del treno di echi, quindi riduzione del blurring;
  • utilizzo di sequenze con gradienti di diffusione bipolari, per la riduzione di artefatti dovuti alle correnti spurie.

La variazione rapida dei gradienti di codifica rende, inoltre, le sequenze EPI ancora più sensibili agli artefatti da suscettibilità magnetica, visto che fanno parte della famiglia delle sequenze ad echo di gradiente. Tale limite rimane ad oggi ancora di difficile soluzione. Lo si può facilmente notare, ad esempio, in zone tipiche dell’encefalo, quali: la fossa posteriore, il meato acustico, i seni frontali, e negli studi estesi alla colonna, soprattutto nel tratto toracico.

Tutti questi problemi e soprattutto gli artefatti in ultimo citati, sono ancora più evidenti nelle macchine con intensità di campo superiore ad 1,5 T.

Per questi motivi è stata introdotta la sequenza RESOLVE (REadout Segmentation Of Long Variable Echo-trains) da parte di Siemens Healthcare, che si prefigge il compito di aumentare la qualità delle sequenze pesate in diffusione, sia a campi medi sia a campi elevati.

Tecnica e metodologia

Gli artefatti che interessano più da vicino la tecnica analizzata sono il T2* blurring e quelli da suscettibilità magnetica.

La ss-EPI è una sequenza ad echo di gradiente, ultraveloce che consente di acquisire una slice in un unico TR. Per fare ciò i gradienti di codifica, escluso quello di selezione di strato, subiscono rapide variazioni in modo da poter campionare tutti i dati del k-spazio un solo shot dopo un’unica eccitazione da radiofrequenza.

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Figura 1. Diagramma temporale EPI blipped e traiettoria del K-spazio corrispondente.

In figura 1 si riporta il diagramma temporale tipico di una sequenza EPI single shot blipped. Dopo il singolo impulso di RF e selezione dello strato da studiare, vengono accesi i gradienti di codifica di frequenza e fase in configurazione di prephasing così da indirizzare l’inizio del riempimento del k-spazio. Il gradiente di fase, in questo momento, avrà la sua ampiezza maggiore. Il gradiente di codifica di frequenza subisce delle rapide inversioni di polarità: in tal modo viene direzionato il riempimento del k-spazio, che nel caso delle sequenze oggetto di studio avviene in maniera alternata sinistra-destra, destra-sinistra. Ad ogni inversione di polarità è associata l’accensione del gradiente di codifica di fase con ampiezza ridotta, sufficiente a far passare la lettura del segnale alla riga successiva. Infatti, a differenza delle convenzionali sequenze ad echo di gradiente, non si ha un reset del segnale e quindi non c’è bisogno di reindirizzare da zero il riempimento dello spazio k.

I gradienti di fase e di frequenza vengono rispettivamente accesi e invertiti tante volte quante sono sufficienti al completo riempimento dell’intera matrice di dati.

Per riempire una matrice di dati tipica delle sequenze Dw, solitamente con matrici basse e tempo di registrazione per ogni riga di k-spazio stimato intorno al millisecondo, ci vogliono circa 100 ms. Questo tempo è sufficiente affinchè il segnale sia sottoposto all’influenza delle disomogeneità di campo. Tale influenza diventa più evidente in zone tipiche nelle quali sono presenti interfacce tra tessuti diversi come tessuto-aria e tessuto-osso. In queste aree si può solitamente notare una rilevante distorsione delle immagini, dovuta all’accumulo di fase dato dall’azione di gradienti naturali, con assoluta perdita di informazioni diagnostiche.

Un altro effetto determinante in questa trattazione riguarda la perdita di qualità dovuta al blurring indotto dalla lunghezza eccessiva del treno di echi. Infatti, trattandosi di una sequenza GRE, la sua pesatura è influenzata dal termine T2*. Ad ogni rifasamento, dato dall’inversione del gradiente di “lettura”, il picco di segnale subirà una perdita in termini di intensità. Per cui, essendoci un numero molto alto di echi, diversi picchi lontani tra loro avranno una pesatura anche molto diversa tra loro.

Gli echi più lontani avranno un rapporto segnale rumore nettamente inferiore rispetto al primo, in modo proporzionale all’esponenziale di 100 ed in relazione al T2* del tessuto in oggetto. Si può arrivare ad avere un SNR anche 5 volte inferiore tra il 100esimo echo ed il primo. Tale effetto da origine ad un filtro intrinseco che ha la capacità di modificare la risoluzione di contrasto o spaziale a seconda che il segnale d’echo degradato venga registrato nelle zone più centrali o periferiche del K- spazio.

Altra criticità è rappresentata dal TE. Nelle sequenze pesate in diffusione, come detto in precedenza, si deve tener conto dell’envelope iniziale. Dopo il primo impulso di radiofrequenza, prima dell’inizio del treno di echi, e quindi riempimento della matrice di dati grezzi, si ha l’applicazione di un impulso RF a 180° e dei gradienti di diffusione. L’envelope appena spiegato, diventa fondamentale in questo tipo di sequenze. L’impulso a 180° rende la sequenza più robusta; gli echi centrali, ossia quelli teoricamente registrati nel centro del K-spazio, risultano meno sensibili alle disomogeneità di campo, quindi la perdita di segnale risulterà influenzata maggiormente dalla diffusione delle particelle ed in maniera minore dalle disomogeneità.

Lo studio della diffusione, storicamente, è garantito dall’applicazione dello stesso gradiente prima e dopo l’impulso a 180°. Durante la prima applicazione tale gradiente defasa gli spin; quando è applicato dopo l’impulso di rifocalizzazione, gli spin stazionari si rifasano completamente, mentre quelli in movimento, risentendo di un accumulo di fase insufficiente al completo rifasamento, subiscono perdita di segnale. L’applicazione di tali gradienti è caratterizzato dal b-value che determina diversi parametri: tempo di applicazione del singolo gradiente, tempo intercorrente tra l’applicazione dei due e loro ampiezza. Inoltre, più il valore del b è elevato più l’immagine risulta pesata in diffusione, ma con conseguente diminuzione del SNR.

La sequenza RESOLVE, implementata da Siemens Healthcare, si ripropone di ridurre gli artefatti elencati fin qua garantendo quindi un’ottima qualità diagnostica dell’immagine. Per riuscire nel suo intento, questa sequenza, agisce sul tempo di campionamento del segnale.

Un rapido ed inoltre conveniente metodo per ridurre il campionamento, con miglioramento del rapporto segnale rumore, consiste nell’utilizzo del parallel imaging, così facendo diminuiscono le linee di k-spazio da acquisire, e quindi, di conseguenza la durata totale del campionamento. Nel caso specifico viene utilizzata la tecnica GRAPPA.

In particolare, di seguito viene riportato lo schema relativo al riempimento della matrice di dati utilizzato dalla sequenza presa in esame.

RESOLVE è l’acronimo di REadout Segmentation Of Long Variable Echo-Trains. Il nome completo della sequenza ben esplica il principio su cui si basa la tecnica per risolvere le criticità delle sequenze echo planari. L’asse orizzontale, per convenzione, è quello che rappresenta la direzione del gradiente di frequenza, solitamente chiamato anche gradiente di readout; questo viene segmentato in un numero x di parti, corrispondenti ad x shots diversi, in figura 2 identificati da due colori diversi.

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Figura 2. k-spazio RESOLVE

Non si parla più di ss-EPI, ma di multi-shot EPI. Il segnale viene campionato per Kx/n° shot lungo la codifica di frequenza, dopo di che il blip del gradiente di fase consente la lettura della riga superiore, e così via fino a riempire la prima colonna. L’operazione viene ripetuta tante volte quante sono necessarie per riempire l’intero k-spazio.

Ogni shot quindi ha una durata nettamente inferiore rispetto alla durata che avrebbe rispetto a quello di una sequenza convenzionale ss-EPI.

Un limite da considerare nell’applicazione di tale sequenza multi-shot è il movimento che implica un mismatch nella registrazione dei dati.

Infatti, il vantaggio principale della classica tecnica single shot è quello di poter registrare tutto il segnale utile in tempi molto brevi, tali per cui ogni movimento diventa irrilevamente.

Per ovviare a questo problema, la RESOLVE prevede l’utilizzo di navigator sviluppati ad hoc ed acquisiti durante la sequenza. Inoltre si ha una sovrapposizione dei dati campionati dagli shot nella parte iniziale e nella parte finale, che garantisce anche un buon regridding dei dati registrati, soprattutto nelle interfacce tra le diverse letture.

La RESOLVE è stata implementata per supportare il parallel imaging GRAPPA, così da ridurre la durata degli shots, e rendere la sequenza ulteriormente meno sensibile agli artefatti da suscettibilità magnetica.

Di seguito sono riportati i dati utilizzati per il paragone tra DWI ss-EPI e RESOLVE acquisite con macchina 3T bobina 32 canali (es 1):

RESOLVE: piano assiale, TR 3800 ms, TE 80 ms, 4 nex, 12 slices, 4 mm di spessore con 0.4 mm gap, matrice 320 × 256, b=700 s/mm2, GRAPPA x 2, 21 segmentazioni, FOV 163 mm, tempo di acquisizione 6–7 min (dipendente dalla riacquisizione).

