rosanna's Blog

Il campionamento di una immagine RM è un campionamento spaziale, e i campioni d’immagine sono determinati moltiplicando la funzione f(x,y) per una particolare funzione di campionamento dove Δx e Δy rappresentano il passo di campionamento spaziale.

Di conseguenza il segnale campionato ha il valore di una codifica di fase corrispondente al valore di una linea del K spazio ( il Ky di riferimento) e si ripete per tutte le linee di codifica. Durante il campionamento del segnale vengono acquisiti una serie di campioni che corrispondono al numero di colonne della matrice di acquisizione o numero di codifiche di frequenza, con un timing che è legato alla banda di acquisizione o BANDWIDTH (BW). La bandwidth quindi è il range di frequenze all’interno del quale sono contenute il numero di frequenza spaziali relative al campionamento del segnale di echo nella direzione di codifica di frequenza, ma può essere intesa anche come velocità di campionamento perché è l’inverso del DWELL TIME che rappresenta il tempo che intercorre tra due campionamenti consecutivi. Principalmente per bandwidth si intende l’intervallo di frequenze espresse in KHz compreso tra la più alta e la più bassa frequenza del segnale, ma in riferimento alla banda di ricezione (received bandwidth), è quell’intervallo di frequenze accettato dalla bobina di ricezione per campionare il segnale. Nel K spazio lo spazio e il tempo tra un campionamento e il successivo è il Delta K. Se consideriamo il campionamento di una intera linea di K spazio la BW sarà uguale a 2Kmax
BW= -Kmax +Kmax= 2Kmax

Secondo il teorema del campionamento di Nyquist la larghezza di banda BW o frequenza di campionamento deve essere almeno il doppio della massima frequenza (fm) contenuta nel segnale. Quindi:

dove le dimx sono le dimensioni dell’oggetto lungo la X. Essendo la BW legata al FOV, la sua variazione puo essere ottenuta variando l’intensità del gradiente Gx che a sua volta determina la grandezza ottenibile del FOV stesso (utilizzando l’intensità massima del gradiente si ottiene la riduzione minima del FOV). Ne deriva che:

Nel caso in cui le dimensioni dell’oggetto lungo l’asse y ( Asse della codifica di fase) sono maggiori del FOVy utilizzato, il segnale campionato sarà affetto dall’artefatto da aliasing perché il campionamento si riferisce ad una linea di codifica di fase del K spazio ed il FOV definisce le frequenze massime positive e negative da campionare. Tutto quello che sta al di fuori del FOV, data la ciclicità della fase, si ripete ogni 360°.
In questo esempio, portando lo 0 al centro possiamo sostenere, solo per semplicità di trattazione, che la fase delle magnetizzazioni parte da -179° a +180° e al di fuori del FOV il gradiente continua comunque ad indurre nelle magnetizzazioni dei defasamenti che si ripetono ciclicamente e che vengono rilevati in termini di segnale dal ricevitore. In riferimento alle frequenze dunque le parti dell’organo al di fuori del FOV acquistano un valore che è già presente nel calcolatore sia come fase che come frequenza e viene calcolato e riposizionato sovrapposto alle magnetizzazioni che si trovano alla stessa frequenza dalla trasformata di Fourier come valore già esistente.

Vediamo dunque che dimensioni della matrice, FOV e bandwidth sono strettamente correlati e concorrono alla risoluzione dell’immagine RM.
I valori del campionamento vanno a costituire i raw data, dati grezzi che subiranno una ulteriore elaborazione per portare all’immagine finale tramite l’antitrasformata di Fourier. Ciascun punto campionato conterrà le informazioni provenienti da tutto il parenchima. I raw data andranno a riempire una riga della matrice relativamente alla parte reale ed immaginaria del K spazio a ciascun punto corrisponderanno le relative frequenze in funzione del solo gradiente di codifica. Le informazioni in frequenza contenute in ogni riga del K spazio saranno relative all’attivazione di uno specifico gradiente di codifica di fase, acquisendo un nuovo segnale con un gradiente di codifica di fase diverso si riempirà un’altra linea e così via, fino al totale riempimento della matrice impostata dall’operatore.

In sostanza quindi i pixel sono solo numeri che rappresentano l’intensità del segnale RM proveniente da un piccolo volume di tessuto corporeo, utili al computer per l’elaborazione dell’immagine finale. Più alto è il segnale RM, maggiore è il valore del numero. Il computer utilizza questi numeri per controllare la luminosità dei pixel che appariranno sulla schermata di visualizzazione. L’immagine visualizzata su uno schermo è frutto di una conversione digitale-analogica che trasforma i numeri in tonalità di grigio utili ad essere visualizzate dall’occhio umano. I sistemi di visualizzazione hanno solitamente una profondità di 12 o 16 bit (Rispettivamente 4096 o 32 768 livelli di grigio), ma l’occhio umano ha la capacità di distinguere solo circa 200 livelli di grigio. E’ più logico quindi comprimere questo intervallo di valori nell’immagine in un numero minore di livelli di grigio. Questo viene realizzato tramite la Look-Up-Table (LUT) o tabella di ricerca, che collega i valori dei pixel alla luminosità dello schermo.
Il valore massimo del pixel ricostruito nell’immagine si trova ed è settato nell’header dell’immagine, cioè quella parte del file immagine che contiene tutte le info sull’acquisizione e i dati relativi al paziente. Quindi: la massima luminosità ha il valore più alto, il nero ha valore zero, e la scala di grigi da utilizzare è quella intermedia tra questi valori. La scala dei grigi è modificabile e corrisponde all’impostazione della larghezza e del livello della finestra di visualizzazione. La larghezza della finestra è la gamma dei valori di pixel che sono visualizzati nell'intervallo di luminosità dello schermo, mentre il livello è il valore centrale della larghezza della finestra. Ridurre la larghezza della finestra aumenta il contrasto dell’immagine visualizzata, spostare il livello più in alto o più in basso rende l'immagine intera più scura o più luminosa, ma non incide sull’intensità del segnale reale che dipende da altri innumerevoli fattori.

Ripercorriamo alcune fasi che passano dal rilevamento del segnale RM all’immagine:

Il segnale RM che riceviamo in bobina è un segnale analogico di eco composito che deriva dalla somma di tutte le magnetizzazioni presenti nel tessuto eccitato sotto forma di corrente elettrica. La misura dei dati in esso contenuti prevede l’utilizzo del PSD (Phase sensitive detector) e avviene attraverso svariate fasi, alcune delle quali già descritte.

1. PSD-phase sensitive detection;
2. Low pass filtering;
3. Sampling (campionamento);
4. Quantizzazione;
5. Raw data.
Il segnale raccolto, composto da una componente seno e da una componente coseno deve essere principalmente pre amplificato da un amplificatore a basso rumore per facilitarne la lettura , come avviene in tutti i sistemi elettronici, per poi essere suddiviso equamente tra due Phase sensitive detector. Questo strumento è un particolare tipo di amplificatore che può estrarre un segnale con una portante conosciuta da un ambiente molto rumoroso. Utilizza un mixer per convertire il segnale ad alta frequenza in una componente a frequenza 0 o comunque a frequenza molto bassa, mentre le fasi e le relative ampiezze delle diverse componenti del segnale all’interno di una determinata banda vengono conservate.

Tutto il sistema viene definito amplificatore Lock-in ed è costituito da un amplificatore a corrente alternata, un oscillatore controllato di tensione (VCO), due moltiplicatori (PSD), due filtri passa basso ed un amplificatore in corrente continua (nell’immagine ne vediamo una piccola parte). Il suo funzionamento si basa sulla ortogonalità delle sinusoidi: in sostanza prende il segnale in ingresso, lo moltiplica per un segnale di riferimento ( che può essere prodotto da un oscillatore interno al sistema o da una fonte esterna) e lo integra in un tempo specificato, tipicamente nell’ordine dei milli sec. o di pochi secondi.
Il segnale che ne deriva è essenzialmente una componente continua, dove il contributo di ogni segnale a frequenza diversa da quella di riferimento è teoricamente nullo, come anche il contributo di sinusoidi in quadratura di fase con quella di riferimento, come succede nella modulazione in quadratura di fase.
Quindi: una volta ricevuto il segnale in bobina, sia che provenga da una bobina a polarizzazione lineare che circolare, questo viene pre amplificato moltiplicando la funzione temporale per un valore costante, accentuando in particolar modo la componente in frequenza desiderata attraverso l’uso di particolari filtri, per passare dai microVolt in ingresso ai milli Volt, con un guadagno di un fattore 1000 adatto al demodulatore. E’ da tenere in considerazione l’elevato livello di rumore in ingresso, per questo motivo nelle macchine moderne gli amplificatori sono posizionati direttamente nella bobina, evitando l’ingresso di ulteriore rumore elettronico nel tragitto fino al locale tecnico dove in genere sono posizionate parti dell’hardware di riferimento.
Il ricevitore RM deve rimuovere la frequenza di Larmor dal segnale, e quindi lo step successivo è la deconvoluzione del segnale. Il ricevitore converte il segnale reale indotto nella bobina di ricezione in un segnale complesso adatto alla trasformata di Fourier attuando un rilevamento in quadratura. Attraverso i demodulatori PSD, che essenzialmente sono moltiplicatori, il segnale in ingresso già shiftato di 90° (quindi con una componente seno e coseno), si moltiplica per una funzione seno e coseno più semplice che oscilla alla frequenza di Larmor.
Pertanto nel PSD 1 il segnale in ingresso viene moltiplicato per il cos di omega 0 t. Il segnale in uscita S1 sarà espresso dalla seguente relazione:

Nel PSD 2 il segnale in ingresso viene moltiplicato per il sin di omega 0 t. Il segnale in uscita S2 sarà espresso dalla seguente relazione:

I due segnali in uscita sono poi combinati in un unico segnale complesso.
La risultante conterrà due componenti in frequenza, con pulsazioni pari alla somma e alla differenza di quelle dei segnali moltiplicati: se il segnale di riferimento e quello da misurare hanno la stessa frequenza, la loro differenza sarà 0 e questa sarà la componente in frequenza proporzionale all’ampiezza del segnale in ingresso e al coseno della differenza di fase tra i segnali. 

Attraverso un apposito circuito si può aggiustare la fase del segnale di riferimento per portarla a 0 e ottenere in uscita un segnale in termini di seno e coseno privo della frequenza di Larmor e proporzionale solo al segnale proveniente dai tessuti che intendiamo misurare.
Attraverso questo processo si passa dalla banda delle radio frequenze espressa in MHz per la presenza della frequenza di Larmor, alla banda delle audio frequenze espresse in KHz. Tutto questo è essenziale perché il range di frequenze che viene gestito dalla banda di campionamento va dai 50 ai 100 KHz al massimo, e non è tecnologicamente possibile gestire un campionamento sui MHz. Quindi la frequenza di Larmor , che rappresenta la RF di base, viene rimossa dal segnale prima della digitalizzazione. Si noti che l’operazione di deconvoluzione, con l’inserimento rispettivamente di una funzione seno e coseno, crea a livello matematico delle frequenze negative che in natura non esistono ma derivano dalle operazioni matematiche e queste verranno alloggiate nella matrice speculare del K spazio.
Prima di passare al campionamento dei dati vengono tagliate tutte quelle frequenze più alte di uno specifico valore soglia (cut off frequency) attraverso il low pass filtering, con lo scopo di eliminare le frequenze più elevate di quelle permesse dalla equazione di Nyquist secondo il teorema del campionamento. E’ attraverso il low pass filtering che si determina la frequenza di Nyquist da tenere in considerazione, in modo che corrisponda alla larghezza di banda di ricezione desiderata, e questo parametro su alcuni sistemi RM è controllabile dall’operatore. Nella realtà i filtri tendono ad attenuare i segnali prossimi alla frequenza di Niquist, senza eliminarli totalmente, e l’effetto visivo è un bordo inclinato in corrispondenza del cut-off. Per questo motivo si attua generalmente un sovra campionamento, facendo in modo che l’ADC campioni a più del doppio della frequenza di Niquist, raddoppiando anche il cut-off. Il segnale potrà essere ripulito digitalmente da tutte le frequenze al di sopra della soglia desiderata originale, e la restante parte del segnale potrà essere accuratamente rappresentata senza attenuazioni dovute ai filtri. Nella maggior parte dei sistemi questa funzione è automatica, ma esistono sistemi in cui questa funzione può essere controllata dall’operatore.

Il sovra campionamento in codifica di fase segue la stessa linea di principio, ma deve essere controllato dall’operatore, perché incide sul tempo di acquisizione.

Segue

L’immagine RM.
L’immagine RM è costituita da migliaia di piccoli quadrati noti come pixel ( contrazione di “ elementi di immagine”) o voxel ( elementi di volume), organizzati in una matrice che contiene le indicazioni di fase e frequenza dei singoli segnali, ed è
in stretto rapporto con il campo di vista fisico (FOV). Così come le immagini CT e DSA sono immagini acquisite in digitale da un computer. I dati digitali hanno molti vantaggi : possono essere facilmente manipolati da un computer, memorizzati in un piccolissimo spazio fisico e riprodotti molte volte, ma richiedono una certa comprensione dei loro meccanismi di rilevazione, perché, il segnale RM quando viene digitalizzato in modo non corretto per creare una immagine può portare ad
una ricostruzione errata dell’immagine stessa. Ogni pixel o voxel contiene le informazioni del segnale RM proveniente da un piccolo volume del tessuto che si sta analizzando, contenuto all’interno del campo di vista fisico o FOV. Le dimensioni del pixel( pixel size) o del voxel ( voxel size) possono essere calcolate mettendo in relazione il FOV e la matrice, e in questo modo è possibile definire la risoluzione spaziale dell’immagine RM. L’immagine RM può essere acquisita in 2D o 3D, e ambedue le tecniche possono presentare vantaggi e svantaggi.

L’acquisizione digitale
Acquisire una immagine in digitale significa assegnare un numero ad ogni pixel della matrice di acquisizione che viene memorizzato nella memoria del computer per poi essere riconvertito in immagine.

Il segnale RM è un segnale analogico rappresentato da un rapido cambiamento di tensione elettrica che si verifica nella bobina ricevente, e che oscilla ad alte frequenze. Una grandezza viene detta analogica, quando può assumere con continuità qualsiasi valore (all'interno di in un certo intervallo) in qualsiasi istante di tempo ( per questo motivo il segnale RM è definito Continuo). In generale una grandezza analogica può essere suddivisa arbitrariamente quante volte si vuole senza riscontrare discontinuità. Molto più semplicemente , è possibile ingrandire quanto si vuole il grafico di una grandezza analogica, sia sull'asse dei tempi sia su quello dei valori, senza mai trovare "salti" o "discontinuità".

Il segnale analogico deve essere convertito in segnale digitale che è temporaneamente memorizzato nel computer prima di essere ricostruito nell'immagine finale. Naturalmente è molto importante fare in modo che il segnale digitale sia una accurata rappresentazione del segnale MR analogico, e quindi deve essere campionato con un rate sufficiente. Una volta ricostruita, l' immagine può essere riconvertita in una immagine fisica analogica stampandola su pellicola fotografica o su carta.
Ma perché e come avviene il processo di digitalizzazione?
La digitalizzazione di una grandezza analogica è indispensabile quando si vuole elaborare la grandezza per mezzo di un calcolatore. I computer infatti sono in grado di elaborare valori numerici, ma non grandezze analogiche. La conversione di una grandezza analogica in digitale prende il nome di conversione analogico-digitale. Nel caso del segnale RM quando viene digitalizzato (da un convertitore analogico-digitale, o ADC), il cambiamento di tensione è rappresentato come una serie di numeri. L'ADC effettua una misura della tensione, calcola il numero appropriato e memorizza il valore digitale nel computer.
Campionamento, quantizzazione, codifica.
Per effettuare correttamente la conversione da una grandezza analogica (nel nostro caso la tensione), ad un valore numerico digitale si passa attraverso varie fasi. E’ quindi necessario stabilire:
 Il rate di campionamento; ovvero con quale frequenza (ogni quanto tempo) si vuole registrare ( campionare) il valore della grandezza analogica. Questa fase corrisponde alla trasformazione della grandezza analogica in una grandezza discretizzata, cioè una grandezza che assume valori solo in corrispondenza di determinati intervalli di tempo. I valori vengono presi solo in corrispondenza di istanti ben determinati.
 La quantizzazione; ovvero in quanti livelli diversi si vogliono suddividere i valori assunti della grandezza analogica. Questo deriva dal fatto che una grandezza campionata a partire da un segnale originario, è ancora una grandezza analogica che può assumere valori infiniti. La differenza dal segnale originario sta solo nel fatto che la grandezza campionata può cambiare valore solo in corrispondenza di multipli interi del periodo di campionamento. La quantizzazione consiste nel limitare il numero di valori che la grandezza può assumere, e a differenza del campionamento (dove almeno in teoria, è possibile ricostruire sotto certe condizioni esattamente il segnale di campionamento), la quantizzazione introduce sempre un'approssimazione e dunque un errore sul segnale. In questa fase la grandezza discretizzata viene trasformata in una grandezza quantizzata.
 La codifica; ovvero in quale modo si vogliono trasformare i valori campionati e quantizzati in valori numerici. Per ragioni pratiche, dovute all'uso di dispositivi elettronici e di calcolatori, la codifica numerica avviene sempre in codice binario, cioè usando le sole cifre 0 e 1 (bit). In pratica ad ogni intervallo di quantizzazione viene associata una combinazione di cifre binarie in base alla codifica utilizzata. La codifica più semplice (comunemente usata per i segnali unipolari, cioè quelli sempre positivi), detta in codice binario puro o codice binario naturale (straight binary), consiste nel far corrispondere ad ogni intervallo di quantizzazione un numero binario progressivo, partendo da 0 (in corrispondenza del livello più basso) fino a 2 elevato alla n-1, dove n è il numero di bit usati. Il convertitore analogico-digitale esegue le tre operazioni precedenti in sequenza: partendo da un segnale analogico continuo, lo trasforma dapprima in un segnale sempre analogico ma campionato nel tempo; il segnale campionato viene quindi suddiviso in livelli e infine i livelli di tensione vengono convertiti in valori numerici.

http://www.elemania.altervista.org/adda/campionamento/campdig.html

Il segnale digitalizzato è di solito memorizzato a 12 bit, che secondo la formula 2 elevato alla n-1 da un intervallo di numeri da 0 a 4095, o più utilmente da -2048 a +2047, così che i valori negativi e positivi del segale MR verranno convertiti a -2048 e + 2047 rispettivamente e tutti i valori intermedi verranno adattati per questa gamma. Il computer tuttavia può memorizzare solo numeri interi.
In generale il campionamento di una grandezza analogica è ottimale quando non comporta perdita di informazioni, ovvero quando è possibile ricostruire perfettamente la grandezza analogica originaria a partire dai suoi campioni.

