Le tecniche di perfusione studiano il deposito di nutrienti ed ossigeno nel parenchima tissutale per mezzo della diffusione del sangue attraverso la rete vascolare, utilizzando mdc esogeni ed endogeni. Le prime sono la DSC (Dynamic Susceptibility Contrast) , e DCE (Dynamic Contrast Enhanced); le seconde sono rappresentate dalla ASL (Arterial Spin Labeling). Nei pazienti in cui è controindicato l’utilizzo del mdc esogeno, o che devono eseguire ripetuti controlli nel tempo, è largamente utilizzata la tecnica ASL, per la sua comprovata non invasitività. Per lo stesso motivo viene anche utilizzata nel NCE-MRA in quanto studi clinici indicano il potenziale di spin-labeling NCE-MRA come test di screening diagnostico.
Il principio che sta alla base di queste tecniche è la sottrazione di immagine. Si acquisiscono due immagini dello stesso soggetto: una acquisita con impulsi di marcatura dei protoni che, transitando attraverso una arteria, vanno a fluire nella regione interessata dall’acquisizione; l’altra priva di questi impulsi. Dalla sottrazione delle due ne risulterà una immagine pesata in diffusione o una immagine angiografica.


ASL applicata in PWI.
In PWI ci si deve riferire a dei parametri che indicano un valore quantitativo misurabile con cui ci si possa confrontare. I principali parametri di interesse nelle tecniche di perfusione sono: il flusso ematico cerebrale, CBF ( Cerebral Blood Flow) , definito come il volume di sangue che passa attraverso una data regione di tessuto per unità di tempo, e misurato in ml/100g/minuto; il volume ematico cerebrale ,CBV ( Cerebral Blood Volume ), che è il volume che passa attraverso questa data regione, misurato in ml/100g; il tempo di transito, MMT ( Mean Transit Time ), che rappresenta il tempo medio di transito nella regione che si sta esaminando. Altri parametri riguardano il tempo al picco, relativo al la curva di concentrazione, e la permeabilità della membrana, che si può ottenere in modo più specifico con la DCE.
Con la tecnica ASL sono possibili misurazioni del valore assoluto del CBF con relativa insensibilità alla permeabilità
della membrana. Uno degli svantaggi di questa tecnica è che l’immagine ottenuta ha un segnale che è circa lo 0,5-1,5 di
tutto il segnale che si può ottenere dalle immagini iniziali, con un SNR al limite.
In termini generali la tecnica ASL utilizza una forma di impulso di inversione selettivo per marcare la magnetizzazione
longitudinale del flusso di carico del sangue; l’acqua del sangue arterioso viene marcata magneticamente attraverso
impulsi di RF o tag, analogamente alle misure PET, con la differenza che la marcatura magnetica deve tener conto dei
tempi di rilassamento dei tessuti piuttosto che dei tempi di decadimento radioattivi. Il tag può essere applicato in molti
modi, ma lo scopo principale è quello di forzare la magnetizzazione longitudinale dei tessuti dinamici (sangue) per farla
differire da quella dei tessuti stazionari. I fattori coinvolti nella dipendenza del segnale che arriva dalla sequenza sono: il
flusso del sangue che dall’arteria arriva al tessuto, il T1 del sangue, il T1 dei tessuti adiacenti, e il tempo in cui i protoni
marcati magneticamente arrivano al tessuto.
Il tempo di rilassamento T1 del sangue è di circa 1-2 sec., e la sua conoscenza è di fondamentale importanza per
introdurre un ritardo nella sequenza, che permetterà al sangue marcato di fluire nel microcircolo del tessuto. Il ritardo
viene introdotto con l’applicazione di un tempo di inversione ( TI ), che permette al sangue di arrivare nella regione di
interesse, dove verrà effettuata la lettura del segnale con una sequenza convenzionale. Quando i tempi di transito del
circolo arterioso sono notevolmente prolungati, a causa , ad es.. di una grave ischemia, i parametri che si vanno a
valutare possono essere sottostimati, a causa del rilassamento dei protoni marcati con l’impulso spin labeling.
Tecnica
La marcatura degli spin può essere effettuata utilizzando tre metodi: 1) flow-in, 2) flow-out , 3) tag alternation, dove
flow-in e flow-out si riferiscono alla direzione di flusso relativa all’applicazione del tag selettivo