DW single-shot EPI: piano assiale, TR 3800 ms, TE 102 ms, 32 nex, 12 slices, 4 mm di spessore con 0.4 mm gap, matrice 192 × 192, b=700 s/mm2, GRAPPA x 2, FOV 220 mm, tempo di acquisizione 2 min 15 sec.

Altri studi riportano una diminuzione dell’echo spacing sempre con macchine a 3T MAGNETOM Trio system (Siemens Healthcare) (es 2):

RESOLVE: GRAPPA x 2, FOV 210 mm, matrice 224 x 224, dimensioni del pixel 0.9 x 0.9 mm, 19 slices, spessore 5 mm, 11 segmentazioni, echo-spacing 320 µs, TR 3380 ms, TE 68 ms, tempo di acquisizione 3 min 6 s.

DW single-shot EPI: GRAPPA x 2, FOV 230 mm, matrice 192 x 192, phase partial

Fourier fattore 6/8, dimensioni del pixel 1.2 x 1.2 mm, 19 slices, spessore 5 mm, echo-spacing 900 µs, TR 2800 ms, TE 87 ms, tempo di acquisizione 50 s.

Discussione

Le sequenze single shot EPI utilizzate in genere per lo studio della diffusione sono influenzate profondamente da artefatti da suscettibilità magnetica, che si esplicano lungo la direzione di codifica di fase. Nonostante l’evoluzione tecnologica abbia reso la lunghezza del treno di echi minore con l’introduzione dell’imaging parallelo, la risoluzione delle sequenze EPI rimane comunque inferiore rispetto ad altre tecniche di imaging di risonanza magnetica. La sensibilità alla suscettibilità magnetica è tanto maggiore quanto più sono elevati il campo a cui vengono effettuati gli studi e le performance richieste alla sequenza per raggiungere livelli di risoluzione spaziale maggiori. Infatti aumentando la matrice di acquisizione, cresce inesorabilmente il tempo di acquisizione necessario a riempire tutto il k-spazio in un singolo shot, che determina anche un aumento dell’influenza del decadimento T2*. Inoltre, come in tutte le sequenze multi echo, ogni rifocalizzazione del segnale ha un’intensità diversa dagli altri, in tal modo ogni echo ha una pesatura diversa. Questo introduce del blurring nelle ss-EPI che si traduce in un fattore degradante dell’immagine. Parametro predisponente all’aumento del blurring è il tempo di echo spacing: esso indica l’intervallo che intercorre tra due rifocalizzazioni consecutive, tempo a cui il rapporto segnale rumore è legato da una legge inversamente proporzionale. Da qui si intuisce quanto la lunghezza del treno di echi ed il tempo necessario al riempimento del k-spazio siano fattori influenti sulla qualità dell’immagine EPI, non solo dal punto di vista estetico, ma soprattutto dal punto di vista diagnostico.

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225]
Figura 3. Il primo set di immagini corrisponde ad immagine traccia acquisita con b=1000s/mm
2
. Il secondo set è acquisito con b=0.

In figura 3 sono riportate le immagini di una classica sequenza DWI. Si possono osservare le distorsioni in corrispondenza dell’apice delle rocche, dell’apofisi crista galli e dei seni frontali, dove sono presenti forti variazioni di suscettibilità magnetica. Inoltre si ha un’immagine a bassa risoluzione, la cui qualità è ulteriormente ridotta a causa del blurring che viene avvertito come una specie di filtro intrinseco che appiattisce l’immagine.

Dai dati precedentemente analizzati si può perciò intuire quale sia il vantaggio della RESOLVE rispetto alle classiche ss-EPI.

La sequenza va ad agire direttamente sulla lunghezza del treno di echi per ogni shot. Accorciando tale unità, il segnale registrato per ogni lettura diventa molto meno sensibile all’azione indesiderata delle disomogeneità di campo, per cui si ha una dipendenza minore dal T2*.

L’echo-spacing subisce una netta diminuzione, cosicché il blurring diventa meno influente, con conseguente aumento della risoluzione spaziale percepita. Importante sottolineare anche il tempo che intercorre tra la lettura dei dati centrali del k-spazio e le estremità, espresso in ms: questo sarà di molto inferiore nelle EPI segmentate rispetto alle single-shot, evidenziando così una effettiva riduzione dei tempi di attivazione e lettura del segnale.

La segmentazione del k-spazio rende possibile l’utilizzo di matrici più performanti.

Non essendoci più la necessità di dover acquisire tutti i dati in un singolo istante, ogni shot può avere una lunghezza superiore rispetto alle ipotetiche ripartizioni che si otterrebbero segmentando una sequenza ss-EPI. In questo modo si ottiene un k-spazio finale composto da un maggior numero di campioni.

Inoltre gli studi hanno dimostrato che è possibile utilizzare FOV più piccoli, ben gestibili con le nuove modalità di utilizzo dei gradienti di codifica. Se da un certo punto di vista si ha un miglioramento netto delle immagini dovuto alla riduzione del blurring, degli di artefatti da suscettività magnetica ed aumento della risoluzione spaziale, d’altro canto, anche la segmentazione del k-spazio fin qua descritta non è esente da criticità.

Il problema principale da risolvere per rendere le sequenze multi-shot EPI utilizzabili per lo studio di diffusione, è quello degli errori di fase indotti dal movimento che possono verificarsi tra uno shot e l'altro e durante l'applicazione dei gradienti di diffusione.

La RESOLVE basa la correzione degli errori di fase, che potrebbero verificarsi durante l'applicazione dei gradienti di diffusione, sull'utilizzo di navigator 2D. Tali navigator consistono in sequenze a bassa risoluzione spaziale che vengono acquisite in real time durante lo svolgimento della sequenza primaria.

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Figura 4. Diagramma temporale sequenza RESOLVE

La figura 4 rappresenta il diagramma temporale di ogni shot della sequenza RESOLVE. La prima parte riguarda l’envelope iniziale della sequenza di diffusione, la seconda parte è il fulcro della readout segmentated EPI comprensiva del navigator. In blu sono indicati i gradienti di prephasing della codifica di frequenza. Il primo ha ampiezza variabile ad ogni shot poiché deve settare l’inizio della lettura. Successivamente inizia il treno di echi sufficiente a coprire la segmentazione del k-spazio prevista per lo shot. A questo punto vengono acquisiti i dati relativi al navigator. Il gradiente di codifica di frequenza viene nuovamente azionato in configurazione di prephasing, questa volta con ampiezza costante per tutte le segmentazioni, in modo tale da riempire sempre la zona centrale del k-spazio.

Gli shot relativi a navigator alterati vengono scartati e ricampionati cosicché la sequenza non risenta degli artefatti dovuti al movimento.

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Figura 5a. Immagine navigator e suo k-spazio con shot alterato dal movimento

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Figura 5b. Immagine navigator e suo k-spazio correttamente acquisito

Le figure 5a e 5b mostrano il funzionamento della sequenza con navigator: lo shot 6 nella figura 5a presenta un’immagine con una perdita di segnale, in corrispondenza dei peduncoli cerebellari. Tale fenomeno è riconducibile ad un k-spazio in cui i dati non sono ben concentrati, come invece avviene in tutti gli altri shot. Lo shot quindi è stato riacquisito.

Questa operazione indubbiamente fa aumentare la durata totale della sequenza in maniera proporzionale al numero di ripartizioni da riacquisire.

Di seguito sono riportati alcuni esempi in cui è possibile notare la differenza tra le immagini acquisite con la DWI ss-EPI e la RESOLVE.

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Figura. 6a DWI ss-EPI Figura 6b. RESOLVE

Nelle figure precedenti sono riportate le immagini riferibili all’es 1, i cui dati sono stati precedentemente elencati. È possibile evidenziare nella figura 6a la presenza di forti artefatti da distorsione, sia in corrispondenza della freccia rossa, sia all’altezza dell’osso etmoidale: questi non sono presenti nella sequenza RESOLVE (fig. 6b).

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Figura 7. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio dell’encefalo

La figura 7 riporta altre immagini relative a studi comparativi tra sequenza DWI ss-EPI e RESOLVE. La prima riga corrisponde alla sequenza ss-EPI, la seconda alla RESOLVE. La prima colonna e acquisita con b=0, mentre la seconda riporta le immagini traccia acquisite con b=1000 s/mm2.

In questo set di immagini si può apprezzare, oltre alla risoluzione degli artefatti da suscettibilità magnetica, la bontà, in termini di risoluzione spaziale, della RESOLVE.

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Figura 8a. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio della mammella

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Figura 8b. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio della prostata

Le figure 8a e 8b riportano esempi di applicazione della sequenza RESOLVE in altri distretti anatomici. Le prime righe delle due figure si riferiscono alla DWI ss-EPI, le righe sottostanti alla RESOLVE. La 8 riguarda l’esame della mammella: la prima colonna si riferisce all’acquisizione con b = 0, la seconda con b = 850 s/mm2. In 8b è riportato lo studio della prostata: nella colonna più a sinistra l’acquisizione con b = 0, nella colonna centrale l’immagine traccia con b = 1000 s/mm2 e nella colonna destra la mappa ADC. Matrice 192 X 192 sia per la DWI ss-EPI sia per la RESOLVE.