Questo è possibile solo nel caso in cui il segnale di partenza abbia una banda limitata. In altre parole, è possibile campionare e ricostruire fedelmente a partire dai campioni, solo un segnale con un numero limitato di armoniche che cadono entro una determinata banda di frequenze. Ad es.. è possibile il campionamento perfetto di una sinusoide, perchè il suo spettro contiene una sola armonica e dunque la sua banda è limitata; viceversa non è possibile il campionamento perfetto di un'onda quadra, perchè essa ha infinte armoniche e una banda non limitata.
Teorema del campionamento ( di Nyquist-Shannon).
Il teorema del campionamento (o teorema di Nyquist-Shannon) afferma che, per campionare correttamente (senza perdita di informazioni) un segnale a banda limitata, è sufficiente campionarlo con una frequenza di campionamento pari almeno al doppio della massima frequenza del segnale (tale frequenza viene anche detta frequenza di Nyquist).
Ad es.. Supponiamo di voler campionare un segnale sinusoidale con f = 1 kHz e periodo T = 1/f = 1 ms. Il teorema del campionamento afferma che per campionare correttamente tale segnale occorre usare una frequenza di campionamento almeno doppia della frequenza di segnale 1 kHz. Dunque fcamp > 2 kHz e Tcamp < 0.5 ms. Come si può notare, questo valore corrisponde a campionare il segnale due volte per ogni periodo, come mostra la figura a seguire:

In realtà il risultato del teorema di Niquist-Shannon, così come è stato esposto, è puramente teorico, per diverse ragioni:
 la condizione fcamp = 2 fsegnale vale solo se il segnale è rigorosamente a banda limitata, cioè se è possibile individuare nel suo spettro una frequenza massima; a parte le sinusoidi, nessun segnale reale di interesse pratico ha una banda limitata.
 Il campionamento dev'essere effettuato in modo sincrono con i massimi e i minimi del segnale sinusoidale; se i campioni non sono esattamente sincronizzati con le variazioni del segnale, la ricostruzione del segnale non è fedele.
 Per ricostruire il segnale sinusoidale a partire dai suoi (pochi) campioni, occorre avere a disposizione un filtro passa-basso ideale, in grado di eliminare dal segnale campionato tutte le armoniche con frequenza superiore a fsegnale e a far passare tutte le altre senza attenuazione; un filtro del genere non è realizzabile nella pratica.
Un convertitore analogico digitale o ADC può funzionare a velocità diverse. La velocità è definita frequenza di campionamento (sampling frequency) ed è genericamente indicata con fs. Se la frequenza di campionamento è alta significa che tra le singole misure del segnale digitalizzato sussiste solo un piccolo spazio, o dwell time (td oppure Δt) se consideriamo l’intervallo di tempo tra i singoli campioni digitalizzati. Il tempo totale del campionamento (Sampling time) Ts è legato alla frequenza di campionamento dalla relazione

Ts=1/fs

http://mri-q.com/receiver-bandwidth.html

Osserviamo che il dwell time è il determinante primario del rumore nell’immagine RM. Il rumore è proporzionale alla radice quadrata della larghezza di banda e la larghezza di banda è inversamente proporzionale al Dwell time. Un dwell time più lungo significa meno rumore e un segnale maggiore rispetto al rumore, ma ciò allunga anche il tempo totale del campionamento. Se il sampling time però è troppo lungo, c’è la possibilità che il segnale digitalizzato possa degradarsi e perdere alcuni segnali che invece sono presenti nel segnale RM reale.
Pertanto, secondo Nyquist vediamo che il segnale con la più alta frequenza che può essere digitalizzato accuratamente con una determinata frequenza di campionamento è uguale alla metà della frequenza di campionamento. Al di sopra di questo range il segnale non verrà digitalizzato correttamente. La massima frequenza del segnale RM che può essere digitalizzata è definita frequenza di Nyquist.
Nyquist frequency= 1/2 per sampling frequency oppure fn=1/2 per fs

Di conseguenza:
 Un segnale con frequenza inferiore alla frequenza di Nyquist verrà accuratamente digitalizzato;
 Un segnale che ha esattamente la frequenza di Nyquist verrà anche esso accuratamente digitalizzato;
 Un segnale con frequenza superiore alla frequenza di Nyquist mancherà di alcuni dettagli persi nel campionamento.

MRI From Picture to Proton

Connettendo infatti i vari campioni dell’ultimo segnale citato le frequenze rilevate sembrano essere basse, quando invece sono alte. Questo fenomeno è noto con il nome di Aliasing. Tutte le frequenze superiori alla frequenza di Nyquist sono riprodotte come basse frequenze e danno origine a repliche del segnale originale collocate a frequenze multiple della frequenza di campionamento.

Il problema reale è che i segnali non hanno una banda limitata e quindi non è generalmente possibile individuare a priori nel loro spettro una frequenza massima. Campionando alla frequenza di Nyquist occorrerebbe un filtro passa-basso ideale (cioè a pendenza infinita) per ricostruire esattamente il segnale, che sia in grado di estrarre e differenziare le componenti spettrali a bassa frequenza corrispondenti allo spettro ad alta frequenza del segnale originale, eliminando completamente le componenti spurie prodotte dal campionamento. Campionando esattamente ad una ipotetica frequenza di Nyquist (cioè 2 f max) questo non è possibile: Le due componenti spettrali, desiderata e indesiderata, non sono separata in frequenza e per dividerle è necessario il filtro.
Nello specifico, il segnale RM riferito alle RF fissate dall’intensità del campo magnetico principale, e quindi comprensivo della frequenza di Larmor, contiene molte differenti frequenze per la codifica delle informazioni sulla posizione dei vari tessuti che arrivano simultaneamente al ricevitore. Infatti, la banda di ricezione del ricevitore non è esattamente uguale alla banda di campionamento, ma è la banda che il ricevitore acquisisce e che deve essere adattata alla banda di campionamento. Se si impiega una banda di ricezione più alta della banda di campionamento, si introduce nel segnale utile anche rumore che può mascherare informazioni. Si tenga presente che il rumore elettronico è distribuito uniformemente su tutta la larghezza di banda, pertanto una banda di ricezione alta ha un peggior SNR rispetto ad una banda di ricezione bassa, ma una banda di ricezione troppo bassa ha maggior possibilità di causare artefatti da chemical shift. L’adattamento delle due bande avviene per mezzo dei filtri BPF o filtri passa banda, che effettuano un filtraggio in frequenza riducendo le alte frequenze ma anche la risoluzione spaziale dell’immagine. Questo è un parametro settato dalle industrie sul quale l’operatore non può agire.

(Appena possibile Segue)

Ancora poche parole per concludere questo argomento.

Nei sistemi RM ad altissimo campo (ma non solo), come ad esempio 3 o 7T, le prestazioni delle bobine RF sono essenziali per fornire immagini di buona qualità, con una buona omogeneità di B1 nell’area di imaging, bassa SAR nei tessuti biologici e buon SNR. ). La complessità tecnica degli esperimenti di risonanza magnetica condotti con apparecchiature ad altissimo campo richiede pertanto particolari design delle bobine di trasmissione a RF.
I parametri che caratterizzano una bobina di trasmissione a RF sono:
 l’omogeneità di campo B1;
 L’efficienza di trasmissione.
L’efficienza di trasmissione può essere espressa sia come la grandezza di B1 rispetto all’energia in ingresso alla porta della bobina, sia rispetto al riscaldamento indotto nei tessuti, tramite la radice quadrata del tasso di assorbimento specifico (SAR). Come risaputo B1, in una bobina di volume progettata in modo ottimale, è molto omogeneo a bobina vuota, ma è significativamente influenzato dall’introduzione di oggetti dielettrici con perdita, quali il corpo umano. Sappiamo che le interazioni di natura elettrica che si verificano nei tessuti portano rispettivamente a:
 Riduzione della lunghezza d’onda della RF,
 Attenuazione del campo RF.
Questi fenomeni sono particolarmente rilevanti sugli altissimi campi e meritano una attenzione particolare.
L’attenuazione di un’onda RF si misura dalla profondità di penetrazione , che è la misura di quanto l’onda elettromagnetica può penetrare in un materiale, ed è definita come la profondità alla quale l’intensità dell’onda elettromagnetica all’interno del materiale scende a circa il 37% del suo valore nominale. La profondità di penetrazione diminuisce con la frequenza e con la conducibilità elettrica dei tessuti attraversati; per questo motivo si preferisce utilizzare apparecchiature da 1,5T nell’imaging fetale e in patologie quali l’ascite, dove la presenza di grandi quantità di liquidi conduttivi attenuano il campo RF. Quindi con l’aumento della frequenza si accorcia la lunghezza d’onda e le dimensioni elettriche della testa e del corpo diventano paragonabili a quelle della bobina RF. I campi a RF in questo caso interagiscono più fortemente con i tessuti umani e il comportamento ondulatorio del campo B1 influenza fortemente la sua omogeneità. Le disomogeneità di B1, che si traducono in variazioni del flip angle desiderato all’interno dei tessuti attraversati, causano sull’immagine una distribuzione non uniforme dell’intensità di segnale, e l’omologo campo a RF, anche esso disomogeneo, espone i tessuti biologici ad una deposizione eccessiva di potenza RF generando un riscaldamento locale indotto nocivo per l’essere umano.
I vari approcci per la correzione dell’omogeneità e la gestione del SAR coinvolgono il design delle bobine e la progettazione di appropriate sequenze di impulsi ( es.. VERSE, già citata precedentemente).

Sono molteplici gli studi che hanno dimostrato come bobin phased array in trasmissione opportunamente associate a particolari design degli impulsi RF, riducono le disomogeneità di B1 sia nel cranio che nel body. Si parla in questo caso di trasmissione parallela (pTX) di impulsi di RF, che possono essere utilizzati sia in tecniche 2D che in 3D.
La pTX permette di ridurre, dove necessario, la durata degli impulsi RF e, analogamente alle bobine phase array in ricezione utilizzate nell’imaging parallelo, permette la riduzione dei tempi di acquisizione. Il suo utilizzo, senza i dovuti accorgimenti provoca però una maggiore deposizione di SAR nei tessuti umani, a causa della potenziale sovrapposizione di campi elettrici che si verifica quando si usano molti canali di trasmissione simultanei. Tali sovrapposizioni danno origine a hot spots difficili da controllare, pertanto per il controllo di questo fenomeno la pTX deve essere associata a particolari metodi di acquisizione

.

Una bobina phased array in trasmissione, a differenza dei sistemi di trasmissione a canale singolo, è costituita da elementi distinti di trasmissione con profili spaziali unici, che possono modificare l’efficacia di B1, controllando le interferenze dei campi di fase provenienti dall’individuo, attraverso il controllo della fase e dell’ampiezza separata dagli elementi dell’antenna, che viene effettuata regolando la distribuzione di corrente sui singoli canali. Ogni canale è guidato da una fonte indipendente e può essere modulato. In modo quasi arbitrario è possibile adattare l’ampiezza e la fase della magnetizzazione trasversale attraverso la scelta di un opportuno campo di eccitazione (Field of excitation FOX) prodotto da una tecnica Multidimensional spatially selective excitation, ampiamente utilizzata per ottenere i volumi di eccitazione desiderati, che si basa sulla precisione delle forme d’onda di gradiente, non sempre raggiungibile a causa dell’alto slew-rate e ampiezza dell’impulso richiesto. La tecnica è quindi soggetta a vincoli hardware di gradiente e RF.
Ma andiamo per gradi:
Una classica bobina Birdcage, utilizzata sia per la testa che per il corpo intero su sistemi MR operanti a 1,5 T, è progettata come una rete a scala risonante passiva, costituita da sbarre conduttrici parallele dette legs, collegati da due anelli conduttori alle estremità detti end-rings

.

L’inserimento di appropriati condensatori negli end rings o nei legs fa in modo di variare la frequenza di risonanza della bobina e a seconda di dove sono posizionati i condensatori. Infatti le birdcage possono essere di tipo passa-basso (condensatori sulle legs figura (a) ) o passa-alto(condensatori sugli end-rings figura (b)). Ci sono anche le birdcage passa-banda in cui i condensatori sono posizionati sia sugli end-rings che sulle legs. Nell’ultimo caso la bobina è munita di due ingressi attraverso i quali è ottenuta la quadratura perché tra i due cavi ci sono 90° di differenza. La corrente in questo modo circola in modo periodico con andamento sinusoidale su ogni ROD variando quindi la frequenza di risonanza. L’uniformità di campo che si ottiene è molto più omogenea rispetto a quella ottenuta ad es.. con le bobine a sella. Le correnti circolano uguali e contrarie sui lati opposti del campione.
L’eccitazione in quadratura così ottenuta produce un’onda RF polarizzata circolarmente che a sua volta produce una omogenea distribuzione di B1 nel campione in esame attraverso interferenze costruttive e distruttive dei campi elettrici provenienti dall’individuo, con un conseguente guadagno di B1, un basso SAR ed un alto SNR. Va ricordato che le prestazioni della bobina di trasmissione dipendono anche dal carico conduttivo del paziente (coil loading); l’interazione del paziente con la bobina RF, provoca infatti spostamenti della frequenza di risonanza e smorzamenti della risonanza della bobina con riduzione del fattore di qualità causata dall’induzione magnetica e dalle perdite dielettriche nel paziente.
Pertanto, questo tipo di prestazione è ottimale per campioni di forma cilindrica collocati all’interno del campo magnetico vicino alla bobina, dove non ci sono cambiamenti di fase dovuti alla propagazione delle onde RF, ma a campi magnetici statici molto alti, pari o superiori a 3T, questa assunzione non è più valida, perché durante il funzionamento ad alta frequenza si verificano significative disomogeneità di B1 e aumenti della deposizione di potenza. Va infatti considerato che in un alto campo magnetico statico l’onda RF incide sul corpo umano interagendo con il tessuto umano dielettrico. Un tessuto biologico è in genere un materiale eterogeneo composto da acqua, molecole organiche dissolte, macromolecole, ioni e materiale insolubile. I vari costituenti sono inoltre organizzati in strutture cellulari e sub cellulari per formare elementi macroscopici, tessuti molli e tessuti duri. Di conseguenza , le proprietà elettriche dei tessuti biologici sono determinate dal comportamento elettrochimico delle cellule, dalla struttura cellulare, e da tutte le componenti cellulari. Infatti dal punto di vista elettromagnetico, in relazione alle frequenze considerate, consideriamo i tessuti biologici come dielettrici capaci di immagazzinare e dissipare energia dei campi in gioco. Di conseguenza l’interazione dei campi RF con i tessuti biologici avverrà principalmente sotto forma di correnti elettriche. Queste correnti indurranno una propria reazione ai campi, interessando sia il campo elettrico che il campo magnetico incidente in fase e ampiezza. Inoltre, per una geometria di sezione ellittica, come quella di un essere umano posto in un campo magnetico polarizzato circolarmente, come quello che si ottiene con una tipica bobina di volume, questi effetti determinano una particolare disomogeneità di B1, e saranno degradati anche gli effetti distruttivi dei campi elettrici provenienti dall’individuo descritti nell’eccitazione in quadratura. Il risultato è che, per alti campi magnetici statici ci sarà una alta deposizione di SAR nel corpo umano dovuta alla presenza di elevati componenti di campo elettrico presenti nello stesso. In generale, su questo tipo di campi la distribuzione di SAR è elevata ed eterogenea a causa delle complesse interazioni dielettriche del campo elettrico con l’anatomia umana, che sarà maggiore a livello dei tessuti con alto contrasto dielettrico, dove si possono verificare i cosiddetti hotspot di SAR. Ad es.. nel bacino, caratterizzato da grandi dimensioni trasversali questo fenomeno è maggiormente rilevante. Tutto ciò limita fortemente l’utilizzo degli alti campi RM, perché i problemi inerenti la sicurezza del paziente conducono all’aumento dei tempi di scansione per l’abbassamento del Duty cicle della RF, la diminuzione dell’efficienza delle tecniche multi slice, e la riduzione del contrasto a causa della necessità di utilizzare flip angle più bassi per limitare la deposizione di RF.
Nell’eccitazione parallela, le sensibilità della bobina di trasmissione localizzate, possono essere utilizzate per un campionamento ridotto del K spazio, che riduce conseguentemente la durata dell’impulso RF. Pertanto le bobine multicanale che trasmettono simultaneamente queste forme d’onda particolari devono essere correttamente progettate allo scopo di :
 Eliminare l’aliasing causato dal sottocampionamento del K spazio per il controllo della qualità dell’immagine;
 Ridurre la SAR nei tessuti entro i limiti dettati dalla normativa vigente, attraverso la riduzione della potenza RF trasmessa.
Il SAR può essere influenzato sia dal modello di eccitazione del K spazio che dalla sua traiettoria di riempimento. Diversi studi riportano la constant-density (CD) spirals e l’ echoplanar imaging (EPI), come metodi adeguati ad ottimizzare congiuntamente l’impulso RF e la traiettoria di riempimento del K spazio, quando si utilizza la pTX. Il metodo parametrizza una traiettoria EPI lungo una dimensione e si alterna tra l’ottimizzazione degli impulsi e la regolarizzazione dei parametri di traiettoria con una lieve perdita di risoluzione spaziale.

Attraverso le bobine phased array in trasmissione, dotate di elementi in cui fase e ampiezza della RF possono essere controllati singolarmente nello spazio e nel tempo, attraverso la modulazione della corrente sui singoli elementi della bobina di trasmissione su basi specifiche per il paziente , si ritiene possibile aumentare l’omogeneità di B1 con una conseguente minore deposizione di SAR nei tessuti umani. Questo metodo viene definito RF shimming statico, e la procedura inizia caratterizzando la sensibilità spaziale di ciascuno dei canali, acquisendo i dati di calibrazione di B1 per ciascun canale. Dopo l’ottimizzazione delle relative ampiezze e differenze di fase tra i canali, può essere eseguito il protocollo di trasmissione a singolo canale convenzionale. Una sua estensione è quella di avere segnali completamente indipendenti trasmessi attraverso ciascun canale, che permette alterazioni dinamiche del campo B1 tra gli impulsi RF e anche durante gli impulsi RF.
Questo metodo può essere utilizzato per una ulteriore omogenizzazione spaziale della distribuzione del flip angle, ma consente anche eccitazioni localizzate spazialmente. L’uso di questi segnali pTX dinamici richiede però molto spesso cambiamenti significativi dei protocolli di scansione tradizionali, quindi la sua attuazione in clinica MR non è sempre così agevole.
Diverso è parlare dello shimming dielettrico, che è un caso particolare di pTX. La distribuzione di B1 desiderata viene generata applicando un set di pesi complessi ai singoli elementi trasmittenti. Il soggetto in esame viene circondato da una distribuzione di materiali dielettrici che perturbano il campo per migliorare la sensibilità della regione selezionata. Un materiale dielettrico comunemente usato è costituito da una sospensione acquosa molto densa di calcio o di bario in polvere titanato, saldata a caldo per formare pad flessibili che circondano la zona di interesse.

.

Questi tamponi dielettrici, geometricamente ottimizzati alla parte anatomica in studio, migliorano l’omogeneità di campo e il SNR.

Il meccanismo fisico alla base dello shimming dielettrico può essere spiegato tramite le correnti elettriche che sono indotte nel materiale dielettrico, che possono essere considerate come fonti secondarie, perché generano a loro volta campi elettrici secondari in aggiunta al campo RF primario presente senza il pad dielettrico.

Concepts in Magnetic Resonance Part A (Bridging Education and Research) DOI 10.1002/cmr.a riporta un esempio esplicativo del concetto.