Fig 2). JMRI 36:286-304 (2012).
In figura 2) sono illustrati i vari metodi di marcatura degli spin A) Flow-in: a seguito di un impulso di inversione
selettivo (che corrisponde tipicamente alla regione spaziale del volume di interesse) il sangue (linea rossa ), che porta
magnetizzazione fresca , confluisce nel volume di interesse durante il periodo BBTI, mentre i tessuti stazionari (linea
grigia) subiscono un recupero T1. L’acquisizione dei dati avviene al null point dei tessuti stazionari, in modo che questi
non emettano segnale. B) Flow-out: un iniziale impulso di inversione non selettivo inverte tutta la magnetizzazione.
Subito dopo un impulso di inversione selettivo applicato in una determinata regione del vaso, ripristina la
magnetizzazione solo nella regione del tagging. Durante il periodo BBTI, il sangue con magnetizzazione ripristinata
fluisce nel volume di interesse, mentre i tessuti stazionari subiscono un recupero T1. Anche in questo caso
l’acquisizione dei dati avviene al null point dei tessuti stazionari. C) Tag- alternation: l’acquisizione tag-off acquisisce
una immagine di sangue e tessuti stazionari con magnetizzazione positiva. L’acquisizione tag-on utilizza un impulso di
inversione selettivo applicato in una determinata regione del vaso, per invertire la magnetizzazione solo nella regione di
marcatura. Durante il BBTI, il sangue fluisce nella regione di interesse con una magnetizzazione invertita. La
sottrazione delle due immagini, a partire da tag-off, produce un angiogramma con segnale positivo nelle regioni
alimentate da sangue in entrata e segnale nullo nel tessuto stazionario, oppure una immagine pesata in PWI.
La differenza fondamentale tra queste tecniche è che flow-in e flow-out richiedono una attenta selezione del TI per
annullare il segnale di fondo ,mentre la tecnica tag –on/off genera immagini senza segnali di fondo (rimossi tramite la
sottrazione di immagine), indipendentemente dalla selezione del TI.

Fig.3) JMRI 36:286-304 (2012).
In genere in PWI si utilizza il metodo con Tag-alternation. Durante l’acquisizione di immagini ASL vengono alternate
immagini generate con impulso spin labeling e immagini di controllo, e il contrasto PWI si ottiene attraverso coppie di
sottrazioni di immagine tra le immagini marcate e le immagini di controllo.

Questo permette di caratterizzare il CBF, che può essere stimato attraverso la variazione del segnale, comparata a modelli di riferimento, attraverso la generazione di mappe parametriche di CBF. Il SNR del segnale differenza, tra l’immagine label e l’immagine di controllo, è comunque intrinsecamente basso. Durante gli ultimi anni, sono stati effettuati studi teorici e sperimentali per migliorare la precisione nella quantificazione del CBF tenendo conto di molteplici parametri, come il MTT, l’effetto di Magnetization Transfer, il T1, l’efficienza dell’impulso labeling, e la permeabilità capillare

Fig. 4) Ronald L.Wolf and John A. Detre “Clinical Neuroimaging Using Arterial Spin-Labeled Perfusion MRI”
Schemi di acquisizione ASL.
Attualmente ci sono quattro tipi principali di approccio per una acquisizione ASL: CONTINUOS ASL (CASL) , PULSED ASL ( PASL),PSEUDO-CONTINUOUS ASL (PCASL), e VELOCITY-SELECTIVE ASL (VS-ASL).La differenza principale tra queste categorie ASL è la tecnica utilizzata per marcare magneticamente il sangue.
In CASL il sangue arterioso viene continuamente e selettivamente marcato con un impulso labeling adiabatico continuo della durata di 2-4 sec, inviato nella regione dove si vogliono marcare i protoni, attraverso un piano di marcatura generalmente applicato alla base del cranio, contemporaneamente ad un gradiente di campo di selezione di slice. Quindi la marcatura degli spin avviene tutta nello stesso luogo e viene applicata per diversi secondi per massimizzare gli effetti del segnale nel cervello, come si può vedere in fig 5). Gli spin che passano attraverso questo piano di labeling vengono invertiti (in principio venivano saturati ma si è visto che si produceva una differenza maggiore invertendoli piuttosto che saturandoli ), vanno a fluire dopo un certo tempo nella regione di interesse portando la loro magnetizzazione. Al momento dell’acquisizione si avrà un contributo totale di magnetizzazione dato dagli spin del tessuto che non hanno subito inversione, e dagli spin del sangue che essendo stati invertiti portano una magnetizzazione minore. Quello che si osserva nell’immagine label è una magnetizzazione minore o comunque diversa rispetto all’immagine di controllo in cui gli spin non hanno subito inversioni.
Sull’efficienza dell’impulso di inversione incidono svariati fattori, tra i quali la velocità media dei protoni, l’angolazione dei vasi rispetto al piano di labeling, l’ampiezza dell’impulso di labeling, l’intensità del gradiente di selezione di slice. L’efficienza dell’impulso di inversione è un parametro che viene inserito nella quantificazione e descrive in particolare quanta percentuale degli spin totali considerati viene invertita.
Il piano di inversione viene localizzato dove si possono identificare delle arterie con un buon flusso di sangue e che irrorano una ampia zona di tessuto in esame. Inoltre le arterie non devono essere eccessivamente angolate rispetto al piano di labeling, in modo tale che l’impulso di inversione inverta tutti gli spin che passano nell’arteria.