Conclusioni

La sequenza RESOLVE presenta vantaggi indiscutibili in termini di qualità. Andando ad agire sul campionamento del k-spazio la sequenza riesce a fornire immagini con maggiore risoluzione spaziale e ad eliminare gli artefatti tipici delle sequenze single shot EPI utilizzate per lo studio di diffusione. Tramite l’uso di navigator real time e di un’opportuna gestione dei dati, sono stati superati gli iniziali ostacoli per rendere la sequenza robusta nei confronti di artefatti da movimenti shot-to-shot.

Di contro, proprio per eliminare questo inconveniente, si ha un aumento dei tempi di acquisizione che può raggiungere valori elevati. Tale dilatazione dipende dal numero di ripartizioni inquinate dal movimento e che quindi devono essere riacquisite.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Imaging RM con TE ultra-short

Il ruolo della sequenza PETRA

Luca Bartalini

Libero Professionista

Riassunto

Le sequenze con TE ultrashort consentono di studiare in modo attivo strutture che non rendono segnale nell'imaging standard fra cui tendini, legamenti e periorstale ossea. Verranno presentate le principali tecniche a sostegno di questo campo che differiscono in particolare nella gestione delle onde radio di eccitazione e nelle modalità di riempimento dello spazio K. Nello specifico verrà trattata la sequenza PETRA (Pointwise Encoding Time reduction with Radial Acquisition) che trova utilizzo sia nel campo sopraccitato che nell'imaging classico grazie alle particolari caratteristiche di gestione.

Parole chiave

Ultrashort TE; spazio K radiale; spazio K single point

Introduzione

Le sequenze standard utilizzate nei tomografi di risonanza magnetica, pur con sensibili variazioni legate alla intensità di campo magnetico e alla tecnologia applicata, consentono di avere dei tempi di eco dell'ordine delle decine di millisecondi per quanto riguarda le sequenze basate su eco di spin e del millisencondo, invece, con quelle basate su eco di gradiente. In queste condizioni, le strutture anatomiche caratterizzate da tempi di decadimento T2 inferiori al millisecondo, cederanno un segnale ipointenso, fino al vuoto di segnale, anche con il TE minimo impostabile e in tutte le pesature d'immagine (T1-T2-DP). Questo succede nei tessuti con strutture solide o comunque caratterizzate da legami molecolari molto forti come per esempio l'osso, legamenti e tendini. L'utilizzo della tecnologia ultrashort TE consente, in virtù della speciale costruzione degli impulsi radio e della gestione dei gradienti di campo con conseguente particolare allocazione delle frequenze spaziali, di scendere a tempi di eco tali da studiare attivamente le strutture sopraccitate. In letteratura si ritrovano vari articoli che descrivono lo studio di questi tessuti sfruttando le varie tipologie di sequenza attualmente a disposizione. Nel campo dentario [1;2], osseo [3], encefalico [4;5], rachideo [6], ginocchio [7], tendine di achille ed entesi tendinee [8-12], menischi [13;14], polmoni [15;16] e fegato [17]. Inoltre si ritrovano applicazioni nello studio dei nuclei diversi dall'idrogeno come sodio e fosforo [18-21]. L'utilizzo di TE in una scala compresa fra i 40 e i 100 microsecondi, per ciò che concerne la maggior parte degli scanner ad uso clinico, consentono di ridurre nettamente anche le distorsioni di immagine legate a interfaccie tissutali, particolarmente visibili nella regione anatomica del massiccio facciale o toracica. Verranno descritte quindi le principali sequenze utilizzate in tale campo quali RASP (RApid Single Point) e SPRITE (Single Point Ramped Imaging with T1 Enhanced) caratterizzate da spazio K cartesiano “single point”[22;23] , UTE (Ultra-short TE) con filling non cartesiano sia 2D che 3D [22;23], ZTE (Zero TE) con filling non cartesiano puro 3D [22;24;26], SWIFT ( SWeep Imaging with Fourier Trasformation) con filling non cartesiano puro 3D associato ad impulso RF adiabatico frazionato [22;24;25] ed infine PETRA (Pointwise Encoding Time Reduction With Radial Acquisition) caratterizzata da riempimento key hole 3D con sfera centrale cartesiana e periferia “radial half-projections” [5;22;24]

Tecnica e Metodologia

Le prime sequenze introdotte al fine di ridurre il TE minimo, rispetto a quelle standard già sviluppate, sono le cosiddette SP (Single Point) di cui fanno parte le RASP (Rapid Single Point) e SPRITE (Single Point Ramped Imaging with T1 Enhanced). Queste utilizzano dei brevi impulsi di eccitazione di tipo “hard” a banda larga, ceduti successivamente alla attivazione dei gradienti di campo. Sono caratterizzate da riempimento dello spazio K single point cartesiano con singolo punto campionato per ogni readout. Per tale caratteristica, in funzione anche della risoluzione spaziale richiesta, i tempi di acquisizione possono diventare proibitivi per la normale pratica clinica. In virtù del singolo campionamento per ogni eccitazione, il TE è esattamente sovrapponibile al tempo di codifica (encoding time), cosi come il decadimento T2* dei tessuti fra eccitazione e campionamento del segnale durante tutto l’arco temporale di riempimento dello spazio K. In questo modo si otterranno delle immagini con ottimi contrasti e con alto rapporto segnale-rumore (SNR).

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Figura 1: Diagramma temporale RASP/SPRITE [22]

La figura 1 mostra il diagramma temporale delle sequenze SP. (A) Si evince come, previa attivazione dei gradienti di campo, venga ceduto l’impulso radio “TX” seguito dal campionamento “RX” al tempo di eco prestabilito. (B) Si dimostra il campionamento di una linea dello spazio K con l’attivazione costante del gradiente 2 e 3 per tutti i punti della stessa linea, mentre si modifica l’intensità del gradiente 1 durante le varie ripetizioni.

Il secondo gruppo di sequenze è rappresentato dalle cosiddette UTE (Ultrashort TE) le quali cedono l’impulso radio di eccitazione prima della attivazione dei gradienti di campo inerenti al campionamento, come nelle sequenze standard di uso clinico, potendo quindi attivare un gradiente di selezione di slice per la codifica spaziale nell’ipotesi di acquisizione bidimensionale. In questo caso il riempimento dello spazio K avviene con semiproiezioni radiali sulla fetta oppure, nel caso di impulso radio non selettivo di strato, su una sfera tridimensionale. Il campionamento del segnale avviene contemporaneamente alla attivazione dei gradienti di codifica dopo un certo range temporale dalla disattivazione dell’onda radio e conversione trasmissione-ricezione (dead time), già nella fase di salita, prima quindi che quest’ultimo arrivi al suo plateau. Ciò incrementa il rischio di avere distorsioni di immagine a causa di codifica spaziale errata, proprio nella fase di salita, sommato alla formazione di correnti parassite, visti anche gli alti slew rate. Il TE corrisponde quindi all’inizio del campionamento, nella fase in cui vengono allocati i dati al centro dello spazio K. Successivamente vengono trasposti su una matrice cartesiana (regridding).

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Figura 2: Diagramma temporale UTE [22]

La figura 2 mostra il diagramma temporale di base di una sequenza UTE con l’impulso radio TX ceduto con o senza un gradiente si selezione di strato a seconda di acquisizione rispettivamente 2D o 3D. Al tempo TE vengono attivati i gradienti di codifica con campionamento RX anche durante la fase di rampa. Segue uno spoiler di gradiente per eliminare eventuali segnali spuri.

La terza variante è rappresentata dalle “projection imaging” come la ZTE (Zero TE) nelle quali si utilizza un hard pulse di eccitazione con previa attivazione dei gradienti di campo, come nelle SP ma, a differenza di quest’ultime, il campionamento è solo 3D non cartesiano puro (multi point radiale). L’inizio di quest’ultimo avviene dopo il dead time derivante dalla durata dell’impulso RF stesso e dalla conversione trasmissione-ricezione però, essendo attivati i gradienti precedentemente, si avrà una sfera centrale dello spazio K non campionata direttamente all’interno della quale verranno riallocate le frequenze spaziali in post processing. Le ZTE consentono di operare con tempi di eco e di ripetizione estremamente ridotti associati a campionamento rapido rispetto alle UTE. Hanno lo svantaggio di essere solo ed esclusivamente 3D, potendo contare inoltre su un impulso di eccitazione estremamente breve che limita, in funzione della massima intensità di B1, il flip angle ottenibile.

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Figura 3: Diagramma temporale ZTE [22]

La figura 3(A) mostra il diagramma temporale della sequenza ZTE nella quale il campionamento avviene dopo il dead time (THW) con i gradienti attivati prima della cessione dell’impulso radio. (B) mostra il riempimento dello spazio K con lacuna di dati centrale.