Bobine phased array in ricezione:Le bobine phased array utilizzate in ricezione consentono l’impiego di una ulteriore tecnica di acquisizione che permette di ridurre i tempi di acquisizione, in modo drastico, e non solo. Parliamo dell’utilizzo dell’imaging parallelo che ci permette di ottenere una risoluzione spaziale elevata, tempi di acquisizione limitati o comunque accettabili e riduzione di artefatti da blurring e da suscettività magnetica, che in aggiunta ad una ponderazione corretta nell’esecuzione dell’esame, portano ad un buon risultato diagnostico. Ma per quanto riguarda l’argomento in questione, un altro vantaggio dell’imaging parallelo (ma non di tutte le tecniche di imaging parallelo) in particolar modo nelle sequenze che acquisiscono più echi in un TR come le TSE, riguarda il potenziale di limiti di SAR e l’energia totale deposta, specialmente in intensità di campi magnetici di 3T. Le sequenze TSE richiedono l’applicazione rapida di molti impulsi di RF ad alta potenza, che possono portare ad una alta deposizione di SAR al paziente. Impiegando l’imaging parallelo sono necessari un minor numero di impulsi, perché sono minori le linee di codifica acquisite nel K spazio. L’accelerazione del parallel imaging può essere utilizzata sia per ridurre il tempo totale di acquisizione, sia per incrementare la distanza tra i treni di echo lasciando inalterato il tempo di acquisizione ma in questo caso si avrebbe un aumento del TR. Se l’accelerazione viene utilizzata per aumentare il TR dell’acquisizione TSE, la SAR della sequenza viene ridotta perché vengono utilizzati meno impulsi di RF per unità di tempo (rif 64). Se si mantiene costante il TR e si riduce il tempo di acquisizione con l’imaging parallelo, la SAR dei singoli impulsi si mantiene costante , ma la quantità totale di energia deposta al paziente è ridotta e questo è particolarmente utile nell’imaging cardiaco a 3T.
Volume di tessuto contenuto all’interno della bobina e configurazione anatomica esposta: Tutti gli studi condotti fino ad ora sono stati effettuati su fantocci di forma ellittica che richiamano la conformazione del corpo umano, applicando successivamente le varie tecniche a modelli diversi di conducibilità dielettrica dei pazienti, per stabilire l’impatto delle varie tecniche in studio sull’anatomia eterogenea dei pazienti. Le conclusioni dei vari esperimenti indicano che le dimensioni del corpo rappresentano un importante parametro rispetto all’omogeneità di B1 e alla deposizione di SAR. Una ellisse più grande ha una maggiore disomogeneità di B1 e una deposizione di SAR più elevata ai fianchi dell’ellisse.

Orientamento del corpo rispetto ai vettori del campo magnetico: Per lo stesso motivo di cui sopra, uno dei fattori che limitano il Duty cycle dello scanner è la posizione del paziente rispetto allo scanner stesso. Il rilevamento della esatta posizione permette una migliore regolazione della potenza RF attraverso algoritmi di controllo e conseguentemente permette di migliorare le prestazioni della scansione e la qualità dell’immagine. Gli algoritmi utilizzati devono risolvere generalmente due problemi fondamentali:
 Devono utilizzare modelli di pazienti che simulano i valori di SAR che vengono trasferiti nei tessuti umani;
 Per utilizzare questi modelli e trasferire la simulazione di questi dati ad un paziente effettivamente sottoposto a RM per la stima reale del SAR, devono poter rilevare la posizione del paziente all’interno dello scanner. All’interno di uno scanner cilindrico il paziente può essere posizionato in pochi modi diversi: non può essere posizionato diagonalmente al campo magnetico principale, ne ovviamente trasversalmente, e la rilevazione del posizionamento si riduce effettivamente ad uno strato assiale del paziente rispetto allo scanner. I parametri inseriti dall’operatore: peso, altezza, sesso ed età, servono per allineare correttamente il modello di SAR con il paziente che effettivamente sta eseguendo l’esame. Per questo motivo inserire dati diversi da quelli reali falsa sicuramente la misura effettiva. Usualmente il rilevamento della posizione viene effettuato tramite la telecamera di monitoraggio, e lo scanner stesso che lo ha già integrato nel software.

Concludo qui, Ovviamente se ho commesso qualche errore prego tutti di segnalarmelo. Nessuno è perfetto

Bibliografia:

1)Review of Patient Safety in Time-Varying Gradient Fields
Daniel J. Schaefer,PhD,1* Joe D. Bourland,PhD,2 and John A. Nyenhuis,PhD3

2)Safety of Strong, Static Magnetic Fields John F. Schenck, MD, PhD*

3)Radiofrequency Energy-Induced Heating During MR Procedures: A Review
Frank G. Shellock, PhD*

4)Indicazioni operative dell’Inail per la gestione della sicurezza e della qualità in Risonanza Magnetica

5)Biological effects of RF/ MW radiations on human -Sridhar Pattanaik
Department of Electronics, Berhampur University, Berhampur, India

6)Simultaneous B+1 Homogenization and Specific Absorption Rate Hotspot Suppression Using a Magnetic Resonance
Phased Array Transmit Coil
Cornelis A. T. Van den Berg,1 Bob van den Bergen,1 Jeroen B. Van de Kamer,2 Bas W.
Raaymakers,1 Hugo Kroeze,1 Lambertus W. Bartels,3 and Jan J. W. Lagendijk1

7)Electrodynamic Constraints on Homogeneity and Radiofrequency Power Deposition in Multiple Coil Excitations
Riccardo Lattanzi,1,2 Daniel K. Sodickson,3* Aaron K. Grant,1,4 and Yudong Zhu5

8)EM field distribution and SAR in a Human Head with MRI Coil

9)Patient Position Detection for SAR Optimization in Magnetic Resonance Imaging
Andreas Keil1,3, Christian Wachinger1, Gerhard Brinker2, Stefan Thesen2, and Nassir Navab1

10)RF PULSE DESIGN FOR PARALLEL EXCITATION IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING
A Dissertation by YINAN LIU

11)Specific Absorption Rate Studies of the Parallel Transmission ofInner-Volume Excitations at 7 Tesla
Adam C. Zelinski, M.S.1, Leonardo M. Angelone, Ph.D.2, Vivek K Goyal, Ph.D.1, Giorgio
Bonmassar, Ph.D.2, Elfar Adalsteinsson, Ph.D.1,3, and Lawrence L. Wald, Ph.D.2,3

12)Calculation of Radiofrequency Electromagnetic Fields and Their Effects in MRI of Human Subjects
Christopher M. Collins1 and Zhangwei Wang2
1Department of Radiology, The Pennsylvania State University, 500 University Dr., Hershey, PA
17033

13)SAR and Power Implications of Different RF Shimming Strategies in the Pelvis for 7T MRI
Bob van den Bergen, MSc,1* Cornelis A.T. van den Berg, PhD,1
Dennis W.J. Klomp, PhD,2 and Jan J.W. Lagendijk, PhD1

E poi l'immancabile HANDBOOK OF MRI PULSE SEQUENCES. 

Riprendo questo discorso che mi pare interessante.

Fino ad ora sono stati presi in considerazione gli aspetti fisiologici legati al paziente,in relazione ai fattori legati all’ambiente nel quale si svolge l’esame RM, ma come precedentemente detto esistono variabili di origine tecnica e tecnologica legati al campo incidente, oltre ad innumerevoli altri fattori, principalmente geometrici legati al paziente e alla bobina utilizzata.

Le dimensioni fisiche e la configurazione biologica dei tessuti, in relazione alla lunghezza d’onda incidente, sono fattori importanti che determinano la quantità relativa e il modello di energia RF assorbita durante l’esposizione a RF. In generale, se la dimensione del tessuto è grande, rispetto alla lunghezza d’onda incidente , l’energia RF è prevalentemente assorbita sulla superficie; se invece è piccola rispetto alla lunghezza d’onda, c’è minor assorbimento di potenza RF.

Vediamo quindi alcuni dei fattori legati alla tecnica e in quale modo è possibile agire su di essi compatibilmente con le funzionalità delle apparecchiature fornite dalle varie industrie:

 La frequenza di risonanza, determinata oltre che dal rapporto giromagnetico degli spin, anche dall’intensità del campo magnetico,

 Il tipo di impulsi RF utilizzati,

 Il flip angle ( 90°- 180°-<90°),

 La larghezza di banda RF,

 il numero di impulsi erogati,

 Il duty cycle,

 il tempo di ripetizione,

 Il peso del paziente,

 La conducibilità elettrica dei tessuti,

 Il tipo di bobina a RF utilizzata;

 Il volume di tessuto contenuto all’interno della bobina,

 La configurazione anatomica esposta,

 L’orientamento del corpo rispetto ai vettori del campo magnetico,

 Ecc, ecc..

Frequenza di risonanza : La frequenza di risonanza di uno spin o frequenza di precessione , prende il nome di FREQUENZA DI LARMOR. La frequenza di risonanza di uno spin sottoposto all’azione di un campo magnetico statico, è funzione oltre che dal suo rapporto giromagnetico γ, caratteristico per ogni elemento, dall’intensità del campo magnetico B0.

E’ risaputo che per avere una risposta adeguata (massimo segnale) dal sistema di spin va rispettata la condizione di risonanza, secondo la quale, per modificare la magnetizzazione longitudinale M0 con un impulso di RF che generi un campo magnetico B1 e defletta le magnetizzazioni sul piano trasverso , questo deve avere una frequenza coincidente con quella di risonanza di M0 che precede intorno al CMS.

Condizione risonanza fRF = f0 oppure ωRF = ω0

E=h∙ν0 =γћB0→ћ2πν0=γћB0→ω0=γB0

B0 e B1 sono quindi strettamente collegate alla deposizione di SAR nei tessuti, congiuntamente al Flip Angle generato da B1.

B0: Il SAR aumenta con l’aumentare dell’intensità del campo magnetico statico. Molti sistemi RM ora operano ad un campo magnetico statico di 3T, vari operano a 4T e 7T, ed uno a 9,4T. A parte il 3T, che viene utilizzato anche nella clinica, sono sistemi utilizzati a scopo scientifico e non nella routine, ma essendo sistemi ad altissimo campo, sono in grado di depositare potenze RF che superano quelle associate con sistemi da 1,5T.

La dipendenza del SAR dall’intensità del campo magnetico statico, secondo alcuni modelli studiati per tessuti omogenei, è quadratica, quindi il raddoppio

dell’intensità di campo magnetico da 1,5 T a 3T porta ad un quadruplicamento del SAR. Consideriamo comunque che nel corpo umano i tessuti non sono omogenei ma estremamente variegati.

B1: Il SAR, come si evince dalla formula sopra riportata, è anche proporzionale al quadrato di B1. E risaputo che, per produrre campi B1 più elevati, in grado di deflettere la magnetizzazione longitudinale sul piano trasverso con brevi impulsi RF, è richiesta maggiore potenza RF. B1 dipende dal flip angle che si vuole ottenere e dalla durata dell’impulso, e il trasmettitore scende anche a tempi di 0,5 ms per produrre l’effetto desiderato. La potenza necessaria a produrre lo stesso B1, in campi magnetici di intensità diversa , cresce in modo quadratico, anche se le intensità di B1 appaiono basse. Per produrle si necessita di potenze di alimentazione istantanee, da parte degli amplificatori, dell’ordine di decine di KW. Una parte di questa potenza viene sempre dispersa, per effetto Joule, in riscaldamento del paziente, che è esso stesso un conduttore di elettricità, andando a costituire il SAR.

Va ricordato che la dissipazione del calore avviene principalmente attraverso la dilatazione dei vasi sanguigni e dall’aumento del flusso sanguigno, pertanto le strutture con minor vascolarizzazione hanno maggiore difficoltà a dissipare questo

calore.

Tipo di impulsi: Gli impulsi RF possono essere impulsi non selettivi o hard pulse, e impulsi selettivi o soft pulse.

SINC

Gli impulsi hard sono impulsi rettangolari a banda larga che eccitano un intero volume e sono inefficienti a definire uno strato. Servono ad eccitare, nella tecnica 3D, tutto il volume contenuto all’interno della bobina, senza l’attivazione del gradiente di codifica di slice. Pertanto questi impulsi contengono una ampia gamma di RF (da qui la definizione Banda Larga) che si agirano intorno alla frequenza di Larmor, in modo da consentire l’eccitazione dell’intero volume che di regola non è

omogeneo in tutti i punti del campo a causa delle suscettività magnetiche create dal paziente. Sono impulsi che non vengono così frequentemente usati, perché la maggior parte delle sequenze di imaging richiedono impulsi di RF con selettività spettrale e spaziale, ma oltre che nelle 3D, questi tipi di impulsi possono essere raggruppati per formare impulsi compositi che sono spazialmente selettivi. Vengono utilizzati nel trasferimento di magnetizzazione (MTC), o in combinazione con gradienti per creare impulsi di tagging, e hanno una durata minore degli impulsi

selettivi.

Gli impulsi SINC sono impulsi spazialmente selettivi e sono utilizzati per vari scopi in Rm; abbiamo quindi impulsi di eccitazione, inversione, rifocalizzazione, pre saturazione spaziale, ecc.., ogni uno dei quali richiede l’applicazione di un gradiente di selezione di slice, per ottenere la localizzazione spaziale e lo spessore di strato desiderato.

Tutti gli impulsi depositano energia RF nel paziente portando ad un aumento del SAR, e più impulsi diversificati troviamo in una sequenza, più abbiamo la possibilità di provocare un innalzamento del SAR. Per questo motivo bisogna di volta in volta valutare la possibilità del loro utilizzo (come ad es.. per le bande di saturazione).

Esistono anche impulsi selettivi unidirezionali che si attivano in concomitanza di un gradiente tempo- variabile chiamati variable-rate (VR) pulse . Sono anche noti come variable-rate gradient (VGR) pulses o variable-rate selective exitation (VERSE) pulses, e la loro applicazione principale è ridurre la deposizione di potenza RF al paziente, attraverso la riduzione dell’ampiezza dell’impulso RF in prossimità del picco dell’impulso, che contribuisce tipicamente alla maggior parte della deposizione di potenza, essendo il SAR proporzionale al quadrato dell’ampiezza di B1. Questa

tecnica è limitata dalle distorsioni off resonance sul profilo della slice.

Una trattazione più completa degli impulsi VERSE si può trovare in questo articolo:

Variable-Rate Selective Excitation for Rapid MRI Sequences .Brian A. Hargreaves,*

Charles H. Cunningham, Dwight G. Nishimura, and Steven M. Conolly. Magnetic

Resonance in Medicine 52:590 –597 (2004)

Troviamo ancora gli impulsi di RF adiabatici, modulati in frequenza e fase, che permettono di compensare le eventuali disomogeneità di B1 e vengono utilizzati principalmente nelle sequenze SPIR e SPAIR, portando ad una maggiore deposizione di SAR al paziente. Sono impulsi che hanno la necessità di maggiore potenza, per fare in modo di rispettare la condizione adiabatica, secondo la quale l’incremento dell’angolo polare del Beffettivo deve essere lento rispetto alla precessione delle magnetizzazioni.

Quindi, per rispettare questa condizione bisogna utilizzare campi RF intensi, e B1, che per impulsi non adiabatici è di 10-15 micro T, per impulsi adiabatici deve arrivare a 25-30 micro T. In sostanza potenze più elevate e durate più lunghe superiori a 10-15 ms. Nell’impulso adiabatico non vale la relazione che il FA sia proporzionale a B1, ma

Flip Angle: Il Flip Angle descrive l’angolo di nutazione prodotto dall’impulso di RF. Dipende dall’intervallo di tempo t in cui il campo magnetico B 1 è acceso e dall’intensità della corrente applicata.

θ=2πγB1t

Calcolare il flip angle on resonance per impulsi adiabatici e non adiabatici segue regole diverse. Per impulsi non adiabatici, il SAR è proporzionale al flip angle al quadrato. Quanto maggiore è il flip angle che si vuole ottenere, tanto maggiore sarà la potenza di alimentazione necessaria a produrlo, con tutto ciò che ne consegue relativamente alla potenza dispersa per effetto Joule, che va a costituire il SAR.

Le sequenze SE utilizzano un impulso di RF a 90° per deflettere la magnetizzazione sul piano trasverso seguito da un impulso di rifocalizzazione degli spin a 180°, e in questo modo generano l’echo . Le FSE utilizzano impulsi di rifocalizzazione multipli a 180° dopo l’impulso a 90°, generando un numero di echi più elevato. Va ricordato che non necessariamente l’impulso di rifocalizzazione deve essere a 180°, perché in ogni caso le magnetizzazioni subiscono una rifocalizzazione anche se non completa; il segnale ottenuto sarà inferiore, ma utilizzare un impulso di rifocalizzazione con flip angle minore di 180°, arrivando anche a 140°, è utile per portare la SAR a livelli inferiori.

Tenendo fissi altri parametri, quali il flip Angle e la larghezza di impulso, Il SAR è direttamente proporzionale alla larghezza di banda RF.

Larghezza di banda di RF (ampiezza dell’impulso): La larghezza di banda Δf, espressa in hertz o kilohertz, è una misura della gamma di frequenze contenuta nell’impulso RF, che associate ad un gradiente di selezione di slice ci daranno lo spessore nominale della slice stessa o slice thickness o FWHM . Quando impostiamo il gradiente di selezione di slice GZ, traduciamo la banda di frequenze in una banda delle posizioni desiderate corrispondente alla porzione da esaminare.

Con la tecnica VERSE, diminuendo l’ampiezza del gradiente, dove possibile, si ha una proporzionale riduzione della bandwidth RF, pur mantenendo lo spessore nominale dello strato

Utilizzare impulsi a banda stretta, dove possibile, contribuisce a diminuire la deposizione di potenza RF limitando il SAR.

Numero di impulsi erogati: l’energia utilizzata in una sequenza FSE rispetto ad una SE convenzionale è maggiore, a causa dei multipli impulsi di rifocalizzazione all’interno di ogni singolo TR rispetto ad una sequenza SE. Inoltre, gli impulsi dirifocalizzazione sono associati all’applicazione di gradienti di crushers lungo il gradiente di slice rephasing, per selezionare i segnali desiderati, eliminando tutti i segnali spuri. Queste sequenze portano quindi un’alta deposizione di SAR nei tessuti. Nelle sequenze single shot, che acquisiscono il K spazio in un singolo TR, questo problema è estremizzato. Come precedentemente accennato, per minimizzare il SAR gli impulsi di rifocalizzazione in queste sequenze sono portati fino a 130°, anche se non è l’ottimale per il segnale. Inoltre, impulsi di inversione, pre saturazione spaziale, ecc. depositano energia RF nel paziente portando ad un aumento del SAR, e più impulsi diversificati troviamo in una sequenza, più abbiamo la possibilità di provocare un innalzamento del SAR.

Duty Cycle: è il tempo durante il quale il sistema di gradienti lavora alla massima potenza. Il duty cycle si basa sul tempo totale e include anche la fase di raffreddamento dei gradienti. Rappresenta una misura importante delle prestazioni dei gradienti, e determina la velocità con la quale l’amplificatore è in grado di rispondere alle esigenze di una sequenza di impulsi. Duty cycle del 100%, alla massima ampiezza del gradiente sono tipici anche nelle normali sequenze di imaging. Grandi duty cycle consentono impulsi di gradiente ad elevata ampiezza da utilizzare con brevi ritardi tra gli impulsi. Bassi duty cycle faranno in modo che i TE utilizzati nelle scansioni siano più lunghi, per consentire agli amplificatori di gradiente di tornare ad uno stato operativo standard.

Acquisizioni ripetute, con i TE comunemente utilizzati con i sistemi di gradiente ad alta performance, o le tecniche di soppressione di uso comune utilizzate specialmente nell’imaging muscolo scheletrico, possono aggravare il carico di duty cycle. Va ricordato che gli amplificatori di gradiente e le bobine di gradiente sono soggetti a riscaldamento termico, e in genere ogni uno ha il suo limite di duty cycle. Il superamento di tale limite può chiudere o donneggiare l’amplificatore di potenza, danneggiare i cavi del gradiente o la bobina stessa o causare riscaldamenti inammissibili per il paziente. Il carico di duty cycle può essere ridotto utilizzando un tempo di ripetizione più lungo di quello minimo necessario a coprire un determinato numero di strati, a scapito dei tempi di acquisizione che ovviamente si allungano.