Fig. 5) Max Wintermark, Department of Radiology, Neuroradiology Section, University of California. American STROKE Association.
Un problema che si è reso subito evidente, applicando questa tecnica, riguarda il processo di marcatura degli spin e gli effetti che ne derivano. Quando viene applicato un impulso labeling si producono infatti degli effetti di magnetization transfert (MT) , che saturano alcune macromolecole riducendo la produzione del segnale. Nella coppia delle immagini, l’unico momento in cui si produce questo effetto è durante l’impulso label, e quando si fa la differenza con l’immagine di controllo, non si riesce ad eliminare questo effetto indesiderato.
Per questo motivo vengono applicati, anche all’immagine di controllo impulsi di inversione analoghi all’impulso di label, che si annullino vicendevolmente, ma producano l’effetto di MT anche sull’immagine di controllo, in modo tale che alla successiva sottrazione questo effetto possa essere eliminato. Quindi un impulso viene applicato nella stessa posizione dell’impulso di label e uno nel verso opposto rispetto alla regione di imaging. Inviare impulsi adiabatici doppio invertenti nella stessa posizione fa si che sia presente in tutti e due i casi l’effetto MT, mentre l’effetto di inversione viene annullato.

Fig 6) BJR (British Journal of Radiology (2006 ) 79, 688701
Tra le varie tecniche proposte c’è anche quella che utilizza due bobine, una trasmittente che trasmette l’impulso di labeling e una ricevente che riceve il segnale dalla sequenza di imaging. In particolar modo, la bobina adibita all’impulso di labeling è più piccola, per fare in modo che la sua efficacia fisica sia ristretta alla regione da marcare
Si marcano gli spin nella zona dell’arteria, senza produrre notevoli effetti con questo tag selettivo, poi il segnale di imaging verrà raccolto nella regione di interesse attraverso la bobina ricevente. Questo permette di effettuare la sottrazione di immagine senza particolari problemi.
Avere due bobine necessita però di un hardware sofisticato, ed inoltre applicando un impulso di labeling sostanzialmente lontano dalla regione di imaging, si produce un ritardo nell’acquisizione , che può far rilassare gli spin marcati nel tragitto verso la regione di interesse, producendo una perdita di segnale della quale bisogna tener conto.
Per migliorare l’efficienza di inversione della tecnica CASL e ridurre la SAR deposta sul paziente, è stata introdotta la tecnica pCASL, che utilizza un treno di impulsi di RF brevi anziché una RF continua per realizzare l’inversione degli spin, in congiunzione con un gradiente di campo sincrono, che modifica l’inversione degli spin attraverso impulsi di gradiente addizionali trasversali. Questi modificano il phase cycle di alcune arterie, portandole in situazione di tag, mentre altre che passano attraverso lo stesso piano sono in situazione di controllo. Questo sistema, combinato con uno schema di codifica di Hadamard o simili, fa in modo che tutto il sangue nei vasi di interesse sia completamente invertito o rilassato per quasi tutti i cicli di codifica, fornendo un miglior SNR. L’efficienza relativa della marcatura su ogni vaso viene misurata direttamente dai dati ASL e viene utilizzata nel processo di decodifica per migliorare la separazione tra i territori vascolari. Questa tecnica non necessita di bobine separate ne particolari hardware.
L’efficienza media di inversione della tecnica CASL è minore del 15% rispetto ad altre tecniche