Il problema della limitazione del flip angle è stata risolta dalla sequenza SWIFT (SWeep Imaging with Fourier Trasformation ) nella quale l’impulso radio è di tipo adiabatico frazionato (hyperbolic secant family - HSn), consentendo il campionamento del segnale direttamente nei gap intrinseci alla modulazione di frequenza. Ciò significa che il TR equivale alla durata dell’impulso RF (mediamente fra 1 e 3 msec). Il filling spaziale è 3D non cartesiano puro (radiale). Anche in questo caso i gradienti di campo variano con bassi slew rate, in modo continuo, rimanendo attivi durante l’eccitazione ma, avvenendo contemporaneamente il campionamento del segnale , senza un dead time reale, si ha un riempimento completo dello spazio K, privo di lacune come nel caso delle ZTE. Tale sequenza ha lo svantaggio di richiedere generalmente delle modifiche hardware per poter lavorare efficacemente in virtù dell’alta complessità di gestione nella fase di switch fra modalità di trasmissione e ricezione.

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Figura 4: Diagramma temporale SWIFT [25]

La figura 4 (a) mostra le caratteristiche della sequenza SWIFT con la suddivisione dell’impulso RF in sub impulsi all’interno dei quali avviene il campionamento del segnale. (b) Mostra il diagramma temporale con attivazione continua dei gradienti a bassi slew rate.

L’ultimo sviluppo tecnologico riguarda la sequenza PETRA nella quale si ritrovano sommate le caratteristiche delle tecniche precedentemente trattate. Infatti è caratterizzata da un riempimento dello spazio K key hole con sfera centrale cartesiana, come nelle SP, ed una periferia radiale half projection, peculiarità ritrovata nelle ZTE. Quindi, anche in questo caso, parliamo della cessione di un impulso hard a basso flip angle, previa attivazione dei gradienti di campo, con un campionamento multi point radiale ad alta frequenza per la porzione periferica dello spazio K e uno single point cartesiano centrale grazie ad una sezione dedicata all’interno della sequenza di acquisizione. In quest’ultima si avrà quindi una attivazione a più bassa intensità dei gradienti che arriva ad essere nulla per K=0. La componente radiale diretta viene quindi campionata con semiproiezioni radiali (half projection), sovrapponibile alle ZTE, nella quale il completamento della linea dello spazio K sulla stessa direzione si ottiene con l’attivazione del gradiente alla stessa intensità ma polarità invertita. Si può quindi affermare che ogni proiezione radiale viene acquisita ad intensità di gradiente costante mentre, quella cartesiana, a TE costante. Questo rende la sequenza molto flessibile alla scelta del TE il quale può avere qualunque valore al di sopra del dead time con la conseguenza di aumentare le dimensioni della componente cartesiana al suo incremento, senza perdita di dati a bassa frequenza come nel caso delle ZTE.

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Figura 5: Diagramma temporale PETRA [24]

La figura 5A mostra, al primo TE, l’acquisizione della parte radiale della sequenza PETRA. B, il campionamento della porzione cartesiana. C, il riempimento dello spazio K.

La figura 5A completa, mostra il diagramma temporale della versione a doppio eco nella quale vengono acquisiti due spazi K diversi, il primo a TE ultra breve in modalità half projection e il secondo a TE breve , con riempimento completo senza omissione di dati nella porzione centrale. Questa variante viene adottata, in alternativa alla preparazione della magnetizzazione, per avere un’immagine con segnale derivante solo dai tessuti con T2 ultra breve, previa sottrazione delle due serie acquisite.

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Figura 6: Sottrazione d’immagine da PETRA doppio eco [24]

La figura 6 (a-b) mostra rispettivamente l’eco a TE ultrashort (microsecondi) e TE breve (millisecondi) della PETRA doppio eco. © Mostra la sottrazione di immagine delle due serie precedenti.

In virtù dei TR e dei FA impostati la pesatura di immagine varia in un range compreso fra T1 e DP con dei contrasti simili alla classe di sequenze Rapid acquisition GRE – Fid imaging (spoiled GRE). All’interno della sequenza vengono inseriti periodicamente degli spoiler per la magnetizzazione trasversa al fine di eliminare o comunque limitare l’influenza dello steady state sui contrasti di immagine. Può essere introdotto un impulso di saturazione spettrale tissutale o un impulso di preparazione della magnetizzazione ogni “n” ripetizioni senza modifica del TR. L’impulso viene ceduto con la contemporanea disattivazione dei gradienti di campo, interrompendo la ciclicità della fase e quindi agendo lui stesso da spoiler. La componente T2 del segnale può essere esaltata associando opportune preparazioni della magnetizzazione.

Discussione

Tutte le sequenze trattate sono di difficile inquadramento all’interno di famiglie specifiche. Infatti, considerando come parametro la modalità di generazione del segnale RM, non possono essere inserite nel gruppo delle radiofrequency refocused echo (RRE), in quanto non è presente nessun impulso di rifocalizzazione, né delle gradient recolled echo (GRE) in quanto non è presente un gradiente di prephasing e, conseguentemente, nessun segnale di eco. In tutte le sequenze trattate infatti si ha semplicemente una lettura diretta del FID imposto dalla radiofrequenza inviata. Questo è uno dei motivi per il quale tali sequenze sono in grado di scendere a TE dell’ordine dei microsecondi. In virtù dei bassi TR, oltre che dei ridottissimi TE, la magnetizzazione trasversa non ha tempo di defasarsi prima del successivo impulso di eccitazione conseguentemente, se non venissero adottate strategie specifiche, i contrasti di immagine sarebbero dominati dallo steady state. In particolare, per la sequenza PETRA, tale effetto viene evitato con una variazione di intensità dei gradienti fra la lettura del segnale e la cessione del successivo impulso (gradient spoiler). La sequenza prevede l’eventuale inserimento di impulsi di preparazione della magnetizzazione come quelli Invertion recovery (IR) o di saturazione spettrale i quali agiscono già in sé da spoiler, essendo inseriti ogni “n” ripetizioni (5-20) , interrompendo quindi la ciclicità. Durante la cessione ti tali impulsi tutti i gradienti vengono disattivati e sono presenti comunque degli spoiler RF dedicati. I contrasti di immagine generati dalla sequenza PETRA sono simili a quelli delle rapid acquisition GRE - FID imaging e possono essere modificati utilizzando appropriati impulsi di preparazione. Nello specifico, per esaltare il contrasto T1 dell’immagine, viene utilizzata la preparazione IR con impulso RF a 180° che, in funzione del TI impostato, può variare il rapporto segnale-rumore (SNR) e/o contrasto-rumore (CNR) fra tessuti con diversi tempi di rilassamento longitudinale, particolarmente utile per la differenziazione fra sostanza bianca e grigia dell’encefalo. Questa tipologia di applicazione la ritroviamo nella sequenza rapid acquisition GRE con preparazione della magnetizzazione (MPRAGE), nella quale l’ottimale CNR viene assicurato dalla preparazione IR degli eco campionati nelle linee centrali dello spazio K. Per PETRA vale lo stesso principio infatti, avendo la porzione centrale campionata con sistema single point cartesiano, i segnali ottimamente preparati, verranno posti in questa regione. Inoltre, il punto centrale della matrice (K=0), verrà campionato come primo in assoluto, evitando quindi che, durante la cessione degli impulsi successivi, ci siano delle alterazioni di contrasto derivanti dallo steady state. PETRA è quindi efficace nello studio tissutale con MDC endovenoso, riuscendo ad ottenere un buon enhancement nelle ponderazioni T1 associate alla preparazione della magnetizzazione di tipo IR. E’ interessante notare come questo approccio non sarebbe attuabile con le sequenze ZTE e SWIFT per le quali non è possibile un riordinamento sistematico della porzione centrale dello spazio K.

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Figura 7: Evoluzione temporale ML in PETRA con preparazione IR [27]

La figura 7 mostra l’andamento della magnetizzazione longitudinale (ML) durante la fase di inversione-acquisizione della componente cartesiana dello spazio K. Gli impulsi di preparazione vengono ceduti ogni “n” ripetizioni come per la MPRAGE. In funzione del TI e TW (tempo di attesa) cambia il risultato sull’immagine in termini di SNR e CNR.