Tempo di ripetizione TR : descritto nell’ambito del Duty Cicle.

Peso del paziente: Il SAR dipende dal peso corporeo del paziente e dal raggio. Il riscaldamento è maggiormente presente alla periferia del corpo rispetto al centro. Nei pazienti obesi l’effetto è maggiormente rilevante.

Conducibilità elettrica dei tessuti: C’è tantissima letteratura a riguardo; segnalo due

indirizzi dove trovare informazioni specifiche, ma ce ne sono moltissimi altri:

http://www.centropiaggio.unipi.it/sites/default/files/course/material/Cap6.pdf

http://roma2.rm.ingv.it/it/tematiche/39/elettromagnetismo_ambientale/40/mecca

nismi_di_interazione_dei_campi_magnetici_con_i_tessuti_biologici

Bobine di trasmissione : Le bobine di trasmissione producono campi magnetici variabili, e l’effetto biologico predominante dell’assorbimento di RF è il potenziale riscaldamento dei tessuti. In MRI la distribuzione spaziale del SAR, non è concentrato nei pressi delle slice selezionate, ma copre l’intera regione sensibile della bobina di trasmissione RF. Come considerazioni di carattere generale, se uno scanner MR è dotato di un secondo trasmettitore RF, la MT può essere deflessa applicando impulsi off-resonance continuativi. LA TECNICA è chiamata ad onda continua (CW). Tecniche di eccitazione in quadratura riducono la SAR perché producono una eccitazione omogenea all’interno del tessuto.

Le bobine a polarizzazione lineare producono un campo magnetico B1 del quale viene usata una sola parte della componente vettoriale propria del campo magnetico trasversale prodotto e la restante parte ( cioè il 50%) viene depositata all’interno dei tessuti aumentando il tasso di SAR prodotto.

La prossima puntata deve ancora essere completata . Appena possibile segue.....

SAR ( Specific Absorption Rate) Tasso di assorbimento specifico.

In un esperimento di Risonanza magnetica, quando eccitiamo un sistema biologico inserito all' interno di un campo magnetico statico attraverso l’invio di radio frequenze, nel ritorno all' equilibrio delle magnetizzazioni, la maggior parte della potenza della radio frequenza trasmessa si trasforma in calore che si distribuisce all’ interno dei tessuti del soggetto a seguito di perdite resistive, e una piccola parte si trasforma in segnale elettrico rilevabile, utile alla generazione del segnale RM.

E’ quindi logico pensare che possono verificarsi effetti biologici di varia natura connessi all’ esposizione a campi RF, principalmente legati agli aspetti termogenici di questi campi elettromagnetici.

La termoregolazione, e gli altri cambiamenti fisiologici che un essere umano mostra in risposta alla esposizione ai campi magnetici variabili a RF dipendono dalla quantità di energia che viene assorbita, e il termine dosimetrico utilizzato per descrivere questo tipo di assorbimento è “ Tasso di assorbimento specifico (SAR)” .

Il “ Tasso di assorbimento specifico (SAR)” ( acronimo di Specific Absorption Rate), 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).

Più specificamente, il SAR è definito come la quantità di energia elettromagnetica che viene assorbita nell'unità di tempo da un elemento di massa unitaria di un sistema biologico, e la sua unità di misura è

J/s*Kg=W/kg (Watt su chilogrammo)

Questo parametro viene usato per misurare l'esposizione ai campi elettromagnetici con frequenza portante compresa tra 100 kHz e 10 GHz, ed è comunemente usato per misurare l’energia assorbita dal corpo umano sia durante una sessione di risonanza magnetica, che durante l’utilizzo dei telefoni cellulari. Il suo valore risente moltissimo della geometria della parte esposta alle onde elettromagnetiche a RF nonché dalla esatta collocazione e geometria della sorgente RF. Per questo motivo tutti i test vengono eseguiti considerando le specifiche condizioni operative.

Quando sottoponiamo un individuo ad una procedura di Risonanza Magnetica distinguiamo:

 Il SAR medio, che è la quantità totale di energia trasferita al corpo intero nell’unità di tempo, divisa per la massa totale del corpo;

 Il SAR specifico o locale, che è invece l’energia trasferita nell’unità di tempo ad un elemento infinitesimale di volume del corpo in uno specifico punto, diviso per la massa dell’elemento di volume.

In generale il SAR dipende da numerosi fattori:

 Fattori riguardanti il campo incidente ( intensità, frequenza, polarizzazione e configurazione del soggetto irradiato rispetto al campo magnetico variabile, condizioni del campo magnetico variabile);

 Caratteristiche del corpo esposto ( dimensioni, geometria interna ed esterna, proprietà dielettriche dei vari spessori di tessuto attraversati);

 Effetti di terra e di riflessione di altri oggetti presenti nel campo di irradiazione (superfici metalliche vicino o all’interno del corpo esposto).

Ovviamente, ad un minor livello di SAR corrisponde un minor riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute del paziente.

In modo più specifico, il SAR che viene prodotto durante una procedura di Risonanza Magnetica dipende da molte variabili di tipo tecnico oltre che tecnologico, e le risposte termo-fisiologiche correlate al riscaldamento nelle procedure RM sono a loro volta condizionate da molteplici fattori : fisiologici, fisici e ambientali.

La U.S. Food and Drug Administration attualmente indica che le procedure RM che superano certi valori di SAR possono comportare rischi significativi per la salute del paziente.

Il principale fattore fisiologico riguarda la capacità di termoregolazione del paziente sottoposto ad indagine RM.

La termoregolazione è quel meccanismo che tende a mantenere costante la temperatura dell’organismo, e tale processo raggiunge il più alto grado di perfezione negli animali omeotermi (comunemente detti a sangue caldo) di cui fa parte anche il genere umano.

In questi individui il sistema di regolazione è involontario e si basa sull’ equilibrio di due fenomeni : la produzione e la dispersione di calore. Dato che le funzioni metaboliche cellulari possono cambiare molto al variare della temperatura e dell’umidità, gli individui eterotermi ( la cui temperatura del corpo varia al variare della temperatura dell’ambiente esterno) devono necessariamente avere condizioni ambientali di temperatura ed umidità favorevoli per poter usufruire di una corretta termoregolazione. Per questo motivo, quando si esegue un esame di RM, le condizioni ambientali della sala devono essere ottimali a prescindere.

Infatti le “Indicazioni operative dell’Inail per la gestione della sicurezza e della qualità in Risonanza Magnetica” edizione 2015 recitano testualmente e non a caso:

“In sala RM devono essere, inoltre, garantite condizioni microclimatiche tali da facilitare un’adeguata termoregolazione del paziente durante l’esecuzione dell’esame, necessaria per il benessere fisico dello stesso e per l’esecuzione di prestazioni diagnostiche che non espongano il paziente ad un livello di rischio superiore a quello previsto sulla base dei livelli ammissibili di SAR (Specific Absorption Rate.”

“È necessario, quindi, predisporre adeguati impianti di ventilazione e condizionamento per garantire che, nella condizione di normale esercizio, si abbia un’umidità relativa della sala 40%<UR<60% (si ricorda che l’aria molto secca facilita la formazione di cariche elettrostatiche) e una temperatura ambientale pari a 22±2°C. Deve essere garantito il monitoraggio in continuo dei parametri microclimatici della sala magnete”.

Il corpo umano scambia calore con l’ambiente circostante attraverso quattro principali meccanismi:

 Conduzione,

 Convezione,

 Irraggiamento,

 Evaporazione.

La conduzione è il passaggio di calore fra due corpi di temperatura diversa in contatto tra loro: ricordiamo che la bobina a radiofrequenza che posizioniamo a contatto con il paziente si riscalda. Isolare il paziente dalla bobina, per quanto possibile, con l’utilizzo di un lenzuolo di cotone, aiuta a minimizzare il riscaldamento locale che si verifica per conduzione.

Per convezione, invece si intende il passaggio di calore fra il corpo e un fluido che si muove intorno ad esso, che può essere aria o acqua in movimento. Questo avviene ad es.. quando siamo esposti al vento o ci si immerge in acqua fresca mossa da correnti. Il trasferimento del calore in questo modo viene accelerato dal movimento macroscopico del fluido, a differenza del primo caso dove non ci sono movimenti macroscopici tra le parti in gioco. E’ evidente che quando eseguiamo un esame di risonanza magnetica non possiamo utilizzare l’acqua per rinfrescare il paziente, ma possiamo e dobbiamo azionare la ventilazione all’interno del magnete, che aiuterà più velocemente la dissipazione del calore.

Il principio dell’irraggiamento si basa sul fatto che tutti i corpi con temperatura superiore allo zero assoluto sono formati da molecole in costante stato di agitazione. Questo determina l’emissione di calore sotto forma di onde elettromagnetiche. Gli organismi viventi ricevono calore per irraggiamento principalmente dal sole, ma anche da altri corpi caldi che li circondano. Allo stesso modo l’energia acquisita può essere rimessa nell’ambiente con le stesse modalità. Le precauzioni adottate nei due precedenti casi sono valide anche con questa terza possibilità.

L’evaporazione consiste nel passaggio di una sostanza dallo stato liquido allo stato gassoso. Nel momento in cui avviene il fenomeno, l’acqua che abbandona la fase liquida per passare a quella gassosa ha bisogno di energia, che preleva dall’ambiente circostante, raffreddando ad es.. la zona di pelle su cui si trova. Ricordiamo però che l’umidità relativa dell’aria, se troppo elevata, influisce sulle perdite per evaporazione da traspirazione e sull’umidità ceduta attraverso la respirazione, ostacolandole. Per questo motivo l’umidità relativa in sala magnete deve essere compresa in un range che va dal 40 al 60%.

Va ricordato anche che diverse condizioni di salute possono influenzare le capacità di un individuo di dissipare il calore accumulato tra cui:

 Le malattie cardio-vascolari,

 L’ipertensione,

 Il diabete,

 La febbre,

 L’avanzato stato di età,

 L’obesità.

Inoltre i farmaci, inclusi i diuretici, beta-bloccanti, calcio, anfetamine e sedativi, possono alterare le risposte di termoregolazione in relazione ad un carico termico.

Alcuni farmaci poi entrano in sinergia con i campi elettromagnetici e amplificano il riscaldamento dei tessuti.

Pertanto, se gli effetti di termoregolazione non sono in grado di dissipare totalmente il carico termico, per motivi di varia natura, si verifica un accumulo o stoccaggio di calore “hot spot”, associato ad un innalzamento della temperatura dei tessuti in genere localmente, ma anche in ambito generalizzato, che può portare a ustioni e lesioni dei tessuti interni.

I punti caldi possono essere causati da campi magnetici non uniformi, per riflessione e rifrazione dei campi RF/ MW all’interno dei tessuti ( MW micro onde) , o dall’interazione dei campi magnetici con impianti metallici inseriti nell’organismo. Il rischio più elevato si verifica in quegli organi che hanno uno scarso controllo della temperatura, quali : cristallino e testicoli.

Per la valutazione della risposta termica reale durante una procedura di risonanza magnetica, è stato necessario effettuare diversi esperimenti su volontari sani, durante i quali è stato effettuato un monitoraggio continuo delle condizioni fisiche e fisiologiche dei soggetti, prima, durante e dopo la procedura di risonanza magnetica. Principalmente sono stati individuati alcuni parametri fisiologici che hanno mostrato una significativa risposta al carico termico, come la misurazione della temperatura della membrana timpanica e della pelle, la frequenza cardiaca, la saturazione dell’ossigeno, la pressione arteriosa, la frequenza respiratoria e il flusso sanguigno cutaneo. Tutte queste sono state ritenute importanti variabili fisiologiche che possono subire alterazioni in risposta ad un carico termico.

Dagli studi effettuati sulle risposte termiche umane rispetto al riscaldamento indotto sui tessuti dai campi magnetici a RF durante le procedure di RM, nei quali sono stati esposti volontari sani ad un SAR medio relativamente alto ( SAR medio 4.0 W/Kg), primo fra tutti quello condotto da Schaefer et al., e successivamente da Shellok et al., non vi sono aumenti di temperatura eccessivi o altre conseguenze fisiologiche deleterie derivanti dall’esposizione ad energie RF su soggetti sani con una normale funzione di termoregolazione, per SAR medio fino a 6.0 W/Kg. Una tendenza statisticamente significativa c’è per aumenti che si verificano nella temperatura della pelle (SAR specifico), ma senza gravi conseguenze fisiologiche sempre nei pazienti sani. Le indagini sono state eseguite con temperature ambientali di 22°C e di 33°C.

Una descrizione più dettagliata si può trovare agli indirizzi :

http://www.mrisafety.com/SafetyInfov.asp?SafetyInfoID=251

https://biomedical-engineering-online.biomedcentral.com/articles/10.1186/1475-925X-3-11

Segue.....

Blood oxygenation level dependent (BOLD) imaging.

E’ la tecnica standard utilizzata per generare immagini negli studi funzionali di risonanza magnetica (fMRI), e si basa sull’effetto BOLD, determinato dalla variazione dei livelli di ossigeno nel sangue, e più precisamente, delle porzioni tra ossi- e deossiemoglobina nel letto capillare, in prossimità di distretti cerebrali attivi.

Quando si parla di fMRI, ci si riferisce ad una tecnica in grado di mappare le aree cerebrali, che si attivano in risposta ad uno stimolo motorio, sensoriale, cognitivo ecc.., visualizzando la risposta emodinamica ( variazioni del flusso e dell’ossigenazione sanguigna) correlata all’attività neuronale.

Attraverso il sangue che scorre attraverso i capillari, l’ossigeno viene trasportato ai neuroni dall’emoglobina. Quando l’attività neuronale aumenta, aumenta di conseguenza la domanda di ossigeno, le cellule nervose attive consumano l’ossigeno trasportato dall’emoglobina , e l’effetto di questo consumo si traduce in un aumento del flusso sanguigno nelle regioni a maggiore attività. L'emoglobina è diamagnetica quando ossigenata ma paramagnetica quando deossigenato. Questa differenza nelle proprietà magnetiche porta a piccole differenze di segnale RM del sangue in funzione del grado di ossigenazione.

Misurando i cambiamenti nel flusso ematico locale legati all’aumento di attività cellulare (neuronale), è possibile pertanto mappare quelle aree cerebrali che si attivano durante lo svolgimento della specifica funzione, utilizzando le proprietà magnetiche dei nuclei degli atomi costituenti il nostro corpo.

http://psychcentral.com/lib/what-is-functional-magnetic-resonance-imaging-fmri/

Quando eseguiamo una qualsiasi azione, come ad esempio muovere la mano, vengono reclutate delle aree specifiche cerebrali in corrispondenza delle quali viene consumato più ossigeno, e la variazione di ossigenazione viene registrata dal segnale di risonanza ed in seguito tradotta in immagini da sottoporre ad apposita analisi.

Ma vediamo nello specifico, cosa significa avere un contrasto BOLD:

Il contrasto BOLD è strettamente correlato a due fenomeni fisici , chiamati “diamagnetismo” e “paramagnetismo”. Una sostanza diamagnetica introdotta in un campo magnetico statico, tende a diminuire leggermente questo campo, senza perturbarlo in modo rilevante, mentre una sostanza paramagnetica tende ad aumentarlo, perché genera un proprio campo magnetico locale che va a sommarsi e perturba il campo magnetico statico. In ogni caso ne consegue che la vicinanza di queste sostanze provoca una distorsione locale del campo magnetico in prossimità dell’interfaccia, generando effetti sfruttabili in fMRI, ma non negli studi convenzionali di MRI, dove questi effetti vengono considerati artefatti, principalmente osservabili nelle sequenze GRE.

I tessuti sono principalmente diamagnetici, mentre il sangue, che contiene determinati livelli di deossiemoglobina, è paramagnetico. La presenza di sangue nei tessuti, indica quindi una vicinanza di sostanze con diverse proprietà magnetiche, dando luogo a distorsioni microscopiche del campo magnetico.

In particolare, la presenza di deossiemoglobina causa una riduzione dell’intensità del segnale nelle sequenze pesate in T2*, perché si abbassa questo valore.

Quello che ci interessa in modo particolare è la microstruttura capillare che ci consente di studiare un effetto localizzato

Nella situazione di BASELINE vediamo che nel letto capillare è presente una circolazione equivalente a tutte le aree del cervello non attivate, perché esiste un normale metabolismo di base in tutte le aree cerebrali. L’attivazione neuronale genera una richiesta energetica, l’organismo comincia a consumare più glucosio e più ossigeno accelerando il metabolismo e generando una risposta di tipo emodinamico importante, perché contemporaneamente il flusso e il volume sanguigno aumentano. La risposta emodinamica è generalmente superiore a quella metabolica di circa il doppio. Quindi dopo l’attivazione neuronale, il sangue viene localmente iper ossigenato, e questa fase è corrispondente ad un wash-out di deossiemoglobina con un aumento della concentrazione di ossiemoglobina. Cambiano le proprietà magnetiche del sangue, legate alla molecola di emoglobina, che, come precedentemente detto, ha caratteristiche diverse a seconda che si trovi nello stato ossigenato o deossigenato

In contrasto con la deossiemoglobina, l’ossiemoglobina è diamagnetica ed ha proprietà magnetiche simili a quelle dei tessuti circostanti. Si avrà quindi una riomoggenizzazione del campo magnetico locale ed un aumento dell’intensità di segnale nelle sequenze pesate in T2*. Si può notare nell’immagine, che nella fase di attivazione, nel passaggio nei capillari venosi il volume del sangue è molto aumentato e il sangue non è completamente deossigenato neanche in quella sede; questo perché la richiesta di ossigeno viene soddisfatta in sovra-abbondanza ed è proprio a quel livello che viene misurato l’effetto.

Il concetto di base dell’effetto BOLD può essere riassunto quindi in questo modo:

La risposta emodinamica all’attivazione cerebrale consiste in una diminuzione della deossiemoglobina ed in un aumento della ossiemoglobina, con un conseguente aumento della omogeneità del CMS e della intensità di segnale nelle sequenze pesate in T2*. La quantificazione del miglioramento del segnale permette di rilevare quelle aree cerebrali attivate in relazione all’attività neuronale.

In realtà la fisiologia dell’effetto BOLD è molto più complessa, e dipende dai seguenti parametri:

 Flusso ematico cerebrale CBF

 Volume ematico cerebrale CBV

 Tasso metabolico del consumo di ossigeno CMRO2

Dopo uno stimolo, il CBF sale per fornire più ossigeno al sito di attivazione neuronale, provocando l’effetto BOLD; d’altra parte è aumentato anche il CMRO2, viene consumato più ossigeno che riduce l’effetto BOLD.

Pertanto, in prima approssimazione possiamo definire l’effetto BOLD come direttamente proporzionale all’aumento di flusso e inversamente proporzionale all’aumento di volume ed al consumo di ossigeno. La fisiologia esatta dell’effetto BOLD rimane controversa e per il suo studio sono stati proposti diversi modelli che a mano a mano vengono ancora sperimentati.