Fig. 7) Ronald L.Wolf and John A. Detre “Clinical Neuroimaging Using Arterial Spin-Labeled Perfision MRI”
In PALS vengono utilizzati brevi impulsi di inversione pulsati che invertono istantaneamente sia il sangue che i tessuti, e possono essere applicato sia alla base del cranio che su tutto l’encefalo. La successiva inversione selettiva delle slice di imaging produrrà una differenza di magnetizzazione tra il sangue marcato e l’acqua contenuta nel tessuto cerebrale.
Alcuni metodi PASL, quali FAIR, PICORE, ed EPISTAR utilizzano un solo impulso di inversione durante la preparazione di marcatura magnetica degli spin. La differenza tra questi metodi è la posizione del piano di labeling per le immagini di controllo e di label, e si possono dividere in tecniche simmetriche e asimmetriche

Fig 8) BJR (British Journal of Radiology (2006 ) 79, 688701
Una tecnica simmetrica è la EPISTAR, e consiste nel mandare impulsi pulsati su una regione ampia, 10 o 15 cm vicino alla regione di interesse, dove vengono marcati i protoni, e poi si acquisisce l’immagine. Essendo un impulso più corto, gli effetti di MT sono minori. Nell’immagine di controllo si manda lo stesso impulso della tecnica precedente, doppio invertente, per evitare totalmente gli effetti di MT se pur trascurabili ( vedi sopra).
Una ulteriore tecnica simmetrica, che fa parte delle PULSED ASL è la FAIR (Flow Alternating Inversion Recovery ), e consiste essenzialmente in due impulsi, uno non selettivo, che comprende l’intera regione, e uno selettivo che produce una inversione solo nella slice interessata. La natura di questo doppio labeling produce sia le immagini di controllo che di label dalle quali si otterrà l’immagine pesata in perfusione.

Fig 10). European Cooperation in Science and Tehcnology.
Le tecniche PASL hanno una maggiore efficienza di inversione rispetto alla CASL, e anche una minore deposizione di SAR al paziente, ma la qualità dei profili di inversione può risultare imperfetta e introdurre un errore sistematico nella quantificazione del CBF. Questa limitazione è stata superata dalle sequenze QUIPSS 1 e 2, e Q2-TIPS, che applicano un impulso di saturazione in un momento specifico, dopo l’impulso di inversione, per definire nettamente i margini di marcatura ed eliminare la distorsione sistemica. La forma e l’ampiezza degli impulsi variano da sequenza a sequenza.
Mentre le tecniche PASL, CASL e pCASL invertono il sangue che affluisce in una zona specifica, VS-ASL satura il sangue che si muove più velocemente rispetto al valore limite indicato per ottenere il contrasto di perfusione. In teoria questo si traduce in un ritardo di transito minore nelle condizioni di flusso lento, come nello stroke, consentendo anche in questo caso una misura quantitativa del CBF.
Qualunque sia la tecnica utilizzata per la marcatura dei protoni la differenza delle immagini è comunque sempre pesata in perfusione e dall’equazione di Bloch, considerando la differenza tra le due immagini si ottiene la seguente formula:

In cui abbiamo che la variazione della magnetizzazione nel tessuto sarà data dai contributi della magnetizzazione di
equilibrio (cioè la magnetizzazione del tessuto prima dell’arrivo dei protoni marcati ), del flusso , che contribuisce
insieme alle magnetizzazioni delle arterie , e del coefficiente di partizione , che modifica l’espressione della
magnetizzazione nel tessuto. Quello che si ricerca è la magnetizzazione nel tessuto e non quella portata dai vasi.
I modelli di calcolo sono molteplici, ma quello che viene generalmente utilizzato è il modello di Buxton, che è un
General Kinetik Model. Le relative mappe parametriche di CBF vengono automaticamente generate in post-processing
dopo una correzione del movimento con apposito software.
ASL applicata in NCE-MRA.
Anche in NCE-MRA valgono le considerazioni generali per l’applicazione della marcatura degli spin descritte nel
precedente paragrafo.
Metodo FLOW-IN: Nel metodo flow-in l’impulso di codifica viene applicato a tutta la regione di interesse (fig 3) e
l’impulso di labeling inverte sia il sangue che i tessuti stazionari. Durante il TI , il getto di sangue fresco entra nel
volume di interesse, mentre gli spin stazionari e il sangue preesistente nel volume di imaging ritorneranno alla
magnetizzazione longitudinale secondo il loro T1 passando per il null-point (M=0 fig 2a). L’immagine viene acquisita
con una sequenza convenzionale, e il getto di sangue fresco sarà rappresentato come un segnale iper intenso grazie all’ampiezza massima della sua magnetizzazione longitudinale. Se il TI corrisponde al null-point dei tessuti stazionari il
segnale di fondo sarà nero. Nel metodo flow-in, quindi, è visibile solo il sangue che fluisce nella regione di marcatura
che corrisponde al piano di imaging. Questo sangue che affluisce può arrivare da qualsiasi fonte di alimentazione,
pertanto, quando un organo è alimentato da più fonti, come la vena porta, che riceve sangue sia dall’arteria splenica che
dalla mesenterica, i contributi relativi a ciascun segmento non possono essere determinati con questo tipo di approccio.
L’applicazione clinica più comune di questa tecnica è la NCE-MRA renale. Il complesso orientamento dell’aorta e
delle arterie renali richiedono l’utilizzo di sequenze bSSFP che permettono una compensazione del flusso in più
direzioni. Il metodo flow- in è comunemente usato con un tag sopra i reni, come mostrato in fig 12), ma il segnale
venoso, proveniente dalla vena cava può apparire nella regione di imaging. Per questo motivo viene applicato un
impulso di pre saturazione spaziale, come nel caso dello studio delle arterie renali, inferiormente al volume da rilevare,
per sopprimere i flussi provenienti dalla vena cava inferiore.
Questa tecnica viene generalmente usata in combinazione con un gating respiratorio o con tecniche di correzione del
movimento in real-time. Studi clinici di confronto riportano una alta sensibilità di questa tecnica (100%, 100%. 88%)
ma una minore specificità (93%,88%.88%) rispetto alle tecniche convenzionali di radiologia, indicando il potenziale di
spin-labeling NCE-MRA come test di scrinig diagnostico.
Metodo FLOW-OUT: Il metodo flow-out applica l’impulso di tagging a monte, su un vaso di interesse (fig 3).
L’impulso selettivo è immediatamente preceduto da un impulso non selettivo di inversione (fig 2b). Il primo impulso
non selettivo inverte tutta la magnetizzazione sul piano longitudinale, compresi i tessuti stazionari e il sangue
preesistente sul piano di imaging. L’impulso di tag ripristina selettivamente la magnetizzazione a monte degli spin del
sangue, che riprendono una magnetizzazione longitudinale positiva, lasciando la magnetizzazione longitudinale dei
tessuti stazionari invertita. Il processo si svolge in modo molto simile all’acquisizione flow-in. Durante il TI il sangue
marcato , con piena magnetizzazione esce dalla regione di tag per entrare nella regione di acquisizione, mentre la
magnetizzazione dei tessuti stazionari recupera il T1 passando per il null-point. Come nel flow-in il segnale di fondo
dipende dal TI scelto in base al T1 dei tessuti stazionari. Il metodo flow-out permette di studiare la funzionalità dei
singoli vasi studiandoli separatamente. La tecnica flow-out spin labeling viene usata per descrivere i vasi intra ed extra
epatici, compresa l’arteria e le vene sovra-epatiche e il sistema portale. Per rappresentare le vene epatiche gli impulsi
di marcatura vengono applicati con un tag posizionato sul fegato per sopprimere il segnale dell’aorta.
Metodo TAG ALTERNATION: Questo metodo è la forma più standard di spin labeling e può essere applicato in molte
forme, ma il concetto generale è quello di acquisire due slice in modo alternato, una con marcatura del sangue arterioso
e una di controllo senza tag. L’impulso di tag viene generalmente applicato selettivamente, a monte o a valle della zona
da esaminare, alternandolo on-off nelle corrispondenti slice di tag e di controllo. Questo è il metodo che generalmente
viene utilizzato nelle sequenze Time-SLIP di tipo STAR, EPISTAR, e STARFIRE. La sua selettività del flusso è
sostanzialmente simile all’approccio utilizzato per il metodo flow-out.
La tecnica tag- alternation spin labeling viene usata per l’angiografia polmonare NCE-MRA, applicando un tag selettivo
sul cuore in sagittale. Durante il TI, il sangue scorre fuori dalla zona di marcatura e va nei polmoni, dove viene
successivamente letto utilizzando sequenze 2D FSE o GRE 3D. Anche il sistema portale può essere studiato con questa
tecnica acquisendo entrambe le slice in un unico BH. Per le carotidi impulso spin labeling viene applicato sul cuore.