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Figura 8: Confronto fra MPRAGE e PETRA su encefalo [22]

La figura 8 mostra un confronto fra MPRAGE e PETRA acquisite sullo stesso paziente con scanner a 3T e voxel isotropico da 1mm dalla durata di 6 minuti circa per entrambe. Oltre alla buona risoluzione di contrasto ottenuta da entrambe le immagini è molto interessante notare come, in virtù del TE ultrashort, PETRA riesca a cedere segnale dalla componente ossea che risulta essere nullo, sovrapponibile all’aria, nella MPRAGE. Alla luce di ciò, si noti come le strutture anatomiche della rocca petrosa siano perfettamente visibili, prive di distorsioni di immagine caratteristiche delle interfacce aria-osso. Questo è legato anche alla assenza di correnti indotte in relazione alle caratteristiche di gestione dei gradienti di campo i quali non vengono accesi e spenti velocemente bensì risultano costantemente attivi, variando lievemente di intensità ad ogni eccitazione con slew rate estremamente contenuti (<5 T/m/s). PETRA, per l’ultima considerazione fatta, risulta anche efficace nella netta riduzione del rumore acustico rispetto alle sequenze standard. Quest’ultima varia a seconda dei parametri geometrici e temporali utilizzati oltre che al tipo di hardware a disposizione. Una buona parte del rumore di fondo viene infatti generato dalla conversione tra fase di trasmissione RF e ricezione del segnale. Utilizzando per questo un sistema di bobine rice-trasmittenti la riduzione acustica può divenire drastica rispetto ad una MPRAGE con caratteristiche sovrapponibili, fino a diventare praticamente appena udibile. Tale peculiarità risulta molto importante nella normale attività clinica, in particolare nel campo pediatrico e su alti campi (3T-7T). Possiamo ritrovare la riduzione del rumore acustico anche nelle ZTE e SWIFT che sono però molto meno manipolabili e conseguentemente più difficilmente applicabili nella routine clinica.

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Tabella 1: Confronto fra parametri MPRAGE, PETRA e 3D FLASH su scanner 3T [5]

La tabella 1 mostra un confronto diretto fra parametri standard delle tre tipologie di sequenze ottimizzate per lo studio encefalico standard. Si noti che PETRA, rispetto alla MPRAGE, utilizza un TR dimezzato ed un TE nettamente ridotto dell’ordine dei 70 microsecondi. Il valore minimo impostabile è legato al dead time dello strumento che si può aumentare a seconda delle necessità. Nei tomografi per uso clinico può essere gestito mediamente fra i 40 e 100 microsecondi. Il FA è molto basso in PETRA a causa della necessità di trasmettere un range di frequenze molto ampio che è peculiare degli impulsi RF molto brevi. Ciò impedisce, in funzione del limite di ampiezza di B1, di ottenere angoli di nutazione ampi. Tutto ciò a vantaggio del deposito energetico in termini di SAR. Rispetto invece alle 3D-FLASH (spoiled GRE) si noti come quest’ultime riescano ad avere una risoluzione spaziale nettamente superiore con la possibilità di valutare dettagli anatomici molto fini. A causa però del TE relativamente elevato si ha la totale cancellazione delle regioni anatomiche sottoposte ad alta suscettività magnetica.

Conclusioni

Si può concludere quindi che la sequenza PETRA, e più in generale le ultrashort TE, contengono potenziali vantaggi per il paziente nella normale attività clinica grazie alla possibilità di abbattere il rumore acustico, specialmente su pazienti critici e su tomografi ad alti campi magnetici (3-7T), riuscendo inoltre a descrivere strutture normalmente distorte a causa della suscettività magnetica locale. Inoltre, la possibilità di studiare attivamente tessuti con tempi T2 ultrabrevi, apre la strada per la diagnosi su strutture ad oggi a pannaggio di altre metodiche, come quelle dentarie, anche con l'utilizzo di imaging RM basato su nuclei diversi dall'idrogeno. Ciò con l'obiettivo di migliorare la diagnosi sulle strutture anatomiche non direttamente valutabili con studi RM a TE standard e limitare la somministrazione di radiazioni ionizzanti.

Ringraziamenti

Ringrazio il gruppo RM-online per il supporto tecnico e tecnologico, la Dott.ssa Irene Rigott per il prezioso aiuto nella traduzione di testi scientifici e tutti i colleghi partecipanti al master per il supporto tecnico e umano.

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Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Studio vascolare periferico:

Angio-rm senza MDC flow sensitive dephasing FSD-bSSFFP

Cristina Poggi

Azienda USL 4, Ospedale S.Stefano. Prato

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Il collegamento individuato dalla Food and Drug Administration US nel 2007 tra la fibrosi sistemica nefrogenica NSF e i mezzi di contrasto basati sul gadolinio, ha spinto la ricerca verso metodiche angiografiche che non prevedano somministrazione di mdc. Grazie anche al miglioramento sostanziale dell'hardware e del software, sono stati superati i limiti che caratterizzavano le prime tecniche angio-rm senza mezzo di contrasto, sia per sensibilità che tempi di scansione. In questo lavoro si intende illustrare lo sviluppo della tecnica angio senza mdc NCE MRA flow sensitive dephasing FSD, abbinata a sequenza 3D steady state free precession bilanciata bSSFP, con preparazione della magnetizzazione T2, eseguita tramite sincronizzazione con ECG alla fase cardiaca, modificata per lo studio arterioso delle estremità distali. Verranno valutate le caratteristiche dei gradienti FSD, che misurano la capacità di soppressione del segnale del sangue che verrà successivamente visualizzato, e che devono essere calibrati in modo ottimale. La metodica è stata convalidata con vari trials clinici, confrontandola con angio-rm con mdc (CEMRA) 3D e 4D, delle quali è provata l’accuratezza diagnostica. Verranno infine evidenziati gli aspetti positivi e negativi della FSD-bSSFP preparata T2 a modulo doppio e singolo rispetto alle altre metodiche, in attesa della sua commercializzazione.

Parole chiave

NCE-MRA, flow-sensitive dephasing FSD, bSSFP.

Introduzione

Le tecniche nce mra convenzionali non sono generalmente utilizzate per lo studio vascolare periferico, soprattutto per i lunghi tempi di scansione e per gli artefatti da flusso lento e/o turbolento. Tra le nuove tecniche a disposizione, tutte con sincronizzazione alla fase cardiaca, sono state sottoposte a validazione clinica la FBI (Frest Blood Imaging), associata a sequenza SE echo train single shot high speed, 3D, (altri nomi commerciali: NATIVE, TRANCE), e la QISS (Quiescent-interval single-shot, SIEMENS, non ancora presente in commercio), GRE rapid acquisition, 2D SSFP bilanciata; quindi, ancora in fase sperimentale, la FSD-3DbSSFP preparata T2, modificata per lo studio vascolare periferico. La tecnica FSD-bSSFP è stata sviluppata per ottenere immagini black blood (“a sangue nero”) dei vasi, e solo recentemente è stata proposta come tecnica nce mra 3D per lo studio vascolare periferico. Presenta vari aspetti simili alla FBI, tra cui la soppressione del segnale per defasamento intravoxel, le due acquisizioni sistolica e diastolica, e la sottrazione magnitudo dei due set per la creazione dell'angiogramma. In questo lavoro, saranno discussi i parametri FSD, tra i quali la forma d'onda di gradiente e

l'ottimizzazione del momento di gradiente di primo ordine, m1, tramite una sequenza scout 2D. La configurazione flessibile della metodica nella sensibilizzazione al flusso, sia in direzione che

in intensità, determinata dalla separazione tra il read out della sequenza e la preparazione stessa, è un aspetto estremamente interessante per lo studio vascolare della mano e del piede: lo schema

tradizionale a modulo singolo, però, era sensibile al flusso in un'unica direzione; verrà quindi illustrata la modifica in doppio o triplo modulo come metodo per introdurre una sensibilità multidirezionale. In sintesi, si vuole mostrare la capacità della metodica di adattarsi allo studio del flusso arterioso a varie velocità e direzioni, valutando i risultati dei trial clinici effettuati in particolare da Fan et al, Sheehan et al, Saouaf et al, Liu et al, e Lim et al, condotti dal 2008 al 2013; inoltre, si intende mettere in luce quale dei risultati fino a qui ottenuti possa essere ulteriormente migliorato, sfruttando gli avanzamenti nell'hardware e software attualmente a disposizione, e quale invece permanga come uno svantaggio intrinseco della metodica, comparandola ad altre, secondo studi recenti.

Tecnica e metodologia

Se per la FBI il meccanismo di funzionamento dominante è la dipendenza del flusso dalla fase cardiaca, e per la QISS, l'effetto inflow, la FSD bSSFP preparata si basa sulla codifica del flusso, o più esattamente, sulla soppressione dello stesso, per la formazione di angiogrammi. La preparazione della magnetizzazione della tecnica consiste in tre impulsi non selettivi spazialmente, 90°(x)-180°(y)-90°(-x), con fase invertita tra il primo e l’ultimo, corrispondenti alla cosiddetta preparazione DRIVEN EQUILIBRIUM per gradient echo. Si tratta di una preparazione che ha lo scopo di incrementare il segnale dell’acqua e quindi la pesatura T2, ed è intervallata in questa metodica da coppie di gradienti bipolari di codifica del flusso. La simmetricità dei gradienti rispetto al modulo di preparazione rf permette il defasamento del segnale degli spin mobili in base alla loro velocità, per defasamento intravoxel. Gli spin statici sono defasati dal primo ma rifasati dal secondo impulso di gradiente, come avviene nella diffusione. Più esattamente l'impulso di 90° (-x) riporta la magnetizzazione trasversa rifasata degli spin statici sul piano longitudinale, mentre gli spin in movimento sono ulteriormente defasati da un gradiente di spoiling. Sono acquisite due misurazioni consecutive del segnale arterioso, sincronizzate con ECG, una durante la sistole, che produce immagini black blood, ed è denominata DARK ARTERY (DA), e una durante la diastole, che produce immagini bright blood, BRIGHT ARTERY (BA), che vengono successivamente sottratte in modo da ottenere angiogrammi ad alto contrasto. La prima misurazione (DA) viene acquisita in corrispondenza del picco sistolico massimo, perchè c'è una differenza marcata tra la velocità dei flussi arterioso e venoso, tramite la preparazione FSD che sopprime il segnale del flusso arterioso, ed ha invece effetto scarso o nullo sui tessuti statici e sul sangue venoso.