In una acquisizione sistole-diastole bisogna tener presenti alcuni fattori :

 Effetto Blurring: L’effetto di Blurring in direzione di codifica di phase nelle sequenze FSE 3D single shot è dovuto al particolare tipo di campionamento che acquisisce echi multipli a diversi TE. Pertanto se i vasi sono orientati perpendicolarmente alla direzione di codifica di fase, come può avvenire ad esempio nello studio dei vasi periferici, si possono verificare questo tipo di artefatti . In generale quindi la tecnica viene applicata con la direzione di codifica di fase parallela all’orientamento del vaso anche se ci possono essere delle varianti.

 In secondo luogo, per massimizzare la differenza tra le immagini in fase sistolica e diastolica, ridurre l’effetto Blurring e gli artefatti dovuti al movimento, ed eventuali vuoti del segnale del flusso, il campionamento dei dati deve avvenire nel più breve tempo possibile all’interno di ogni battito cardiaco, quindi nelle 3D FSE single shot è opportuno mantenere un breve inter echo space nell’echo train , utilizzare l’imaging parallelo che consente un campionamento in tempi più brevi, e associare un campionamento centrico del K spazio. Utilizzando un riempimento del K spazio standard rectilinear di tipo centrico, come in figura, si ottiene uno sfasamento minore del flusso in direzione di codifica di fase, rispetto alla direzione di codifica di frequenza.

 Per ottenere immagini più nitide è anche possibile raccogliere i dati per ogni partizione in due shot, ma è necessario ridurre il tempo della finestra di acquisizione e complessivamente aumenta il tempo di acquisizione totale..

A seconda dell’orientamento di applicazione dei gradienti di fase e frequenza è possibile ottimizzare quindi la visualizzazione dei vasi di interesse. In particolare per differenziare il segnale arterioso dei protoni più lenti nella periferia delle arterie, che si presentano con sangue luminoso anche nella fase di sistole, la direzione di codifica di frequenza può essere orientata in direzione parallela alla direzione del flusso , ottenendo uno sfasamento intrinseco rispetto alla direzione di codifica di fase, che viene acquisita con riempimento del K spazio di tipo centrico. Inoltre possono essere applicati impulsi di gradiente flow spoiling in direzione di codifica di frequenza per aumentare il defasamento del flusso arterioso, più veloce e pulsatile durante la fase sistolica rispetto alla fase diastolica dove il flusso è ridotto e più lento , ed accentuare in modo considerevole la differenza di intensità di segnale tra le due fasi, senza influire sul sangue venoso, più lento, e sul segnale di fondo dei tessuti stazionari.

Per ottenere tipi di contrasto diversi possono essere usati, in combinazione con il metodo 3D FSE Partial-Fourier, impulsi di preparazione inversion recovery , per la soppressione ad es.. del grasso. Gli impulsi di preparazione IR risultano utili nell’analisi delle immagini sorgente, in particolare quelle in fase diastolica, mentre non concorrono alla soppressione del segnale di fondo, che viene comunque soppresso grazie alla sottrazione di immagine.

L’ acquisizione FSE 3D Partial Fourier con sincronizzazione cardiaca tramite ECG- gated, prevede generalmente l’utilizzo di alcune fasi preparatorie, che si rivelano estremamente utili per stabilire il trigger delay da utilizzare per la fase sistolica, che produce immagini delle arterie a sangue nero, e diastolica, che produce immagini delle arterie a sangue luminoso. Le sequenze 2D FSE ECG-PREP sono progettate per ripetere le scansioni di uno stesso strato, su tempi di ritardo diversi rispetto all’onda R, per determinare il Timing ottimale per la visualizzazione del vaso target, utilizzando una serie di acquisizioni single shot. I risultati della scansione ECG-PREP forniscono le immagini nelle diverse fasi, e l’intensità del segnale in ogni fase sarà diversa. I target utilizzati, a seconda del distretto da visualizzare, sono in genere rappresentati da vasi addominali e polmonari, arco aortico, vasi arteriosi e venosi dell’asse iliaco femorale o delle estremità periferiche. Ottenere immagini nelle diverse fasi utilizzando la scansione ECG-PREP è importante in modo particolare per i vasi con flussi veloci, perché iniziando la sequenza durante la fase di flusso lento, è possibile visualizzare i vasi arteriosi con il sangue luminoso all’interno, e poiché le vene sono sempre raffigurate nelle due fasi del ciclo cardiaco, a causa del loro flusso lento, nella sottrazione di immagine tra le due fasi cardiache è possibile differenziare le arterie dalle vene.

STATE OF THE ART: NonenhancedMRAngiography, Miyazaki and Lee, Radiology: Volume 248: Number 1—July 2008.

Una seconda acquisizione 2D FSE preparatoria può essere utilizzata per determinare la quantità di impulsi di gradiente Flow spoiling da utilizzare per generare uno sfasamento selettivo delle arterie di interesse, in particolare quelle con flusso lento. In genere questo passaggio si utilizza nello

49

studio dei vasi degli arti, e include l’allineamento della direzione di codifica di frequenza lungo la direzione del flusso arterioso, per incrementare il defasamento del flusso arterioso sistolico. Gli impulsi Flow spoiling sono ovviamente diversi, in base alla regione da esaminare; l’intensità di questi impulsi è minore per la visualizzazione di flussi veloci prossimali al tronco, mentre devono essere utilizzati impulsi di intensità maggiore per compensare flussi più lenti.

I parametri ottenuti attraverso queste acquisizioni vengono poi utilizzati nell’acquisizione 3D principale.

Per aiutare a scegliere il ritardo ottimale da impostare nella sequenza, sono in genere disponibili software di analisi automatizzati che tracciano una curva di lettura dell’intensità del segnale in funzione del trigger delay, che da’ un segnale di bassa intensità nelle fasi corrispondenti alla sistole, e di alta intensità nelle fasi corrispondenti alla diastole.

Come già accennato, l’utilizzo di questa metodica presenta aspetti specifici in base al distretto che si intende esaminare; in particolare generalmente non viene utilizzata nello studio delle arterie carotidi, perché il segnale venoso delle vene giugulari può apparire nelle immagini sottratte, a causa del flusso relativamente veloce che le contraddistingue, così come nell’angiografia delle arterie renali , a causa della direzione ortogonale del flusso in aorta. Per questo motivo si preferisce studiare questi distretti con acquisizioni balanced SSFP associate a tecnica ASL.

Acquisizione Sistole Diastole.

Nello studio della componente vascolare, sia arteriosa che venosa, senza l’utilizzo di mdc, sono state approntate ulteriori tecniche che sfruttano in parte i precedenti concetti già esposti, e includono le caratteristiche di flusso differenziale che si sviluppa durante le fasi del ciclo cardiaco. Sono tecniche che acquisiscono immagini sia in fase diastolica che in fase sistolica, basandosi sulla perdita di segnale del sangue, causata dal flusso arterioso veloce durante la fase sistolica (150-200 millisecondi dopo l’onda R dell’ECG), rispetto al segnale mantenuto dal flusso arterioso lento (600-700 millisecondi dopo l’onda R), durante la fase diastolica. Il flusso lento nelle arterie durante la fase diastolica, infatti, le induce ad avere una alta intensità di segnale in T2, così come il flusso venoso, che a causa della mancanza di pulsatilità, ha però la caratteristica di mantenere una alta intensità di segnale sia nella fase diastolica che sistolica. Il sangue luminoso (Bright blood MRA) è ottenuto sottraendo le immagini di fase sistolica da quelle in fase diastolica, e le ricostruzioni MIP contribuiscono ad eliminare il segnale di fondo per una migliore interpretazione delle immagini.

Fresh Blood Imaging of VasculatureAJR:195, December 2010

Prima di approcciarci a queste tecniche è necessaria una breve parentesi sui metodi di sincronizzazione del ciclo cardiaco, perché una corretta sincronizzazione è fondamentale nell’acquisizione di queste sequenze.

I metodi utilizzati per la sincronizzazione con il movimento cardiaco essenzialmente si basano sull’ elettrocardiogramma (ECG). L’impulso periferico viene utilizzato solo come ultima risorsa.

La registrazione dell’ ECG durante l’esame RM può essere perturbata da:

 L’effetto magneto-idrodinamico, dovuto al moto del sangue che nel campo magnetico produce una corrente elettrica che aggiunge segnale di conduzione cardiaca;

 Correnti indotte da variazioni di gradiente, impulsi di RF e respirazione che alterano il tracciato ECG.

La degradazione del segnale ECG si tradurrà in una mancanza di sincronizzazione, e quindi la mancanza di quel valore diagnostico della traccia di monitoraggio ECG durante l’acquisizione di risonanza magnetica. Da questo deriva la necessità del corretto posizionamento degli elettrodi per avere una onda R che si distingua chiaramente dal resto della traccia ECG per essere rilevata in modo inequivocabile.

L’acquisizione dell’ECG può essere effettuata in due modi:

 gating prospettico;

 gating retrospettico.

Ovviamente i due metodi hanno differenze fondamentali che incidono sull’impostazione dei vari parametri riguardanti il TR, il tempo di ritardo del trigger e la finestra di attivazione.

La sincronizzazione cardiaca è generalmente eseguita utilizzando il rilevamento dell’onda R, che rappresenta lo stimolo elettrico che passa attraverso la parte principale delle pareti ventricolari. Queste pareti sono molto spesse, a causa della quantità di lavoro che devono fare, e di conseguenza è necessaria una tensione maggiore che durante la conduzione normale genera l’onda più grande. L’onda R è quindi l’onda più grande del complesso QRS. Il QRS è il nome dato alla combinazione di tre delle deviazioni grafiche che si evidenziano su un elettrocardiogramma tipico. Solitamente è la parte più centrale e più visivamente evidente del tracciato, corrispondente alla depolarizzazione dei ventricoli DX e SN del cuore umano. L’onda R coincide con l’inizio della sistole ventricolare.

In un gating cardiaco prospettico, l’acquisizione dei dati inizia dopo essersi innescata la prima onda R e si completa prima della successiva nel periodo denominato intervallo RR. Il ciclo si ripete alla successiva onda R. L’intervallo RR in millisecondi e la frequenza cardiaca in battiti al minuto (bpm) sono inversamente correlati e espressi dalla formula

R-R (msec) = 60,000 ÷ heart rate (bpm)

Le frequenze cardiache di 60-100 bpm corrispondono quindi a intervalli RR di 1000-600 msec.

Il tempo di ripetizione (TR) in una sequenza eseguita con gating prospettico non può essere impostato liberamente ma deve essere un multiplo dell'intervallo RR medio. Così per un paziente con frequenza cardiaca = 60, le uniche scelte per un TR adeguato sarebbero 1000 ms, 2000 ms, 3000 ms, ecc Il multiplo RR scelto è chiamato “fattore di gating”.

Il ritardo di trigger è l'intervallo di tempo tra la prima onda R e l'inizio di acquisizione dati. Per l'imaging sistolico il ritardo di trigger dovrebbe essere impostato nell'intervallo di 0-50 msec, ma per l’ imaging diastolico sono tipici ritardi dell'ordine di 150-250 msec.

La finestra di acquisizione occupa la maggior parte dell'intervallo RR ed è il momento in cui i dati RM vengono raccolti . Per la maggior parte degli studi RM cardiaci prospettici, la finestra di acquisizione occupa la parte centrale per circa il 85-90% dell'intervallo RR.

La parte finale 10-15% di ogni intervallo RR è tipicamente riservata come finestra di attivazione. La finestra di trigger serve come periodo cuscinetto per consentire piccole variazioni della frequenza cardiaca. In questo modo, se la prossima onda R si verifica poco prima o dopo del previsto, sarà ancora possibile rilevarla . Onde R che si verificano al di fuori della finestra di trigger non vengono utilizzate.

Quanto detto si applica solo se si sta utilizzando un gating cardiaco prospettico. Se si utilizza un gating cardiaco retrospettico le regole sono diverse, i dati vengono acquisiti in continuo con l’ECG e vengono poi riordinati e assegnati alle varie fasi cardiache in un secondo momento. In questo caso il TR non è limitato per essere un multiplo dell’intervallo RR ma può avere qualsiasi valore compatibile con la sequenza di impulsi scelta. Anche in questo caso i dati possono essere respinti se si verificano aritmie dopo questa analisi retrospettiva.

http://mri-q.com/gating-parameters.html.

Detto ciò si può riprendere la trattazione delle sequenze che acquisiscono i dati considerando i cicli cardiaci.

Ci riferiamo quindi a quelle tecniche che le varie industrie chiamano:

 Siemens: NATIVE ( Non- contrast MRA of Arteries and Veins);

 G.E.: NCE-MRA ( Non- Contrast Enhanced MRA) o Inhance 3D Deltaflow;

 Philips : TRANCE ( Triggered Angiography Non- Contrast Enhanced);

 Hitachi: VASC ( Arteries and Veins Sans Contrast);

 Toshiba: FBI (Fresh Blood Imaging) e CIA ( Contrast Improved Angiography).

La tecnica di maggior successo, a tutt’oggi è la 3D FSE triggerata con ECG o impulso periferico, originariamente denominata FBI dalla Toshiba, che è stata tra le prime industrie a studiare ed implementare questa tecnica, ma è possibile ottenere un risultato simile utilizzando sequenze gradient echo triggerate ECG senza flow compensation , per accentuare l’effetto flow voids, durante la fase sistolica, e con flow compensation, per aumentare il segnale rifasando le magnetizzazioni nelle arterie, durante la fase diastolica, con tempi di acquisizione complessivamente più lunghi, che limitano la risoluzione spaziale e temporale di questo metodo rispetto all’approccio ottenuto con le FSE.

Per mantenere tempi di acquisizione ragionevoli la sequenza FSE 3D acquisisce in single shot, utilizzando un TR corrispondente almeno a due battiti cardiaci ( intervalli R-R), per consentire un ottimale recupero T1, con un trigger time che rimane costante nell’acquisizione di tutte le partizioni. Il tempo di acquisizione per ogni immagine 3D dipende dal numero di partizioni utilizzate nella sequenza, e le immagini, sia in fase sistolica che diastolica, vengono acquisite contemporaneamente, per ridurre al minimo errori di misregistrazione e artefatti da movimento.

Il seguito alla prossima puntata.

Tecniche con contrasto di fase (phase contrast con mappa di fase).

Basandoci sul fatto che la magnetizzazione locale degli spin è una grandezza vettoriale, sappiamo che dal segnale RM è possibile ottenere, oltre all’immagine in magnitudo, anche i dati riguardanti la fase del segnale misurato, come dimostra l’immagine seguente tratta da MRI_ MAGNETIC RESONANCE ANGIOGRAPHY Techniques, Indications and Practical Applications di G.Schneider et al edito dalla SPRINGER.

Per ottenere l’immagine vengono comunemente utilizzati due differenti metodi di sottrazione:

• La differenza di fase, Phase Difference Processing (PDP);

• La sottrazione complessa, Complex Difference Processing (CDP).

In ambedue i casi la sottrazione avviene pixel per pixel. Il metodo della sottrazione complessa è più robusto nei confronti degli effetti da volume parziale, e risulta performante anche quando un voxel contiene la mescolanza di magnetizzazioni provenienti dai tessuti stazionari e dinamici.

Applicando una sottrazione complessa dei due set di dati S2 e S1 è possibile ottenere sia una differenza dell’angolo di fase, che la differenza del vettore ΔS, ambedue dipendenti dalla componente di velocità degli spin lungo il gradiente di codifica di flusso.

Anche se l’uso primario delle phase contrast è diretto alla visualizzazione del sangue che scorre all’interno dei vasi, queste sequenze possono essere utilizzate per svariate altre applicazioni, come ad es.. l’imaging del flusso liquorale. Il metodo che utilizza la differenza di fase, viene utilizzato per descrivere la direzione del flusso e quantificare la portata volumetrica attraverso il vaso, che viene calcolata in unità di mm per minuto.

Ricordiamo che la fase delle magnetizzazioni ha una gamma di 360°, oltre i quali i valori si ripetono causando il Wraparaund , altrimenti detto aliasing. Inoltre la fase delle magnetizzazioni è influenzata da fattori non controllabili, costituiti principalmente da disomogeneità del campo magnetico principale B0 e chemical shift. Questi errori di fase devono essere rimossi, in modo da rilevare solo la velocità di spostamento di fase, e questo avviene per l’appunto acquisendo due immagini, una di riferimento e una flusso sensibilizzata, mantenendo fissi tutti i parametri, fatta eccezione per il primo momento del gradiente bipolare. La PC ricostruita attraverso la ricostruzione con differenza di fase viene anche chiamata velocity mapping o phase velocity mapping e si ottiene attraverso la sottrazione tra due immagini. Similarmente alla tecnica con contrasto in magnitudo, l’angio phase contrast si basa quindi sull’acquisizione di due set di dati che differiscono per la fase degli spin in movimento. In prima istanza viene effettata una sequenza con flusso rifasato che definisce la fase delle magnetizzazione trasversa in condizioni di compensazione totale del flusso. Nella seconda acquisizione viene applicato un gradiente bipolare flusso sensibilizzante che permette la codifica del flusso, perché provoca uno spostamento di fase misurabile. La differenza tra le due immagini determina infatti un accumulo di fase uguale a zero nei tessuti stazionari, mentre nei tessuti dinamici l’accumulo di fase sarà dato da:

Dove gamma è la costante giromagnetica, v è la velocità degli spin in movimento e delta M1 è il cambiamento del primo momento del gradiente bipolare.

Misure quantitative della velocità del flusso possono quindi essere calcolate dai dati di fase, usando il rapporto tra velocità e ampiezza e durata del gradiente bipolare.

Pertanto, in funzione della fase accumulata dagli spin in movimento, si calcola la velocità di rotazione degli spin in un sistema di riferimento, e in funzione del segno della velocità rispetto al gradiente di codifica di fase, l’intensità dei pixel può essere convenzionalmente identificata con pixel bianchi o neri che stabiliscono la direzione del flusso.

Dall’equazione riportata è possibile capire che la massima differenza di fase che può essere ottenuta tra i due sistemi di spin è di 180° per un dato valore di ΔM1, il cui valore dipende dall’ampiezza e durata del gradiente.

In questo caso il gradiente utilizzato viene scelto per essere relativamente debole, per evitare la dispersione di fase completa, derivata dalla distribuzione di velocità degli spin. In queste acquisizioni il gradiente di codifica di flusso traduce la velocità delle magnetizzazioni nella fase del segnale RM. Viene utilizzato un gradiente bipolare, il cui asse determina la direzione flusso sensibilizzante, ma i gradienti bipolari possono essere aggiunti a qualsiasi dei tre assi dei gradienti.

Questi creano una relazione lineare nota tra la velocità del sangue e la fase del segnale RM, che viene regolata impostando il valore della velocità di codifica o “ VENC”.

Questo parametro ci permette di identificare la direzione e la velocità del flusso in esame (vascolare o liquorale) e corrisponde all’ampiezza, alla durata e all’intervallo di applicazione dei gradienti di codifica.

Le varie industri lo chiamano in modo diverso

 GE lo identifica con Velocity Encoding

 Philips, PC velocity

 Siemens, VENC (velocity encoding)

 Toshiba, Flow Encode Value

 Hitachi, VENC (o su magneti aperti Target Vel.)

La VENC è la velocità massima che sarà adeguatamente codificata dalla sequenza. Il computer scanner prende il valore VENC fornito dall'utente e calcola l' appropriata ampiezza e durata del gradiente per provocare uno sfasamento di 180 gradi per quella velocità fornita dall’utente. Tuttavia, se la velocità del flusso supera il valore di VENC impostato si verifica un fenomeno definito Aliasing, la fase non verrà letta appropriatamente e il flusso sembrerà fluire nella direzione opposta.