) JMRI 32: 429-433 (2010)
Queste tecniche sono disponibili sotto i nomi commerciali di Time- SLIP, NATIVE true-FISP, Inflow-IR, e b-
TRANCE.
Anche se i tre sistemi di marcatura possono essere utilizzati con qualsiasi sequenza, vengono generalmente utilizzati
con metodi di acquisizione 3D bSSFP o 3D FSE per ottenere una buona risoluzione di slice. La scelta della sequenza da
utilizzare dipende principalmente dalle proprietà dei flussi delle regioni da esaminare. In genere la bSSFP viene usata
per flussi veloci, mentre la 3D FSE viene utilizzata per flussi più lenti nella regione di marcatura. L’alto contrasto
ottenibile con le sequenze bSSFP è inerente alla flow-compensation applicata su tutti e tre gli assi, che rende iperintenso
il sangue sull’angiogramma renale ed epatico, per questo la sua scelta ricade nella maggior parte delle applicazioni, fatta
eccezione per le arterie polmonari e la succlavia , per evitare artefatti da suscettibilità magnetica causati dall’interfaccia
aria tessuto che si renderebbero evidenti con una bSSFP.
Selezionando correttamente i parametri della sequenza, il contrasto T2/T1-weighted e il flow compensation applicato
sui tre assi nella sequenza bSSFP, rende generalmente scuro il segnale proveniente dai tessuti stazionari, e iperintenso il segnale proveniente dai vasi. Già da sola la sequenza può essere utilizzata come NCE-MRA, perché permette di
visualizzare tutto il sangue sul piano di imaging, indipendentemente dalla sua origine e dalla velocità del flusso. Sia il
sangue arterioso che venoso appariranno sul piano di imaging , tuttavia, a meno che non si coniughi questa sequenza
con un impulso spin labeling, il segnale di fondo ostacola la corretta visualizzazione dei vasi. Per migliorare la
rappresentazione delle arterie viene applicato un impulso di inversione accoppiato con una preparazione T2 che
sopprime i tessuti adiacenti e le vene, lasciando il segnale arterioso sostanzialmente intatto. Per aumentare il contrasto
tra i vasi e il segnale di fondo vengono spesso applicati impulsi di soppressione del grasso.
Time-SLIP (Time-Spatial Labeling Inversion Pulse).
Time-SLIP è una variante dell’ASL usata in combinazione con sequenze 3D SSFP o FASE (FAST ADVANCED SPIN
ECHO), implementata sulle apparecchiature RM da Toshiba Medical Systems, per descrivere un vaso di interesse
all’interno di una data regione, qualunque sia l’ orientamento dell’imaging. Il segnale dei tessuti stazionari è soppresso
attraverso un impulso di inversione e l’immagine finale contiene solo il contributo del flusso sanguigno marcato con
impulso spin labeling. Il vaso di interesse può essere evidenziato anche se il sangue scorre in molteplici direzioni. Time-
SLIP può facilmente essere adattato per essere utilizzato in più regioni anatomiche regolando i parametri relativi alla
posizione del tag, e al delay time, noto con il nome di Black Blood Time Interval (BBTI). La scelta di utilizzare la
sequenza 3D SSFP o la sequenza FASE, associata a Time-SLIP, dipende principalmente dalle caratteristiche della
regione da sottoporre ad esame. In generale 3DSSFP viene usata per flussi veloci, e il suo alto contrasto tra tessuto e
sangue è derivato dal flow-compensation applicato sui tre assi. FASE viene utilizzata per flussi lenti, e nello studio del
circolo polmonare, per evitare artefatti da suscettibilità magnetica causati dall’interfaccia aria-tessuti.
Il posizionamento dell’impulso Time-SLIP controlla la selezione della regione di interesse. Questo impulso selettivo di
tag viene applicato secondo un orientamento che tende a migliorare la marcatura degli spin del flusso sanguigno. In
figura 19) la zona delimitata in blu rappresenta l’impulso di Time SLIP per l’acquisizione delle arterie renali sul piano
assiale, in rosso la zona di acquisizione e in giallo la banda di pre saturazione spaziale.