Il tempo di picco sistolico viene ricavato da una sequenza PC 2D. Vedi figura 1.

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Figura 1: Sottrazione magnitudo dei due set di dati [15].

Il modulo FSD nella DA è seguito da un un modulo a rf per la soppressione del grasso, selettivo spettrale, e da dieci impulsi a rf con flip angles FA linearmente crescenti prima della sequenza, come si osserva in figura 2.

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Figura 2: Diagramma della metodica FSD, a) DA, b) BA [2].

La misurazione BA è acquisita a metà diastole, quando il flusso arterioso è relativamente lento e gli artefatti da flusso associati alla sequenza bSSFP possono essere minimizzati. I gradienti FSD sono spenti e quindi rimane solo la preparazione della magnetizzazione T2, applicata prima dell'acquisizione dei dati per mantenere la stessa pesatura T2 della DA. Il defasamento del segnale arterioso avviene quindi solo durante la sistole, mentre nella BA sono visualizzati tutti i

flussi, a prescindere dalla loro velocità, con segnale iperintenso.

Nella preparazione DA due gradienti di campo identici sono applicati simmetricamente attorno all'impulso rf a 180°. L'analisi del segnale basata sulle equazioni di Bloch rivela che gradienti convenzionali unipolari potrebbero introdurre una modulazione spaziale del segnale dei tessuti statici, nel caso che il profilo di fetta dell'impulso a 180° non sia ideale: sarebbe quindi indotta una magnetizzazione trasversa variabile, cioè appunto una modulazione spaziale del segnale, che porta alla formazione di artefatti sull'immagine ricostruita. La fase degli spin statici φ accumulata durante l'applicazione dei gradienti FSD prima dell'impulso a 180°, è dipendente dall'area netta dell'impulso di gradiente A, da r, variabile spaziale lungo la direzione del gradiente, e dalla costante giromagnetica γ. Il periodo λ della modulazione spaziale del segnale è definito dalla :

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Una semplice soluzione al problema, come si evince dall'equazione sopra, è che A sia zero, e quindi potrebbe essere rappresentata da uno schema bipolare. Vengono testate entrambe le forme d'onda di gradiente, uni e bipolari.

Come detto, il meccanismo di base della tecnica è la dispersione della fase intravoxel degli spin in movimento, con velocità diverse, lungo la direzione in cui i gradienti FSD sono sensibili (cioè applicati). Questa perdita di segnale è dipendente dal profilo della velocità e da m1, definito come momento di gradiente di primo ordine. Lo shift di fase φ degli spin in movimento, creato dai gradienti FSD, considerando spin monocromatici a velocità v ® è esprimibile come:

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dove m1 è il momento di gradiente di primo ordine indotto dai gradienti FSD applicati nella direzione della velocità v(t), ∫G(t)dt è l'area dell'impulso di gradiente, t durata dell'applicazione. La perdita di segnale causata dal defasamento intravoxel è, in accordo all'equazione sopra, dipendente dal profilo della velocità e da m1.Per un dato profilo di velocità quindi, la capacità di soppressione del flusso dei gradienti FSD è determinata solo da m1, che diventa il parametro fondamentale della metodica. Haacke ha presentato una descrizione matematica della perdita del segnale dovuta agli impulsi di gradiente FSD per un modello di flusso laminare. Considerando un profilo di velocità monodimensionale parabolico, e un pixel sufficientemente piccolo da poter considerare la variazione di velocità al suo interno approssimativamente lineare, il segnale ricostruito è dato dall’equazione:

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dove ρ è il segnale visualizzato, ρo è il segnale a gradienti fsd spenti, γ la costante giromagnetica, α l'andamento della variazione di velocità nel pixel, Δy è la dimensione del pixel stesso. Quando γαm1Δy/2= π, (passaggio per lo zero della funzione seno), ρ = 0: il segnale cioè è completamente eliminato. Un valore troppo alto di m1 può determinare una contaminazione venosa e, potenzialmente, dei tessuti statici, a causa degli effetti associati di diffusione; al contrario, un valore di m1 troppo basso può portare ad una non perfetta visualizzazione dei segmenti arteriosi. In più il valore ottimale di m1 è comunque soggettivo e arterio-specifico, dato che il defasamento degli spin in movimento non è dipendente solo da m1, ma anche dal profilo di velocità del flusso locale. Per ottenere un angiogramma soddisfacente si dovrebbe allora ripetere l'acquisizione con valori diversi di m1, cosa che richiederebbe troppo tempo per essere una soluzione praticabile in ambito clinico. Fan et al hanno messo a punto una procedura che permette di trovare l'm1 adatto per ogni singolo soggetto: si tratta di una 2D SCOUT in cui è provato un certo range di valori. La validità di adottare una 2D per trovare l'm1 ottimale da impostare nella 3D è stata comprovata da studi su fantocci e volontari sani. E’ una sequenza di impulsi triggerata con ECG, FSD-preparata T2 bSSFP, 2D, dove vengono fatte in modo continuato undici misurazioni, durante la misurazione DA. La prima misurazione ha m1= 0 mT.ms²/m per avere un'intensità di segnale di riferimento (SI) del flusso studiato, e le altre con valori crescenti di m1. Vedi figura 3.

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Figura 3: 2D scout per trovare il valore ottimale di m1[3].

I gradienti FSD sono applicati solo sulla direzione di selezione della fetta, che corrisponde alla direzione principale del flusso. Il valore di inizio m1-start e l'incremento m1-step sono

selezionabili dall'operatore.

Nella configurazione classica, i gradienti FSD erano applicati in due direzioni, di codifica di

frequenza (read out o RO) e di fase (PE), simultaneamente, ottenendo quindi una sensibilizzazione monodirezionale, pari alla somma vettoriale tra le due direzioni. Per ottenere una sensibilizzazione al flusso multidirezionale, Fan et al hanno proposto una configurazione a doppio o anche triplo modulo, in serie, ognuno uguale a quello usato in precedenza, in cui i gradienti FSD siano applicati ad esempio lungo la direzione di RO il primo e di PE il secondo, in modo che le componenti di flusso lungo le singole direzioni siano soppresse indipendentemente dai moduli corrispondenti . Vedi figura 4.

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Figura 4 a-b: a) Configurazione tradizionale a modulo singolo, b) a modulo doppio [5].

SEQUENZA: la sequenza usata in questa metodica, steady-state free precession bilanciata bSSFP, viene inquadrata nella classificazione BELLI-CHITI-SOZZI come gradient recalled echo pulse, single echo, rapid acquisition, SSFP-FID+ECHO. Lo steady state è uno stato di equilibrio che si instaura quando il TR è minore sia del T1 che del T2 dei tessuti, in cui la magnetizzazione longitudinale ML e trasversale MT, comparando punti temporali uguali in intervalli di TR adiacenti, sono uguali, ed è raggiunto dopo un numero sufficiente di impulsi di eccitazione. La fase transiente che precede lo steady-state è complessa e oscillatoria: le oscillazioni del segnale che si avrebbero acquisendo in questa fase possono essere migliorate applicando impulsi rf con flip angle linearmente crescenti, che permettono tra l'altro di raggiugere lo steady-state più velocemente. Nella sequenza SSFP bilanciata, l'area netta dei gradienti sui tre assi in ogni TR deve essere zero: in questo modo si raggiunge un tipo particolare di steady-state, in cui si ha la somma coerente dei due segnali prodotti, che si rifasano allo stesso tempo TE, metà del TR. Il segnale è molto alto, pesato T2/T1, in particolare per quello che riguarda il segnale ematico, tanto che nel gergo degli addetti viene definita “vasi bianchi”. Tra l'altro il bilanciamento dei gradienti sui tre assi rende questa sequenza relativamente insensibile al movimento. Il TR è molto breve, quindi dà problemi di SAR elevato (specific absortion rate: è il parametro

dosimetrico della risonanza magnetica clinica), ed è particolarmente prona ad artefatti da suscettibilità magnetica, che inducono la formazione di artefatti a banda per accumulo di fase: questo la rende poco adatta all'imaging su scanner ad intensità più elevata (3T). La SSFP FID+ECHO bilanciata, è presente in commercio con i nomi: TRUEFISP per SIEMENS, FIESTA per GE, BALANCED FFE per PHILIPS, TRUE SSFP per TOSHIBA, BALANCED SARGE per HITACHI. Vedi figura 5.

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Figura 5: Diagramma della sequenza bSSFP [9].