Ma vediamo di specificare meglio questo parametro.

VENC

La VENC è definita come la velocità che produce un phase shift di π radianti o 180°, di conseguenza controlla il range dinamico delle velocità che possono essere misurate, e corrisponde alla velocità massima codificata e riconosciuta dalla trasformata di Fourier. Infatti selezionando la forza del gradiente di campo, si cambia la quantità di spostamento di fase dei protoni per una data velocità.

Il parametro VENC regola quindi l'intensità dei gradienti bipolari in modo che la velocità massima selezionata corrisponda ad uno spostamento di fase di 180 ° nei dati .Con le tecniche a contrasto di fase MRA, siamo di fronte a due velocità positive e negative (cioè velocità che salgono attraverso il piano o scendono verso il basso attraverso il piano). I 360 gradi sono quindi suddivisi in due blocchi a 180 gradi. Per sfasamenti superiori a 180° la trasformata di Fourier non può capire se gli sfasamenti sono positivi o negativi. In altre parole per uno spostamento di 190° lo scanner leggerà uno spostamento di fase di -170° perché siamo al di fuori del range di 180° .

La VENC, misurata in cm / sec, dovrebbe essere scelta per comprendere le velocità più alte che possono essere incontrate nel vaso di interesse. Se VENC è impostato su 50 cm / sec, per esempio, scorre nella gamma di ± 50 cm / sec e può essere accuratamente rappresentato da una serie di sfasamenti che va da -180 ° a + 180 °. Per flussi superiori, di 75 cm/sec, come in figura, lo scanner leggerà un flusso negativo di -25 cm/sec.

Modificando il valore della VENC è possibili misurare diverse velocità di flusso del sangue, quali quelle del flusso arterioso (veloce) o venoso (lento). Dalla formula sopra citata è possibile vedere che se ΔM1 è grande, piccoli cambiamenti di velocità del flusso determinano grandi differenze di fase; al contrario se ΔM1 è piccolo sarà necessario un grande cambiamento nelle velocità per ottenere la stessa differenza di fase.

In sostanza la VENC è inversamente proporzionale alle dimensioni dei gradienti; pendenze più grandi creano più sfasamento e corrispondono a valori minori di VENC. L’impostazione di questo parametro è di fondamentale importanza per una acquisizione corretta, ma generalmente la VENC viene impostata secondo un valore ottimale, perché da caso a caso non se ne conosce il valore in anticipo. Per questo motivo uno studio può essere ripetuto impostando due o tre valori di VENC, sulla base di velocità di riferimento, alcune delle quali riportate a seguire.

 Aorta ascendente 50-100 cm/sec

 Aorta discendente 100 cm/sec

 Stenosi aortica 150-500 cm/sec

 Insufficienza valvolare aortica 150-200 cm/sec

 Arteria carotide comune 60-80 cm/sec

 Stenosi carotidea 100-500 cm/sec

 Arteria cerebrale media 60 cm/sec

 Arteria basilare 40-50 cm/sec

 Arteria femorale 60-80 cm/sec

 Arteria poplitea 35-40 cm/sec

 Vena cava 5-40 cm/sec

 Vena porta 5-10 cm/sec.

Dalla tabella è possibile evidenziare che si utilizzano alti valori di VENC per i flussi arteriosi (veloci) e bassi valori di VENC per i flussi venosi (più lenti).

Se il valore di VENC è troppo alto rispetto alla velocità del flusso si otterranno immagini con scarso SNR a causa delle minime differenze tra i segnali ottenuti, in caso contrario si possono verificare artefatti da aliasing e vuoti di segnale confondibili con stenosi vasali. In linea generale, se l’obbiettivo primario da raggiungere nell’esame è stabilire la direzione del flusso, è opportuno scegliere il parametro VENC di circa il 20-25% superiore alla velocità massima prevista per quel tipo di flusso.

Come si può evidenziare dalle immagini a seguire, nello studio PC dell’arteria polmonare con una VENC impostata troppo bassa sono presenti artefatti da aliasing ,rappresentati dalle aree bianche, che simulano un flusso indirizzato nella direzione sbagliata.

Lo stesso studio effettuato impostando un corretto valore di VENC, dimostra il vaso correttamente visualizzato.

Nelle tecniche phase contrast quindi, possono essere rilevate in modo univoco solo quelle velocità di flusso che vanno da –VENC a +VENC che corrispondono a sfasamenti delle magnetizzazioni compresi tra i -180° e i +180°. Quando la velocità del flusso supera il valore di VENC adeguato, si verifica un brusco cambiamento dell’intensità di segnale, nell’immagine di fase, che passa da chiaro a scuro o viceversa.

Ricapitolando, dal momento che nelle immagini con mappa di fase è la differenza di fase che viene raffigurata come intensità di segnale , il segno dello sfasamento codifica la direzione del flusso. In queste immagini il tessuto stazionario appare mediamente grigio, mentre il tessuto dinamico ( sangue o liquor), appare più scuro o più chiaro a seconda della direzione del flusso.

1996, The British Journal of Radiology, 69, 410-414.

Quindi, poiché l’intensità di ciascun pixel è linearmente correlata alla velocità del flusso, le immagini di fase sono particolarmente adatte per quantificare e indicare la direzione del flusso a differenza delle immagini in magnitudo, dove la luminosità di ogni pixel rappresenta la misura della velocità del flusso locale, e non da informazioni circa la direzione del flusso stesso. Nelle immagini in magnitudo la massima intensità di segnale viene raggiunta quando la velocità del flusso equivale esattamente al valore di VENC impostato, mentre se la velocità di flusso in un voxel è esattamente il doppio del valore di VENC impostato, non avremo segnale in quel voxel ed il vaso apparirà interrotto.

Data la variabilità della velocità del flusso nelle arterie e nelle vene durante un ciclo cardiaco, per l’acquisizione viene considerata la velocità media di flusso su un ciclo cardiaco in rapporto anche all’anatomia considerata. Nel cervello, l’andamento tortuoso dei vasi fa si che il flusso non sia mai diretto in una unica direzione di codifica. In questo caso il valore della VENC è scelto per essere circa la metà del valore della velocità massima del flusso, e per questa parte anatomica sono necessarie acquisizioni flusso sensibilizzanti nelle tre direzioni ortogonali.

Nelle arterie periferiche invece è presente una sola direzione privilegiata di flusso ma una grande variabilità nella velocità del flusso e pertanto in questi casi può essere eseguita una misurazione multi-VENC con varie (in genere 3) velocità di flusso lungo una sola direzione di codifica, per poi combinare insieme le acquisizioni ed ottenere una immagine somma.

Le phase contrast eseguite dopo somministrazione del mdc, ne possono beneficiare, senza la penalità dell’aumento del segnale di fondo sofferta dalle sequenze TOF. Lavorando con intensità di campo magnetico medio basse infatti, il segnale in più, garantito dall’applicazione del mdc, risulta vantaggioso nella visualizzazione di piccoli vasi con bassa velocità di flusso.

Le sequenze phase contrast sono disponibili sia con tecnica 2D che 3D, e non ci sono restrizioni di orientamento per la codifica di slice perché, a differenza delle TOF, il metodo non è dipendente dall’effetto inflow.

Le phase contrast 2 D vengono utilizzate nell’imaging di grandi volumi vasali, con efficace soppressione del segnale di fondo, perché solo gli spin in movimento contribuiscono al segnale misurato, e con una buona rappresentazione di tutti i vasi che si trovano nel volume eccitato. L’inconveniente di questa tecnica è che non è possibile ricostruire proiezioni da diverse prospettive.

Le 3D, che acquisiscono set di dati, come pacchetti di acquisizione 2D, rendono possibili le ricostruzioni MIP in qualsiasi proiezione, analogamente alle TOF 3D, ma, a seconda del numero di partizioni utilizzate, il tempo di acquisizione di questa sequenza è significativamente più lungo rispetto alle TOF 3D, perché devono essere acquisiti 4 volumi di dati piuttosto che uno. Con le 2D phase contrast possono essere combinati gating cardiaco e periferico per la sincronizzazione della sequenza e consentire l’acquisizione in time resolved imaging del sangue che scorre nei vasi, ottenendo una serie di immagini cine della velocità del sangue in base al ciclo cardiaco.

Bibliografia:

1) Non- Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles. Andrew J. Wheaton, PhD and

Mitsue Miyazaki, PhD* JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING 36:286–304 (2012).

2) Time-of-Flight Angiography Seong-Eun Kim and Dennis L. Parker

3) Magnetic Resonance Angiography. Technique, Indications and Practical Application. G.Schneider • M.R.Prince • J.F.M.Meaney • V.B.Ho (Eds). Springer editore

4) MRI of the Heart and Vessels. Massimo Lombardi • Carlo Bartolozzi. Editore Springer.

5) Handbook of Cardiovascular Magnetic Resonance Imaging. Gerald M. Pohost and Krishna S. Nayak.

Le radiazioni elettro magnetiche che incidono su un tessuto biologico subiscono fenomeni di riflessione e trasmissione, causati dalle differenze esistenti tra la costante dielettrica e la conducibilità dell’aria e del tessuto biologico. A livello macroscopico, la circolazione di correnti indotte dalla penetrazione del campo elettrico all’interno del corpo biologico, è direttamente collegata al valore non nullo della conducibilità elettrica. Le caratteristiche di tali correnti dipendono dalla frequenza, intensità, polarizzazione e modulazione del campo elettro magnetico; dalla forma , dimensioni e caratteristiche elettriche del tessuto biologico, e infine dalla configurazione dell’ambiente circostante. Tali correnti, in virtù del fatto che un corpo biologico può essere assimilato a un dielettrico (in elettrologia un dielettrico è un mezzo che può essere sede di un campo elettrostatico, che può esistere solo in un mezzo non conduttore) con perdita, producono calore che induce generalmente effetti a breve termine e che cessano di esistere non appena la sorgente di campo viene meno, salvo danni permanenti dovuti ad esposizioni molto prolungate ed a elevata intensità.

La circolazione di corrente associata al campo magnetico è invece associata all’induzione di forza elettromotrice generata dalla variazione temporale del flusso concatenato, con un possibile percorso chiuso all’interno del corpo biologico.

Per frequenze di circa 10 KHz la direzione del campo esterno è praticamente normale alla superficie che separa il tessuto biologico dall’aria, ed il tessuto stesso è in grado di schermare molto bene il campo elettrico esterno, in quanto i valori di conducibilità elettrica e permettività sono superiori a quelli dell’aria. Nei confronti del campo magnetico il tessuto biologico non introduce discontinuità. Infatti, visto che la sua permeabilità magnetica è uguale a quella dell’aria, il campo magnetico esterno non subisce alcuna rifrazione e riflessione e pertanto non è attenuato. Di conseguenza alle basse frequenze la densità di corrente indotta è dovuta principalmente al campo magnetico.

All’aumentare della frequenza aumenta anche la potenza dissipata all’interno dei tessuti biologici, con conseguente innalzamento della temperatura. Infatti la riduzione della costante dielettrica dei tessuti biologici, all’aumentare della frequenza, consente una maggiore penetrazione del campo elettrico all’interno dei tessuti stessi e quindi un aumento della potenza assorbita. Inoltre, all’aumentare della frequenza, aumenta anche la conducibilità e quindi le perdite dielettriche. Infine per frequenze superiori a qualche decina di MHz si può verificare un assorbimento risonante da parte del corpo umano.

Un tessuto biologico è in genere un materiale eterogeneo composto da acqua, molecole organiche dissolte, macromolecole, ioni e materiale insolubile. I vari costituenti sono inoltre organizzati in strutture cellulari e sub cellulari per formare elementi macroscopici, tessuti molli e tessuti duri. Di conseguenza , le proprietà elettriche dei tessuti biologici sono determinate dal comportamento elettrochimico delle cellule, dalla struttura cellulare, e da tutte le componenti cellulari.

I dipoli reagiscono più o meno rapidamente alle variazioni di campo, e questo dipende dai tempi di rilassamento secondo due diverse classi di risposta alle sollecitazioni.

Possiamo avere correnti elettriche di conduzione, tanto più intense quanto maggiore è la conducibilità dei tessuti; effetti di polarizzazione che dipendono dalla costante dielettrica locale.

Dal punto di vista elettromagnetico, in relazione alle frequenze considerate, possiamo pensare ai tessuti biologici come dielettrici capaci di immagazzinare e dissipare energia dei campi in gioco. Un buon conduttore riflette quasi completamente le onde elettromagnetiche e dissipa energia a causa delle correnti indotte che si producono in esso. Al contrario, un dielettrico è quasi completamente trasparente alle onde EM ma può immagazzinare energia.

I tessuti biologici, in una certa misura possono fare tutte e due le cose. Il problema della disomogeneità di campo è legato proprio all’assorbimento differenziato da parte dei tessuti superficiali e profondi della RF per effetto dielettrico.

Si parla di risonanza dielettrica, e cioè un campo magnetico accoppiato ad un campo elettrico. All’interno di un soggetto con caratteristiche dielettriche equivalenti all’acqua, si viene a creare un’onda stazionaria di RF di campo elettrico. Questa è caratterizzata da una variazione di intensità del campo elettrico e del campo magnetico a RF, che parte dalla superficie e va verso il centro, con una lunghezza d’onda ridotta a causa della costante dielettrica (acqua80). In pratica la RF che viene prodotta nel volume viene assorbita in modo differenziato nel corpo del paziente, a seconda dei tessuti e delle caratteristiche delle strutture presenti e quindi si possono trovare punti caldi e freddi nel campo RF.

Le onde stazionarie variano periodicamente la loro intensità secondo intervalli multipli della semi lunghezza d’onda del campo RF del materiale, producendo disomogeneità nel campo elettrico prodotto dalla body coil: questi effetti sono più marcati con l’aumentare dell’intensità del CMS. La disomogeneità di B1 riduce l’efficacia dell’impulso di eccitazione: il flip angle non è più lo stessodi quello programmato e quindi il campo non è ottimale su tutto il volume. L’assorbimento per effetto dielettrico determina un assorbimento della RF con abbattimento del flip angle e quindi anche il segnale che ne deriva non è ottimale. Per ridurre questo problema si possono mettere dei cuscinetti pieni di gel o acqua nell’interfaccia aria corpo, per permettere alle onde stazionarie di continuare il loro cammino nel materiale conduttore posto accanto senza tornare indietro e creare disomogeneità. E’ come se si aumentasse il volume per ridurre le disomogeneità.

Tecniche angiografiche a contrasto di fase.

Le tecniche angiografiche a contrasto di fase usano un diverso modo per creare il contrasto vascolare, basandosi sulla manipolazione della fase delle magnetizzazioni. Ricordiamo che la fase è la misura della progressione della precessione delle magnetizzazioni rispetto a B0, dove si sviluppa la magnetizzazione longitudinale, nel momento in cui viene rilevato il segnale RM. Manipolando la fase delle diverse magnetizzazioni dei tessuti, si può fare in modo che la fase degli spin dei tessuti stazionari sia 0, e la fase degli spin dei tessuti dinamici sia diversa da 0. In questo modo si crea contrasto tra i due diversi tessuti. Questo effetto, nelle sequenze più semplici, si ottiene applicando gradienti di codifica di fase bipolari che influenzano la fase degli spin dinamici, portando a 0 la fase degli spin dei tessuti stazionari. Infatti, gli spin che si muovono in una determinata direzione, attraverso l’applicazione del secondo gradiente di campo magnetico rispetto al primo, sviluppano uno sfasamento che è proporzionale alla velocità degli spin in movimento, grazie alla loro diversa posizione spaziale.

Le informazioni così ottenute possono essere utilizzate direttamente per determinare la velocità degli spin, o in alternativa l’immagine può essere sottratta da un’altra acquisita senza l’applicazione dei gradienti bipolari per la codifica della velocità, per ottenere un angiogramma.

I metodi per utilizzare le tecniche a contrasto di fase, e rappresentare in modo selettivo il flusso, sono sostanzialmente due:

 Il metodo con contrasto in magnitudo (rephased-dephased);

 Il metodo phase contrast.

Il metodo con contrasto in magnitudo viene utilizzato raramente, mentre vengono utilizzate le tecniche phase contrast, sia nell’imaging che come approccio per misurare la velocità del flusso e la sua direzione. In ogni caso accenniamo alle tecniche con contrasto in magnitudo per focalizzare poi l’attenzione sulle tecniche a contrasto di fase.

Tecniche con contrasto in magnitudo

Sono tecniche sostanzialmente analoghe alle angiografie con sottrazione di immagini eseguite in radiologia digitale. Si acquisiscono due set di immagini, uno con il flusso rifasato (flow rephased e uno con il flusso defasato (flow dephased). Per la prima acquisizione si utilizza il Flow Compensation o Gradient Moment Nulling. Questo parametro viene chiamato in modo diverso dalle varie industrie :

 GE lo identifica con Flow Compensation ( Flow Comp);

 Philips, Flow Adjustable Gradient Waveform (FLAG)

 Hitachi, Motion Artifact Suppression Technique (MAST) oppure Gradient Rephasing (GR)

 Siemens, Gradient Moment Rephasing (GMR)

 Toshiba, Flow Compensation (FC) oppure Flow Artifact Suppression Technique (FAST)

e permette un completo rifasamento delle magnetizzazioni appartenenti al flusso che daranno una immagine del sangue ad alta intensità di segnale.

Nella seconda acquisizione vengono utilizzati forti gradienti bipolari flusso sensibilizzanti che indurranno un defasamento totale delle magnetizzazioni , dipendente dalla diversa velocità del flusso, agli spin dinamici. Nell’immagine che verrà generata il segnale è annullato e il vaso apparirà ipointenso

La sottrazione dei due set di immagini avviene pixel per pixel, similarmente ad una sottrazione di immagine angiografica in radiologia digitale (DSA). Rimarrà visibile solo il segnale del sangue mentre sparisce il segnale di fondo dei tessuti stazionari che non cambia nelle due acquisizioni.

Utilizzando una acquisizione interliving dei due set di immagini sarà possibile diminuire l’impatto degli artefatti da movimento sul processo di sottrazione delle immagini. L’intensità di segnale nella immagine sottratta dipende solo dalla velocità del flusso lungo la direzione del gradiente flusso sensibilizzante che in genere viene applicato lungo la direzione del gradiente di codifica di frequenza. Per questo motivo la direzione del volume di acquisizione deve essere orientata in modo tale che la direzione del flusso principale nel vaso di interesse decorra parallelamente alla direzione del gradiente di codifica di frequenza. Se si vogliono ottenere informazioni sulle tre direzioni ortogonali del flusso è necessario ripetere l’acquisizione della codifica di flusso modificando l’orientamento dei gradienti di codifica; ne consegue un totale di 4 acquisizioni, una rifasata e 3 defasate, che incidono ovviamente sui tempi di acquisizione. Questa metodica, anche se non ampiamente utilizzata, è utile nell’imaging angiografico dei vasi periferici, perché permette di visualizzare ampie porzioni di arterie. Se poi ci troviamo in presenza di un flusso unidirezionale è sufficiente acquisire una sola coppia rephased-dephased, con tempi di acquisizione accettabili.

La tecnica MRA con contrasto in magnitudo richiede lo spettro delle velocità all’interno del voxel e il flusso laminare con il suo profilo parabolico è facilmente rilevabile. Il segnale che si acquisisce è il risultato diretto delle distribuzioni di velocità in ogni voxel e con questa tecnica è garantita la completa soppressione del segnale di fondo. Questo metodo è adatto per rappresentare principalmente flussi lenti con una buona risoluzione spaziale che copre ampie sezioni vasali, ma con questa metodica non è possibile quantificare la velocità del flusso o la sua direzione. La tecnica è utilizzata esclusivamente per la localizzazione anatomica dei vasi.