Il BBTI è il tempo di ritardo tra l’applicazione dell’impulso Time-SLIP e l’inizio della partenza della sequenza di
imaging, e controlla la quantità di tempo disponibile perché il sangue marcato arrivi nella regione di interesse. Questo
parametro deve essere ottimizzato per coincidere con la soppressione del segnale di fondo. La selezione ideale del
bilanciamento BBTI deve comprendere sia il tempo di percorrenza del sangue marcato che la soppressione del segnale
di fondo. Di solito in questo modo sono visibili anche i vasi terziari del parenchima, difficilmente visibili con CE-MRA
a causa di un rapido ritorno venoso. Una cattiva scelta del BBTI può invece influenzare drasticamente la visibilità del
vaso. SE BBTI è troppo corto, non c’è abbastanza tempo per consentire al sangue fresco di arrivare nella regione di imaging; al contrario se BBTI è troppo lungo, ci sarà un ritorno venoso e una rappresentazione del segnale di fondo.
Time- SLIP è adattabile a soddisfare più esigenze di imaging. Le tecniche di applicazione degli impulsi sono state
precedentemente descritte, ma per ottenere la visualizzazione di flussi estremamente lenti o sopprimere totalmente il
segnale di fondo, senza l’utilizzo di bande di presaturazione, viene applicato il sistema di acquisizione con tag
alternation descritto in fig 2C). Questa modalità di acquisizione permette anche di acquisire arterie e vene
simultaneamente e visualizzarle separatamente. Ad es.. se il tag è posizionato per marcare il sistema venoso portale,
verrà rappresentato nel tag-on di acquisizione. Tutti i vasi epatici (arterie e vene) saranno rappresentati nel tag-off di
acquisizione. La successiva sottrazione dei due data-set rimuove il segnale di fondo, annulla le vene per rappresentare
l’arteria epatica.
L’impulso Time-SLIP in una sequenza che utilizza il trigger cardiaco viene applicato dopo un ritardo predefinito dell’onda R.

L’impulso Time-SLIP è costituito da un
impulso di inversione non selettivo (A), e un impulso di inversione selettivo (B). L’impulso non selettivo (A) viene
applicato in modalità on/off nella stessa regione. L’impulso di inversione selettivo (B), come l’impulso di
presaturazione, può essere applicato in una posizione arbitraria indipendentemente dalla slice di imaging. Quando il
sangue che scorre nella slice di imaging è marcato dall’impulso di inversione B, l’intensità del segnale nella regione in
cui il sangue entra , dopo il BBTI, diventa più alta (o inferiore se la regione dell’impulso non selettivo A è settata su
off). Questo permette di osservare la direzione del flusso e la distanza, e impostando la regione da marcare e il BBTI in
modo appropriato per l’anatomia da visualizzare, è possibile evidenziare solo le arterie o solo le vene.
Una generica sequenza FASE in associazione ad ASL utilizza approssimativamente i seguenti parametri di acquisizione: TR/TE=3192/30 ms; TI=180ms; BBTI=800 ms; FOV=4545 cm; matrix 256256; NS=40; ST=5mm;NAQ=1; SPEEDER factor=1 (no parallel imaging); Time SLIP tickness =200 mm.
Una generica sequenza True SSFP in associazione ed ASL applicata sulle arterie renali, utilizza approssimativamente i seguenti parametri di acquisizione: TR/TE=5/2,5 ms; TI=125 ms; BBTI=1200 ms; FOV =3434 cm; matrix 256256; NS=40; ST=3mm; NAQ=1; SPEEDER factor=2; Time SLIP tickness=200 mm. La sequenza è regolata da un trigger respiratorio e l’acquisizione avvine nella fase espiratoria
Bibliografia:
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2 Mitsue Miyazaki, Masaaki Akahane. “ Non- Contrast Enhanced MR Angiography: Established Techniques “. JMRI 35:1-19 (2012)
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5Ronald L. Wolf and John A. Detre. “ Clinical Neuroimaging Using Arterial Spin-Labeled Perfusion MRI” http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC2031222/