Una parola a parte merita la preparazione della magnetizzazione, che è uno schema spesso usato per enfatizzare il contrasto intrinseco nelle sequenze gradient echo. Nelle gre spoiled (in cui la MT residua viene defasata con gradienti o con impulsi a rf) è spesso possibile acquisire i dati subito dopo la preparazione: nelle bSSFP è invece necessario prestare più attenzione alle oscillazioni del segnale che possono causare artefatti. Tipicamente si fa precedere la sequenza da una serie di impulsi a rf (procedura indicata a volte ramp up o catalizzazione) con lo scopo di assicurare un passaggio “fluido” dalla fase transiente allo steady-state. Per loro natura però, i metodi che prevedono una preparazione della magnetizzazione comprendono sempre nell'acquisizione anche la magnetizzazione transiente, cosa che, assieme all'ordine di campionamento dello spazio k, influenza il contrasto e l'importanza degli artefatti . Il riempimento dello spazio k è cartesiano 3D a matrice totale: per migliorare l'effetto di soppressione del segnale del sangue da parte della preparazione FSD, viene usato un riempimento centrico lungo la direzione di codifica di fase, in plane, e un ordine sequenziale lungo la direzione delle partizioni. Inoltre è segmentato, ogni segmento corrispondente ai dati R-R ricavati dalla sincronizzazione al ciclo cardiaco. La metodica nce mra FSD-bSSFP preparata T2 ottimizzata permette di ottenere una risoluzione isotropica submillimetrica reale.

I trials clinici sono stati condotti tutti su scanner 1.5T MAGNETOM AVANTO e ESPREE SIEMENS, utilizzando per la ricezione una bobina phased array a 16 elementi posizionata anteriormente e lateralmente, assieme alla bobina SPINE posteriormente, per lo studio degli arti inferiori. I pazienti sono posizionati feet first, supini. I gradienti FSD sono applicati nella sola direzione di RO, coincidente con la direzione principale del flusso studiato. Il centraggio richiede immagini sui tre piani. Quindi si passa all'acquisizione di una sequenza PC per la valutazione della triforcazione poplitea, con velocità VENC= 80 cm/sec, da cui si ricava il tempo di picco del flusso arterioso T relativo all'onda R, per impostare il TD (trigger delay). La sincronizzazione al ciclo cardiaco è effettuata tramite ECG, retrospettiva, 3 shots per partizione, 60 linee per ciclo cardiaco. Vedi Tabella 1 e figura 6. Viene eseguita anche CEMRA 3D come riferimento.

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Tabella 1: Parametri principali bSSFP a doppio modulo per studio degli arti inferiori [2].

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Figura 6 a-e: Rappresentazione mip a varie intensità di m1, per valori crescenti [2].

Nell’imaging delle mani, nello studio condotto da Sheehan et al per pazienti affetti dal sclerosi sistemica, i pazienti sono posizionati proni, con le mani sopra la testa in appoggio palmare, con le dita leggermente divaricate per evitare sovrapposizioni. Si usano due bobine phased array body a 6 canali, sopra e sotto le mani. Per confronto sono acquisite anche CEMRA 3D e 4D. Altri studi valutati riguardano trials clinici in cui la metodica è provata su pazienti affetti da vasculopatie da diabete e da lupus sistemico eritematoso (SLE); quindi un ultimo che confronta FSD con la tecnica fresh blood a FA variabile e costante (VFA e CFA). In tutti i casi il valore di m1 ottimale viene individuato tramite 2D scout e i gradienti FSD sono applicati lungo la direzione principale del flusso (RO). Per lo studio delle mani viene preferito il modulo doppio.

Discussione

Per quanto riguarda la forma d'onda del gradiente FSD, Fan et al hanno osservato che si riscontravano artefatti a banda nelle scansioni dove la forma era quella unipolare, e che l'effetto era particolarmente importante se l'impulso a 180° era un hard pulse usato per imaging a FOV grandi. Inoltre, gli artefatti diventavano più pronunciati diminuendo l'intensità di gradiente, a parità di durata; quindi, riducendo A, aumentava λ. Nonostante che l'artefatto riguardasse i tessuti statici, interferiva potenzialmente con la visualizzazione delle arterie, soprattutto nelle immagini MIP. Si è scelta quindi la forma d'onda bipolare. La chiave della soppressione indotta dai gradienti FSD è rappresentata dal valore del momento di gradiente di primo ordine m1. Negli studi precedenti era stato utilizzato un valore empirico: Fan et al propongono invece una scout veloce per ogni soggetto e a seconda del vaso studiato. Dagli esperimenti effettuati su fantoccio, e su volontari umani, è stato provato che il metodo 2D m1-scout possa predire l'efficacia dei diversi valori di m1 nel sopprimere il flusso sanguigno in una scansione 3D FSD preparata. Questo metodo tra l'altro appare simile a quello usato nella FBI per identificare l'intensità appropriata dei gradienti di flow-spoiling. Si ipotizza che una acquisizione 2D possa essere usata per un rapido scouting di un range di valori m1, lungo la direzione principale del flusso studiato, postulando che: il piano della scansione 2D sia perpendicolare al vaso studiato; i gradienti FSD siano applicati nella direzione di selezione della fetta SS; la risoluzione in plane sia identica a quella dell'imaging 3D nelle dimensioni corrispondenti. Teoricamente, un voxel in una

acquisizione 2D, nonostante che sia più grande a causa della fetta più spessa, ha la stesso defasamento intravoxel di una 3D, dando per assunto che la variazione di velocità nella direzione di selezione della fetta (l'asse lungo del vaso) in un voxel sia trascurabile, e il defasamento intravoxel sia indipendente dallo spessore della fetta. Così, la capacità di soppressione ematica dei valori m1 nella scout 2D può essere “importata” nella 3D. È inoltre interessante notare che la curva che si ottiene diagrammando i valori di m1 derivati dalla scout con il segnale di riferimento SI (a m1=0), ha un andamento sinusoidale: questo significa che possono essere scelti più valori che forniscono la soppressione del flusso arterioso opportuna, potendo valutare caso per caso il miglior compromesso tra il segnale arterioso e quelli venoso e dei tessuti statici. Il metodo di scouting m1 può essere adattato a diverse anatomie, aggiustando il valore m1-start e m1-step, e potrebbe essere associato ad altre sequenze. Ha però delle limitazioni: prima di tutto, m1 identifica un solo valore ottimale, quello riferito ad un singolo vaso o segmento di vaso. Altri vasi potrebbero avere velocità di flusso marcatamente diverse e quindi diversi valori ottimali di m1. Si suggerisce di piazzare la scansione di scout sul vaso che ci si aspetta abbia la velocità più bassa della regione d'interesse. Questo può comportare però una certa contaminazione venosa in alcune zone. In più, teoricamente il metodo 2D scout potrebbe essere compromesso dal flusso stagnante che si trova distalmente alle stenosi, anche se questo problema non è stato riscontrato negli studi sperimentali. Infine, il metodo richiede che la componente di flusso principale sia ortogonale al piano della 2D, cosa che potrebbe invalidare lo studio di flussi tortuosi.

Nella configurazione convenzionale i gradienti FSD erano tipicamente applicati su tutti e tre gli assi logici contemporaneamente, al fine di ottenere una sensibilizzazione al flusso in tutte le dimensioni. Questo però non vale per un flusso che abbia direzione perpendicolare a quella della somma vettoriale di tutti i gradienti applicati. La proposta di Fan et al è quella di applicare i gradienti FSD lungo i tre assi separatamente, in modo consecutivo, e quindi indipendente (doppio o triplo modulo), e si richiama alla proposta fatta da Wong nel 1995 per lo studio della diffusione isotropica. Gli spin in movimento defasati da una singola coppia di gradienti lungo un asse logico, però, potrebbero ugualmente essere rifasati in qualche misura dalla coppia applicata su un altro asse logico: questo effetto cumulativo sulla fase degli spin può essere eliminato accendendo gradienti di spoiling tra moduli adiacenti, con funzione di “isolamento”, assicurando cioè che le componenti di flusso defasate non siano rifasate nel modulo successivo. La configurazione modificata a due moduli comporta una riduzione del segnale del flusso nella misurazione BA, a causa dell'allungamento del T2, effetto largamente bilanciato dalla miglior visualizzazione arteriosa; inoltre, questa caduta di segnale può essere mitigata abbreviando il

modulo FSD. Anche la perdita di segnale degli spin statici nella preparazione FSD è un effetto intrinseco ineliminabile, dovuto a diffusione e a decadimento T2. Il primo effetto citato può essere però ignorato, avendo un b-value estremamente piccolo per valori di m1 medi (ad esempio, b=0.02 sec/mm² quando m1=34.8 mT.ms²/m). Il secondo effetto può essere alleviato, come precedentemente osservato, accorciando la durata del modulo stesso (da 12 ms a 9 ms). In più, va ricordato che la preparazione FSD e la preparazione T2 hanno la stessa durata nelle due misurazioni DA e BA, e i tessuti circostanti vengono per la maggior parte eliminati dalla sottrazione, dato che il decadimento T2 è lo stesso in entrambe. I risultati dei trials clinici, con CEMRA come esame di riferimento, sono stati valutati dopo sottrazione delle immagini magnitudo, e creazione dei mip, per contaminazione venosa, artefatti da movimento, cospicuità dei segmenti visualizzati. La FSD-bSSFP preparata a doppio modulo fornisce una risoluzione spaziale submillimetrica reale, rispetto alla CEMRA, che la raggiunge solo per interpolazione in due direzioni, a causa delle costrizioni temporali legate al bolo di contrasto. Per la FSD, che non ha queste costrizioni, è ipotizzata la possibilità di migliorare ulteriormente la risoluzione spaziale, potendo tollerare un tempo di acquisizione più lungo, così favorendo lo studio di vasi di piccolo calibro. Inoltre, il bolus timing per lo studio vascolare della mano presenta a tutt’oggi delle difficoltà oggettive determinate dal riempimento arterioso lungo, e dal transito arterio-venoso breve delle estremità: quest'ultima caratteristica porta ad una visualizzazione dei segmenti arteriosi del terzo terminale assai più difficoltosa con CEMRA che con FSD. Vedi Figura 7.