ECC..ECC...

L’ acquisizione nelle tecniche TOF può essenzialmente essere divisa in tre gruppi principali:

 Metodo sequenziale multi slice 2D;

 Metodo 3D single slab;

 Metodo 3D multi slab.

Con le tecniche TOF 2D MRA il vaso è acquisito sequenzialmente in più slice sottili. Questo metodo presenta due vantaggi rispetto alla tecnica interleaved multistrato. In primo luogo può essere utilizzato un TR molto breve che amplifica l’effetto inflow ; in secondo luogo viene impedito che il sangue parzialmente saturato fluisca da una slice all’altra calibrando in modo appropriato il TR. Il metodo garantisce un sufficiente inflow enhancement anche in vasi con un flusso lento, e produce un costante contrasto dei vasi rispetto allo sfondo della regione esaminata, perché ogni slice è una entry slice; per questo motivo questa tecnica è spesso utilizzata per l’imaging venoso. I problemi con questa tecnica sorgono se i vasi da acquisire non hanno un decorso perpendicolare al piano di imaging. Se i vasi decorrono parzialmente all’interno della slice o tornano alla slice in forma di loop, si può verificare una perdita di segnale a causa della saturazione parziale del flusso. Per raggiungere un buon SNR è necessario utilizzare slice thickness non superiori ai 3 mm perché ne risulterebbe una riduzione della risoluzione spaziale e un incremento del defasamento intravoxel dovute alle maggiori dimensioni del voxel. Inoltre le slice 2D non hanno profili perfettamente rettangolari e quindi il segnale mostra delle variazioni ai bordi che nelle ricostruzioni MIP si possono tradurre in artefatti a veneziana. Questo effetto può essere minimizzato sovrapponendo le slice

Nei vasi che presentano un flusso molto pulsatile, la portata del flow enhancement varia durante il ciclo cardiaco, e questa variazione periodica dell’inflow enhancement genera immagini gost dei vasi e saturazione degli spin in fase diastolica, a causa del flusso più lento. L’utilizzo di un gating cardiaco può superare questi problemi facendo in modo che l’acquisizione dei dati avvenga solo nella fase di massimo afflusso del sangue e il vaso in questo caso sarà mappato in ogni slice con la stessa intensità. In questo modo, oltre ad aumentare il segnale del sangue si possono eliminare gli artefatti ghost, ma lo svantaggio di questo tipo di approccio è l’ovvio aumento dei tempi di acquisizione.

Ricapitolando, nell’imaging TOF 2D, vengono utilizzate sequenze gradient echo, solitamente 2D SPGR, che acquisiscono in modalità sequenziale una serie di slice sottili e adiacenti, generalmente con spessori che vanno dagli 1 a 3 mm. Il TR varia in un intervallo compreso tra i 20 e i 30 ms, e il Flip Angle va dai 50° ai 70°. Il TR breve e il Flip Angle maggiore comportano un aumento del contrasto tra il sangue e il tessuto di fondo, perché non c’è sufficiente tempo per il recupero T1 dei tessuti stazionari e il sangue che scorre nella slice è esposto a pochissimi impulsi di radio frequenza per tipiche velocità del flusso arterioso di 10-100 cm/sec. Il piano di acquisizione deve essere scelto per essere perpendicolare alla direzione del flusso, come ad es.. il piano deve essere assiale per l’acquisizione delle arterie carotidi.

Nelle acquisizioni TOF MRA 2D e 3D, per eliminare il flusso di ritorno arterioso o venoso a seconda dei casi si possono utilizzare impulsi di pre saturazione spaziale che saturano e defasano gli spin indesiderati prima che entrino nella slice o nel volume di imaging, eliminando i segnali del sangue in una o nell’altra direzione. Con queste tecniche abbiamo infatti la rappresentazione simultanea di arterie e vene, poiché l’inflow enhancement è ugualmente efficace per il flusso proveniente nelle due direzioni opposte. Il risultato è che ci possono essere interferenze e sovrapposizioni di vasi arteriosi e venosi nelle ricostruzioni MIP che ostacolano l’individuazione o la valutazione delle lesioni vasali.

Avremo quindi una arteriografia selettiva se la banda viene applicata secondo la direzione del flusso venoso, e in questo caso gli spin del flusso venoso saranno saturati al pari degli spin stazionari e non produrranno segnale luminoso. Viceversa , una saturazione del flusso arterioso, ottenuta applicando la banda di presaturazione secondo la direzione del flusso arterioso, produrrà una rappresentazione selettiva dei vasi venosi. Per avere una sufficiente soppressione, specialmente dei flussi veloci, è opportuno utilizzare bande di saturazione di diversi centimetri di spessore posizionate a ridosso del volume da acquisire. Nelle 2D, per mantenere la saturazione di tutte le slice durante l’acquisizione, l’impulso di saturazione si muove in modo solidale alla slice di acquisizione e parliamo quindi di saturazione solidale mobile. Nelle apparecchiature Siemens questo parametro viene chiamato Tracking SAT, in GE Wolking SAT, in Philips Travel REST, in Hitachi Sequential Pre SAT, in Toshiba BFAST (Blood Flow Artifact Suppression Technique)

In genere si cerca di avere la conferma dei reperti ottenuti con una acquisizione 2D TOF, anche con altre sequenze come dimostrato dall’immagine dell’articolo di riferimento per questa trattazione, Time of Flight Angiography di Seong- Eum Kim et al.

Fig. 2.5 2D TOF acquisition of a patient volunteer with atherosclerosis with TR = 28 ms, TE = 6.7 ms, fl ip angle = 50° , FOV = 16 cm,

matrix = 256 × 256, slice thickness = 3 mm with 20% gap between slices. ( a ) Coronal MIP; ( b ) axial source images; ( c ) 2D black blood T1w images

La MIP in figura è ottenuta dalle immagini sorgente di figura b, ma va sempre ricordato che le immagini MIP non sono veri angiogrammi, ma la proiezione delle massime intensità prodotte dalle immagini sorgente, e quindi ogni tessuto con un breve T1, come il grasso ad es.., a seconda della tecnica che si utilizza, può determinare iper intensità che si vanno a proiettare nelle immagini MIP e possono potenzialmente essere confuse con immagini di flusso, o possono mascherare la patologia o altri dettagli che possono risultare importanti, pertanto, la diagnosi deve basarsi sia sulla MIP che sulle immagini sorgente, perché una acquisizione non esclude l’altra, ma sono complementari.

Sulle immagini sorgente è possibile valutare i tessuti circostanti, identificare artefatti da movimento, eventuali perdite di segnale o presenza di iper intensità dovute al grasso.

Nelle tecniche 3D MRA viene eccitato l’intero volume di imaging, che di solito ha uno spessore di 30-60 mm, e poi lo stesso volume viene suddiviso in partizioni più sottili da un ulteriore gradiente di codifica di fase applicato in direzione di selezione di slice. Questa tecnica ha il vantaggio di coniugare un’alta risoluzione spaziale con un alto SNR, facilitando la rappresentazione di strutture vasali particolarmente piccole. Il SNR e il contrasto tra il vaso e il tessuto di fondo dipenderà dallo spessore della slab e dal numero di partizioni all’interno della slab . La tecnica consente di acquisire slice di spessore inferiore al mm con voxel isotropici. Un problema consistente di questa tecnica è dato dalla progressiva saturazione che si verifica quando il sangue che scorre attraverso il volume viene sottoposto a ripetuti impulsi di RF. Il risultato di tutto ciò è che l’intensità di segnale diminuisce progressivamente nella direzione del flusso. Il grado di saturazione dipende dal tempo in cui il sangue rimane all’interno del volume considerato, per questo motivo, in vasi caratterizzati da flusso lento, il segnale diminuisce quando è stata coperta solo una breve distanza, mentre per flussi veloci il segnale rimane ben visibile per distanze maggiori. Conseguentemente, lo spessore massimo del volume deve essere il più piccolo possibile, ovviamente adattato alle dimensioni del vaso di interesse e le partizioni devono essere numerose. In genere nell’acquisizione 3D TOF si cerca di evitare di mettere le bande di saturazione per evitare l’innalzamento del TR minimo, ma non è la regola. Vasi di lunghezza maggiore possono essere studiati suddividendo il volume in più slab sottili che vengono acquisite in sequenza.

Una delle tecniche multislab , che mantiene il vantaggio delle TOF 3D, riducendo gli effetti di saturazione come nelle 2D TOF, è chiamata “ Multiple Overlapping Thin Slab Aquisition” (MOTSA). MOTSA riduce il segnale di saturazione del sangue che scorre lentamente rispetto ad una acquisizione single slab, e la sovrapposizione delle slab elimina il vuoto di segnale che si evidenzia nella regione di confine tra le singole slab, chiamato artefatto a veneziana. Lo spessore delle slab in questo caso deve essere sufficientemente sottile per evitare effetti di saturazione all’interno delle slab, e ci deve essere la sovrapposizione delle slab adiacenti almeno per circa il 20-30%, per compensare le attenuazioni del segnale derivate dai profili di eccitazione non rettangolari. Le slice situate nella regione di sovrapposizione vengono in pratica acquisite due volte: una volta come entry slice e la seconda volta come exit slice . L’intensità dell’immagine della MIP finale viene moderata dopo aver preso la massima intensità delle due immagini e attuato un confronto pixel per pixel. Aumentando la quantità delle slab sovrapposte si riduce l’artefatto a veneziana, che con una sovrapposizione del 50% viene praticamente eliminato totalmente. Questo comporta tempi di acquisizione complessivamente più lunghi con compromissione dell’efficienza temporale.

Se dobbiamo fare una comparazione delle due tecniche 2D e 3D, si può dire che nelle 2D:

 Un forte effetto inflow produce minima saturazione;

 Sono sensibili sia ai flussi lenti che ai flussi veloci;

 Hanno un relativamente scarso SNR, tempi di acquisizione brevi, slice thickness relativamente alti;

 Sono adatte sia per grandi vasi che per piccoli vasi;

 Hanno una scarsa sensibilità per il flusso in plane ;

 Hanno lunghi TE;

 Presentano artefatti a veneziana sulle pareti dei vasi nelle ricostruzioni MIP.

Nelle 3D troviamo:

 Maggiori effetti di saturazione;

 Alto SNR;

 Scarsa soppressione del segnale di fondo ;

 Slice thicknesssottili e voxel isotropici;

 Migliori risultati per la visualizzazione di vasi maggiormente tortuosi;

 TE più brevi e minor defasamento intra voxel;

 Eliminazione dell’artefatto a veneziana nelle ricostruzioni MIP.

Le opzioni per migliorare l’acquisizione possono essere riassunte in:

 Orientamento perpendicolare della slice o della slab alla direzione del flusso;

 Utilizzo delle TOF 2D per flussi lenti, ai quali questa tecnica è maggiormente sensibile, e 3D per flussi veloci e nei casi in cui è richiesta un’alta risoluzione spaziale;

 3D multi slab per lo studio di vasi più grandi;

 Presaturazione spaziale per isolare arterie o vene;

 Utilizzo di un TE minimo per ridurre il defasamento intra voxel;

 Utilizzo di Ramped RF pulse o TONE per la Siemens (Tilted Optimized None-Saturating Exitation) per ridurre gli effetti di saturazione in 3D TOF;

 Impulso MTC( magnetization transfert) e soppressione del grasso per migliorare il contrasto dei vasi.

L’utilizzo di un impulso di eccitazione a rampa (Ramped RF Pulse) o TONE, e l’impulso MTC non sono stati precedentemente trattati e ne vediamo i tratti salienti e le motivazioni che ci inducono al loro utilizzo. Ricordiamo che la tecnica TOF 3 D soffre fortemente due effetti: contrasto limitato da una incompleta soppressione dei tessuti stazionari, e effetti di saturazione del sangue all’interno della slab.

Nel parametro Ramped RF Pulse, denominato TONE dalla Siemens o Inflow sulle vecchie apparecchiature, Ramped RF dalla GE, TONE dalla Philips, ISCE dalla Toshiba, SSP dalla Hitachi, il flip angle viene variato linearmente in direzione di slice , partendo da piccoli valori nel lato di ingresso del flusso, per terminare con valori elevati sul lato in uscita del volume.

In questo modo è possibile compensare parzialmente la saturazione degli spin in tutte le slab, e ottenere una distribuzione più uniforme del segnale lungo il decorso del vaso. Ricordiamo che gli effetti di saturazione sono più evidenti alla fine del flusso all’interno del volume, e che utilizzare un Flip Angle più elevato fa si che si generi maggior segnale. In particolare il Ramped RF Pulse può essere utile per migliorare la visibilità distale delle arterie cerebrali medie. Più in generale l’estensione della variazione del Flip Angle dipende dalla direzione del flusso, dalla sua velocità (lenta, media, veloce) e dallo spessore della slab. Per questo motivo i protocolli che utilizzano questo parametro sono generalmente ottimizzati per vasi specifici.

Time-of-Flight Angiography

L’impulso MTC (Magnetization Transfer Contrast) è spesso utilizzato nelle sequenze TOF 3D per sopprimere il segnale di fondo dei tessuti stazionari, e per aumentare il contrasto tra il flusso e il segnale di fondo. Un impulso MT è un impulso spettralmente selettivo che riduce il segnale dai tessuti che hanno una quantità maggiore di macromolecole. Le molecole di acqua adiacenti alle macromolecole, si muovono generalmente più lentamente e una eccitazione off-resonance può saturare la magnetizzazione di queste molecole di acqua. Pertanto vengono applicati impulsi di RF a differente frequenza di risonanza dell’acqua per saturare gli spin delle macromolecole mobilmente ristrette. In questo contesto, i protoni mobili dell’acqua che generano il segnale RM nei vasi e nei tessuti, non sono interessati da questi impulsi RF off-resonance. Attraverso il cross-relaxation ( scambio di magnetizzazione tra acqua libera e acqua legata )e lo scambio chimico, la saturazione è trasferita ai protoni liberi confinanti, riducendo significativamente il segnale RM misurato. Questo effetto è evidente nella materia cerebrale bianca e grigia, dove la riduzione del segnale va dal 15 al 40%, ma non nel sangue, che ha una bassa concentrazione di macromolecole. Di conseguenza, con questa saturazione selettiva, viene migliorato il contrasto tra i vasi e i tessuti circostanti, senza effetti significativi sulla magnetizzazione del sangue. Questo è particolarmente utile per la rappresentazione di piccoli vasi o per flussi di sangue lenti, che vengono resi sensibilmente più visibili, ma va ricordato che un impulso MT ha generalmente una durata più lunga e richiede maggior potenza RF, con conseguente aumento dei tempi di acquisizione.

L’utilizzo dell’impulso MTC in campi magnetici di intensità elevata può essere considerato un problema, in quanto la SAR aumenta con il quadrato della frequenza di trasmissione RF, che è proporzionale all’intensità del campo magnetico statico. Purtroppo il grasso non manifesta effetti di magnetization transfert e quindi è opportuno scegliere un TE in cui l’acqua e il grasso sono in opposizione di fase, o utilizzare l’impulso in combinazione con tecniche di soppressione del tessuto adiposo, o tecniche di eccitazione selettiva dell’acqua. Lo svantaggio della saturazione del grasso rispetto all’eccitazione selettiva dell’acqua è che i protoni dell’acqua, invece che del grasso, potrebbero essere accidentalmente colpiti dall’impulso di presaturazione nelle regioni adiacenti al volume di omogeneità, cioè in quelle regioni dove l’omogeneità di campo è minore, causando una indesiderata riduzione dell’effetto inflow.

TOF con MDC

Diversamente dalla TOF senza MDC, si può migliorare il contrasto dei vasi attraverso la somministrazione di MDC esogeno a base di gadolinio, che accorcia il rilassamento T1 degli spin che si trovano nelle immediate vicinanze del vaso. Dopo la somministrazione del MDC infatti il T1 del sangue è fortemente ridotto, contrastando in questo modo gli effetti di saturazione degli spin che scorrono attraverso il volume. In conseguenza si migliora il contrasto tra i vasi sanguigni e il tessuto di fondo, in particolar modo per i piccoli vasi e i vasi con flussi lenti. Vi sono tuttavia due principali svantaggi derivati dalla somministrazione di MDC:

 In primo luogo, se i tessuti molli nella zona di imaging mostra un enhancement notevole al contrasto, verrà enfatizzato anche il segnale di fondo;

 In secondo luogo, a causa del rapido rilassamento T1 degli spin del sangue, la soppressione del segnale arterioso o venoso attraverso gli impulsi di presaturazione spaziale potrebbe non funzionare correttamente.

In questi casi, la valutazione delle immagini sorgente o le ricostruzioni multiplanari, possono produrre più informazioni di quelle ottenibili con le MIP.

Insidie della tecnica e raccomandazioni.

I tessuti con tempi di rilassamento T1 molto brevi, vicini a quelli del grasso, come la metaemoglobina dopo emorragia intra cranica o trombi freschi, e il contrast enhancing delle varie strutture, rappresentano un problema per le TOF MRA. Come risultato di una saturazione inefficiente questi tessuti possono produrre segnali molto luminosi, che risultano indistinguibili dal segnale del sangue che scorre, per questo motivo le immagini TOF vanno sempre confrontate con altre sequenze classiche e con T1 pre contrasto nel caso questo venga somministrato.

Il fluido cerebrospinale pulsante (CSF) può provocare difetti sulle TOF MRA. In questi casi la tecnica multi slab 3D TOF, provoca un forte aumento dell’inflow enhancement in ingresso nella slab superiore, generando un segnale luminoso del CSF nell’acquedotto di Silvio nelle ricostruzioni MIP delle immagini sorgente, interpretabile come lesione del vaso.

Stenosi distali, o nei pressi di alterazioni aterosclerotiche della parete del vaso, generano un flusso turbolento che porta ad una perdita di segnale dovuta agli effetti di spin dephasing, portando a sovrastima del grado di stenosi di un vaso.

Ulteriori insidie associate alle TOF MRA derivano dal fatto che le sequenze GRE sono in genere sensibili alle distorsioni di campo magnetico generate da impianti metallici. Allo stesso modo la perdita di segnale causata dagli artefatti da suscettività magnetica può simulare un vaso interrotto.

Bibliografia:

1) Non- Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles. Andrew J. Wheaton, PhD and Mitsue Miyazaki, PhD* JOURNAL OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING 36:286–304 (2012).

2) Time-of-Flight Angiography Seong-Eun Kim and Dennis L. Parker

3) Magnetic Resonance Angiography. Technique, Indications and Practical Application. G.Schneider • M.R.Prince • J.F.M.Meaney • V.B.Ho (Eds). Springer editore.

La patologia osteoarticolare oncologica richiede in prima istanza l'inquadramento spaziale della lesione e i suoi rapporti con le strutture vascolari e nervose, per indirizzare il chirurgo che dovrà decidere se effettuare un intervento demolitivo o conservativo, a seconda del caso.