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Figura 7 a-c: a) CEMRA 4D, b) CEMRA 3D, c) FSD modificata [4].

Nello studio di Fan et al, e di Saouaf et al, la qualità dell'immagine della metodica FSD-bSSFP preparata risulta superiore, con minor contaminazione venosa e alta risoluzione spaziale isotropica. Anche se non è possibile studiare con questa metodica l'impregnazione dei tessuti molli associata a complicazioni infiammatorie, non somministrando mdc, Saouaf et al suggeriscono che si possa acquisire questo dato tramite una sequenza pesata T2 con soppressione del grasso. Viene confermato che il terzo terminale delle arterie palmari e digitali nello studio di pazienti con SLE non viene visualizzato in alcuni casi con CEMRA 4D, probabilmente per un mancato passaggio di mdc nei vasi più piccoli; ed inoltre che può essere osservata una contaminazione venosa importante nelle CEMRA 3D; la tecnica FSD viene considerata in questo senso promettente, ma si suggeriscono ulteriori esplorazioni. Liu et al sottolineano che una valutazione clinica estesa non sia stata ancora condotta, soprattutto sui pazienti diabetici, in cui possono insorgere alterazioni della microstruttura tissutale locale e circolatoria che possono ridurre la capacità diagnostica della tecnica. La performance di FSD-bSSFP risulta anche in questo lavoro, rispetto a CEMRA, equivalente per capacità diagnostica, mentre nell'analisi quantitativa di SNR e CNR, questi risultano superiori nella FSD, anche rispetto a FBI, con cui viene confrontata. L'alta qualità è attribuita soprattutto alla sequenza usata per l'acquisizione dei dati e alla separazione di questa dal modulo di preparazione della magnetizzazione FSD.

La SSFP è adatta allo studio angiografico essendo veloce, efficiente per SNR, pià adatta alla rappresentazione del flusso veloce e complesso della FBI. La velocità di imaging permette un'acquisizione dei dati con alta risoluzione spaziale, migliorando l'accuratezza diagnostica per la valutazione dei restringimenti luminali.

La tecnica FBI, a causa degli effetti inerenti di defasamento del flusso della sequenza se echo train (FSE o TSE), può presentare cadute di segnale in caso di flusso veloce e/o turbolento, eventi che si presentano distalmente ad una stenosi, inducendo un'errata stima della stessa. E' robusta rispetto alle disomogeneità di campo ma sensibile al movimento del paziente, richiede delle scansioni preparatorie per definire la finestra di acquisizione e l'intensità dei gradienti di spoiling, in particolare a FA costante, rendendola dipendente non solo dal paziente, ma anche dall'operatore. La selezione ottimale dei tempi di ritardo per la sincronizzazione alle fasi cardiache è fondamentale per evitare la formazione di artefatti, che si producono anche in caso di funzionalità cardiaca non buona . L’acquisizione dei dati, però, sia per FBI che per FSD, può essere ripetuta, a differenza di quanto avviene per CEMRA. Qiss si basa sull'effetto inflow, a differenza di FBI e FSD, è robusta nei confronti del movimento, non richiede aggiustamento dei parametri a seconda del paziente, ed è quindi di facile implementazione. È però una 2D, e la

risoluzione di fetta è limitata; inoltre, non è direzionale, ed un flusso retrogrado può non essere identificato. Sembra comunque presentare una specificità superiore rispetto alla FBI come dimostrato anche da uno studio su fantocci condotto da Offerman et al.

Grazie alla sensibilità della tecnica, sono sufficienti gradienti FSD di bassa intensità per sopprimere il flusso arterioso in fase sistolica; inoltre, l'applicazione della soppressione nella sola fase sistolica inibisce la formazione di artefatti da alto flusso diastolico. Il diminuire della differenza di velocità tra il flusso arterioso e quello venoso, associata all’avanzamento dell’età, però, può corrispondere ad una possibile contaminazione venosa. Può inoltre residuare del segnale dei tessuti statici dalla sottrazione DA e BA per differenza di segnale tra le due misurazioni, che può impedire la visualizzazione dei piccoli vasi e nel mip può essere scambiata per stenosi o flusso insufficiente. Vedi figura 8.Una sottrazione pesata potrebbe essere una soluzione a questi problemi.

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Figura 8 a-b: a) CEMRA; b) FSD con contaminazione dei tessuti molli [12].

Lim et al, che comparano FSD con fresh blood VFA e CFA per lo studio degli arti inferiori, suggeriscono che la metodica FSD potrebbe essere usata come esame di prima istanza nelle patologie vascolari periferiche, per la sua robustezza nei confronti delle variazioni di velocità di flusso, con CFA complementare per ottenere una copertura anatomica maggiore.

Sappiamo che la angio-rm visualizza l'albero arterioso tramite il flusso ematico, piuttosto che tramite il sangue di per sé: qualsiasi effetto che comporti perdita di segnale (flow void effects) può portare ad una sovrastima del lume delle stenosi. Questo problema è osservabile nelle TOF e nelle PC, in corrispondenza e distalmente alle stenosi, specialmente alla periferia del lume. Teoricamente, la tecnica qui presentata è vantaggiosa nell'imaging proprio della periferia del

lume, perchè il flusso presenta alta variazione locale di velocità, e quindi può essere adeguatamente soppresso. Il flusso complesso può essere ugualmente soppresso tramite l'estensione della sensibilità della tecnica a più direzioni, possibilità non implementabile ad esempio nella tecnica FBI. Nel caso di sangue stagnante, si può invece agire aumentando l'intensità di m1.

Si tratta di un metodo che dipende dal flusso, ma non dall'effetto inflow, per cui può essere usata anche per flussi relativamente lenti come quello delle mani. L’effetto di soppressione del flusso nella DA è determinato dal solo modulo FSD, e quindi può essere facilmente quantificato e predetto calcolando il momento di gradiente di primo ordine. La sequenza bSSFP inoltre non presenta l'effetto del blurring da decadimento T2 della FBI ( in parte risolto con la tecnica VFA), ed è meno sensibile al movimento grazie alla configurazione di gradienti bilanciata. Uno svantaggio riguarda sicuramente la marcata sensibilità alle variazioni di suscettibilità magnetica

(che aumenta all'aumentare di Bo). Come nella FBI, il tempo complessivo del protocollo è lungo, per sincronizzare l'acquisizione alla fase cardiaca, e per la necessità di sottrarre i due set di dati (BA, DA), rendendo più probabili artefatti da movimento del paziente. Sono stati proposti alcuni approcci di correzione postprocessing del movimento, tipo BRACE (BReast Acquisition and Correction). Il fattore di accelerazione 2-3 utilizzato però, potrebbe essere aumentato, dato l'elevato SNR della sequenza bSSFP. La necessità di sincronizzare le misurazioni DA e BA a fasi diverse del ciclo cardiaco può inoltre indurre un cambiamento del diametro del vaso per pulsatilità, influenzandone la visualizzazione. Il tratto più interessante della metodica rimane sicuramente la flessibilità di scelta dell'intensità dei gradienti FSD, e della direzione su cui applicarli, oltre alla possibilità di scegliere più direzioni, che la rende adatta allo studio dei vasi tortuosi; inoltre, non essendo la preparazione FSD applicata in diastole, può produrre immagini BA dei flussi a prescindere dalla loro velocità.

Conclusioni

Riassumendo, la tecnica nce mra FSD-bSSFP preparata T2, a modulo singolo e doppio, mostra una potenzialità importante nello studio angiografico periferico, quando la somministrazione di mdc sia indesiderabile o controindicata, con un'accuratezza diagnostica comparabile a CEMRA 3D. Inoltre, permette la visualizzazione dei flussi in un vasto range di velocità, a differenza di altre metodiche nce mra. Necessita però di calibrare i gradienti FSD, quindi non è di facile implementazione, e presenta dei limiti intrinseci. Sono in corso trials clinici su un vasto numero di soggetti per ottimizzare la tecnica e renderla commerciabile (SIEMENS).

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