Lo studio va sempre esteso a monte e a valle della lesione, per dimostrare l'assenza di lesioni a distanza, e per avere la possibilità di individuare zone dove innestare eventuali protesi. Per questo motivo, nel caso di lesioni agli arti, va studiato tutto l'arto, tenendo conto che, utilizzando un FOV molto ampio, c'è la possibilità di distorsioni ai margini del FOV. Per ovviare a questo problema si può ricorrere nello studio alla composizione delle immagini,utilizzando FOV più limitati ed eseguendo un matching delle immagini. Ovviamente l'embricatura delle immagini deve essere perfetta per evitare artefatti iper intensi nelle zone di confine, che possono mascherare o simulare situazioni patologiche. A questo scopo il centraggio è di fondamentale importanza.

Se parliamo di un arto, questo deve essere posizionato parallelamente al tavolo, anche con l'ausilio di eventuali supporti. E' opportuno studiare la lesione su tutti i piani, privilegiando per una visione panoramica, le sequenze eseguite sull'asse lungo, e cioè coronali e sagittali , e utilizzando le assiali mirate alla lesione, anche per evidenziare i margini chirurgici stabiliti dalla suddivisione compartimentale utilizzata in oncologia muscoloscheletrica.

In particolar modo nei bambini deve essere valutata la cavità articolare e la cartilagine di accrescimento, al fine di un suo possibile risparmio.

Nello studio di piccole lesioni delle parti molli può essere opportuno posizionare un repere esterno sulle zone limitrofe alla lesione che potrebbe avere un contrasto sfavorevole , e non direttamente sulla lesione per non mascherarla.

Nello studio di patologie localizzate agli arti inferiori è sempre opportuno eseguire l'esame in comparativa, con eventuale somministrazione di MDC per la caratterizzazione della patologia, associato ad una eventuale valutazione angiografica che dimostri l'interessamento vasale o meno. In genere spettroscopia e DWI sono opzionali.

Le sequenze più importanti e significative sono le T1, le T2 e le STIR, mentre le DP e le GRE vengono utilizzate per quesiti specifici. Le sequenze volumetriche vengono utilizzate quando si necessita di ricostruire su piani diversi.

Con la STIR si realizza la soppressione del segnale del grasso, analogamente alle sequenze con soppressione spettrale, perchè i due contrasti sono fondamentalmente sovrapponibili, ma alcune scuole di pensiero preferiscono comunque la STIR nell'acquisizione senza MDC, perchè con le FAT SAT si potrebbero avere iper intensità, dovute a disomogeneità di campo magnetico, che potrebbero sovrastimare alcuni reperti patologici o mascherare eventuali patologie.

Teniamo presente che i muscoli hanno un segnale intermedio in T1 e molto più basso in T2, e che i nervi e i vasi in oncologia muscolo scheletrica sono strutture molto critiche che vanno valutate con estrema attenzione. Se i vasi e i nervi non possono essere clivati, e isolati dalle strutture adiacenti, non può essere individuata la possibilità di eseguire un intervento di tipo conservativo, e quindi il paziente è purtroppo destinato all'amputazione. Le pesature che meglio li evidenziano all'esame diretto sono le T1 e le T2, perchè il nervo e i vasi sono circondati da un vallo di tessuto adiposo che realizza un contrasto naturale ottimale. Quando utilizziamo sequenze con soppressione del grasso andiamo in effetti ad eliminare questo piano di clivaggio, e quindi nello specifico, queste sequenze non sono indicate se non associate a quelle già dette. Sono invece indicate in senso generale, nello studio della patologia oncologica osteoarticolare, nel quadro di un imaging anatomico globale, perchè servono a stabilire se la lesione è edematosa e quanto si estende anatomicamente.

Le DP FAT SAT è poco utilizzata; viene usata la DP senza saturazione del grasso in alcuni casi di patologie tendinee, ma sempre associata alle sequenze classiche. Può essere utile il suo utilizzo nella diagnostica delle lesioni localizzate alla giunzione mio-tendinea, perchè il contrasto tra tendine, legamento e fibra muscolare in questo caso si ottimizza, a differenza delle T2 che vedono i muscoli a basso segnale alla pari dei tendini e dei legamenti, e quindi non con un contrasto favorevole.

Anche le GRE non vengono in genere utilizzate in ambito muscoloscheletrico oncologico.

A completamento del quadro si usano le sequenze T1 con MDC anche con soppressione spettrale del grasso, Fast SE T1 2D FAT SAT o FFE T1 3D, che possono essere utilizzate con acquisizione dinamica o direttamente dopo somministrazione di MDC e che consentono la valutazione dell'estensione della lesione e la sua caratterizzazione. Anche queste sequenze vanno in genere acquisite sui tre assi.

L'angio RM infine ci da la possibilità di visualizzare l'albero vascolare, ma se eseguita con MDC ci da anche la possibilità di visualizzare in modo univoco la vascolarizzazione della massa.

A seguire una acquisizione dinamica su sarcoma del muscolo psoas eseguita con sequenza QUIK 3D che con sottrazione di immagine consente di effettuare una ricostruzione angio.

Concetto di gradiente e utilizzo:

In fisica un gradiente è una variazione;In RM parliamo di gradiente di campo magnetico (Fisicamente sono dei circuiti aggiuntivi).

Quando non c’è applicazione del gradiente i protoni che costituiscono i voxel del tessuto ruoteranno tutti alla stessa frequenza ω0 =γB0. Il rapporto giromagnetico è una costante e non cambia, B0 è uniforme e non cambia. Un gradiente di campo applicato sull’asse Z determina una variazione lineare dell’intensità del campo magnetico nello spazio. I protoni che costituiscono i voxel, in ogni punto dello spazio saranno sottoposti ad un campo dato da B0+Gz, a seconda della loro posizione nello spazio e ruoteranno ad una frequenza pari a ω=γ(B0+Gz), Pertanto saranno distinguibili l’uno dall’altro e sommariamente localizzabili in base alla loro frequenza (infatti per la localizzazione precisa del segnale servono altri elementi di variazione).

Quindi: i gradienti servono a localizzare il segnale, ma anche a fare la pesatura in echo di gradiente, rifocalizzando il segnale per generare l’echo senza utilizzare l’impulso di rifocalizzazione a 180°. Quando si applica un gradiente di campo, B0 si somma al campo generato dal gradiente applicato, e il soggetto è sottoposto ad una variazione di campo magnetico in ogni punto dello spazio.

Per convenzione chiameremo :

 Gz il gradiente di codifica di slice;

 Gx il gradiente di codifica di frequenza;

 Gy il gradiente di codifica di fase.

Sequenze gradient echo

Sono sequenze che vengono utilizzate per l’imaging veloce, perché il Flip Angle è in genere inferiore a 90°, non presentano l’impulso di rifocalizzazione a 180°, ma il rifasamento delle magnetizzazioni viene ottenuto con l’inversione delle polarità del gradiente di codifica di frequenza, o gradiente di lettura, Gx , e il segnale di echo massimo lo otterremo quando l’area sottesa ai due lobi di gradiente applicati è uguale.

Nelle sequenze GRE la fase degli spin non cambia, ma vengono solo richiamati per essere rifocalizzati.

La velocità di questa sequenza deriva dal fatto che, utilizzando un flip angle inferiore a 90°, permane sempre una magnetizzazione residua che non viene portata sul piano trasverso dopo ogni eccitazione, e il recupero del vettore di MML completo avviene in minor tempo permettendo di impostare TR brevi.

Anche le sequenze gradient hanno una pesatura T1,T2, e DP; La pesatura si ottiene impostando i parametri estrinseci del segnale: TE, TR, e FLIP ANGLE. Il Flip angle, generalmente inferiore ai 90°, determinerà anche la quantità di segnale ottenuto in queste sequenze. Più il Flip Angle si avvicinerà ai 90° più sarà alta l’intensità di segnale ottenuta. I parametri sono riportati nell’immagine a seguire.

Differenze tra sequenze spin echo e gradient echo:

Le sequenze spin echo:

 Producono più segnale a causa dell’impulso a 90° che deflette totalmente la MML;

 Sono meno suscettibili alle disomogeneità del campo magnetico grazie all’impulso di rifocalizzazione delle magnetizzazioni;

 L’impulso a 90° richiede tempi di recupero più lunghi della magnetizzazione macroscopica longitudinale.

Le sequenze gradient echo:

 Producono meno segnale perché l’impulso è minore di 90°;

 Sono maggiormente sensibili alle disomogeneità del campo magnetico, perché manca l’impulso di rifocalizzazione;

 Sono sequenze più veloci, perché utilizzando un impulso minore di 90° la MML ci mette meno tempo a recuperare.

Le sequenze spin echo, ed eventuali varianti, si utilizzano sempre, per uno studio morfologico delle varie strutture in esame e per la caratterizzazione tissutale in base al T1, T2 e DP dei tessuti. Le sequenze gradient echo si utilizzano quando si vogliono usare sequenze più veloci in termine di acquisizione del segnale, e tutte le volte che si vogliono mettere in evidenza le disomogeneità del campo magnetico, date dalla presenza di materiali che contengono ferro (ad es.. emosiderina nel sangue).

Quelle trattate fino ad ora sono le sequenze di base, ma la loro complessità è estremamente più elevata.

Bibliografia di riferimento:

Handbook of MRI Pulse Sequences. Matt A. Bernstein et al.

MRI From Pictur to Proton. Donald W. Mc Robbie et al.

Magnetic Resonance Imaging, Physical Principles and Applications. Vadim Kuperman

Sequenze di acquisizione e parametri estrinseci del segnale RM.

Con le sequenze di acquisizione è possibile studiare i tessuti in base alle loro caratteristiche intrinseche (T1, T2, DP). Le sequenze di acquisizione in RM rappresentano l’invio ordinato di onde di RF e di gradiente, che permettono la codifica spaziale del segnale, la caratterizzazione dei tessuti, la generazione dell’immagine o dello spettro.

Ci sono vari gradi di classificazione delle sequenze di acquisizione:

 In base al tipo di contrasto (T1, T2, DP);

 In base al tipo di codifica spaziale del segnale;

 In base alle tecniche di ri focalizzazione della magnetizzazione;

ed altre ancora: per semplicità classifichiamo le sequenze in base al tipo di segnale campionato. Avremo quindi :

 Sequenze di fid;

 Sequenze ad ECHO di SPIN;

 Sequenze ad ECHO di GRADIENTE.

La pesatura della sequenza dipenderà dai parametri impostati dall’operatore. Pesare una sequenza significa considerare il suo T1, T2, o DP.

Sequenze di FID:

Si è già visto che, alla fine dell’impulso RF, il sistema tende a tornare all’equilibrio. La variazione di flusso magnetico genera una corrente elettrica rilevata da una bobina posta in ricezione, e si genera un segnale denominato FID (FREE INDUCTION DECAY). Un unico FID non da informazioni, ed in genere non viene utilizzato, ma è necessaria una ripetizione di impulsi che generano altrettanti segnali FID. Il primo impulso che mandiamo è quello che serve a deflettere la magnetizzazione e non è utile ai fini del segnale.

Dal secondo impulso in poi si comincia a leggere il segnale, la cui intensità dipenderà dal tempo di ripetizione (TR) , e dal T1 del tessuto considerato. Cioè da quanto facciamo recuperare la MML prima di inviare un successivo impulso. Con un TR breve la magnetizzazione non avrà recuperato completamente; per un recupero totale della MML bisognerà usare un TR tanto lungo quanto il T1 dell’elemento considerato.

La velocità con cui decade il segnale di FID dipende dal T2, ma l’interferenza reciproca delle differenti frequenze di precessione presenti nei tessuti è causa di un rilassamento più rapido.

Quindi:

 Il segnale FID ha un rapido decremento;

 Risente molto delle disomogeneità del campo magnetico;

 E’ ancora utilizzato in spettroscopia ma praticamente non più nell’imaging RM.

In questa trattazione abbiamo nominato il TR, che è uno dei parametri estrinseci del segnale RM, cioè quei parametri che vengono regolati dall’operatore. Insieme al TE concorre alla buona riuscita della sequenza di acquisizione.

Parametri estrinseci del segnale

TR : Repetition Time

Il TR è un intervallo temporale; è il tempo che intercorre tra un impulso RF in grado di deflettere la magnetizzazione macroscopica longitudinale (MML) ed il successivo impulso

Il TR viene misurato in milli secondi. Variando il TR varia l’intensità del segnale che viene raccolto, perché la MML dei vari tessuti nel tempo recupera secondo tempistiche differenti. Il TR è un parametro che regola l’operatore in base alla pesatura che si vuole ottenere

Bisogna tenere conto del fatto che minore è il TR, tanto minore è il numero di protoni che ritorna allo stato di equilibrio. Ritorneranno allo stato di equilibrio solo quei protoni di un determinato tessuto che hanno un T1 molto corto, come ad es.. il tessuto adiposo (T1 250 ms). Impostando opportuni TR, è possibile acquisire il segnale quando solo le strutture a T1 relativamente breve hanno recuperato la magnetizzazione longitudinale (MML), e possono subire un nuovo impulso di RF, che darà il segnale di quelle strutture. I tessuti a T1 più lungo non avranno ancora recuperato globalmente la MML, subiranno in modo parziale l’effetto del nuovo impulso RF e daranno un segnale minore.

Avremo in termini di immagine valori di grigio diversi e si creerà contrasto tra i vari tessuti.Pertanto per ottenere una sequenza pesata in T1, in cui la scala di grigi dell’immagine finale sia in funzione del T1 dei vari tessuti è necessario tenere un TR più corto del T1 dei tessuti a T1 lungo, e quindi nell’ordine temporale del T1 dei tessuti con T1 corto. Anche se sembra contorto, in effetti non lo è; nell’immagine a seguire è spiegata l’affermazione.

TE: ECHO TIME, sequenze Spin echo.

Quello che maggiormente utilizziamo in risonanza magnetica è il segnale di echo, che otteniamo sia nelle sequenze spin echo che nelle sequenze gradient echo.

Il TE è un altro parametro estrinseco del segnale RM, anche esso un parametro temporale. Viene definito come il tempo che intercorre tra l’impulso di RF a 90°, o minore di 90°, e la massima ampiezza del segnale di echo rilevabile. Si misura in milli secondi, e si ottiene utilizzando più di un impulso di RF, come nelle sequenze spin echo, o con l’inversione del gradiente nelle gradient echo.

Quindi in una spin echo:

 Il primo impulso a 90° genera il FID;

 Il secondo impulso a 180° rifocalizza gli spin e genera l’echo.

Tutto questo avviene secondo una precisa tempistica:

 Il primo impulso è

applicato al tempo 0;

 Il secondo impulso è applicato al tempo TE/2.

Il secondo impulso provoca il riallineamento delle magnetizzazioni che stavano defasando , e dopo un ulteriore TE/2 le stesse magnetizzazioni si trovano in coerenza di fase dalla parte opposta. L’echo che viene generato si legge al tempo TE.

Il TE rappresenta la quantità di tempo concessa agli spin per perdere la coerenza di fase prima della rilevazione del segnale, e quindi è in stretta relazione con il T2.Tanto

più lungo sarà il TE utilizzato, tanto maggiore sarà la perdita di coerenza di fase degli spin al momento del campionamento del segnale (cioè quando accendiamo la bobina in ricezione).

Tessuti con T2 lungo, come i fluidi, avranno una coerenza di fase duratura, e con un TE lungo forniranno un segnale di echo ad alta intensità (osserveremo i tessuti iper intensi). Nel caso di due tessuti, uno a T2 lungo e uno a T2 breve, avremo che, utilizzando un TE lungo, il primo darà segnale iper intenso, e il secondo, avendo già defasato, darà un segnale debole e nell’immagine si tradurrà in ipo intensità.

Per acquisire l’echo lo scanner apre il sistema di acquisizione, detto sistema ADC

(convertitore analogico digitale) che rimane in funzione per un tempo ben definito, a

cavallo delle durata stessa del segnale di echo. Durante l’emissione del FID invece il

sistema di ricezione è spento e pertanto non viene rilevato. L’intervallo di apertura

del sistema ADC è la così detta BANDA DI ACQUISIZIONE.

Secondo quanto detto fino a questo momento, non siamo ancora in grado di sapere

da dove proviene il segnale che abbiamo ottenuto, e quindi non possiamo generare

una immagine RM.

Deve essere introdotto il concetto di gradiente, che ci è anche indispensabile per

introdurre le sequenze Gradient echo.

Vediamo come riempiamo il K spazio e perchè:

Credo che una piccola trattazione sul K spazio possa essere utile, soprattutto a quelli che lo ritengono inutile nella pratica quotidiana. Sulle sue modalità di acquisizione si basa invece tutto il nostro lavoro in risonanza magnetica.

Seguito a breve..............

Pre-scan.

La fase di pre-scan è quella che getta le basi per avere una buona acquisizione delle immagini RM, e cioè: che si possa sfruttare al meglio la sensibilità della bobina; che si possano ridurre i problemi dipendenti dal paziente che causa disomogeneità nel campo magnetico; che si possa avere il livello di potenza RF ottimale per ottenere il flip angle desiderato. Quindi la fase di pre-scan, che dura pochi secondi, serve a caratterizzare e calibrare l’impulso RF di cui si necessita per ogni paziente individualmente; ogni paziente e ogni sequenza ha un pre-scan diverso che parte in automatico prima dell’avvio della sequenza stessa. Su alcune apparecchiature questa fase di pre-scan viene tenuta in memoria , se ritenuta ottimale, per essere utilizzata automaticamente sulle sequenze successive, ma non è la regola.

La fase di pre-scan si suddivide in tre momenti:

 Fase di MATCHING,

 Fase di TUNING,

 Fase di POWER OPTIMIZATION.

Queste fasi sono legate fra loro, ma presentano caratteristiche diverse e possono essere semplificate utilizzando bobine a banda larga che sono meno sensibili.

Fase di matching: E’ l’adattamento della bobina al trasmettitore, e cioè l’adattamento dell’impedenza ohmica della bobina al trasmettitore RF (riduzione della potenza riflessa). In questa fase il trasmettitore funge da antenna radio. La RF emessa in parte viene riflessa e torna indietro, in parte viene assorbita dal paziente, e in parte viene effettivamente trasmessa. Ciò significa che di tutta la RF inviata solo una piccola parte arriva realmente al ricevitore. Tutto ciò è descritto in senso generico, ma è quello che accade anche nel trasmettitore di potenza della RF verso la bobina trasmittente. Il trasmettitore ha una resistenza elettrica di uscita e un cavo di trasmissione lo collega alla bobina e trasmette la potenza alla bobina stessa. La bobina è costituita da induttanza e condensatori. Una parte della potenza arriva sul circuito elettrico della bobina, la cui resistenza elettrica in ingresso è molto più elevata di quella del trasmettitore. Per chiarire, è come se il tubo di trasmissione a metà connessione si riducesse di un decimo, e si creasse un collo di bottiglia che respingesse una parte della potenza senza essere sfruttata; quindi questa potenza non verrà convertita in campo magnetico variabile. Per essere in una situazione di Matching perfetto, la potenza riflessa deve essere uguale a 0, e per avere un annullamento della potenza riflessa è necessario che la resistenza in ingresso sia esattamente uguale a quella in uscita, che generalmente è 50 Ohm. Viene quindi posto un circuito aggiuntivo tra il cavo e la bobina vera e propria, che serve ad adattare questa resistenza, detta anche impedenza, in modo che, quando l’impedenza in ingresso alla bobina è di 50 , tutta la potenza RF erogata venga sfruttata e quindi passi alla bobina stessa. A livello costruttivo viene quindi già effettuato un aggiustamento peravere una impedenza in ingresso il più possibile vicina a 50 Ohm, ma ogni volta che viene inserito il paziente il matching deve essere ripetuto, perché la resistenza ohmica totale effettiva della bobina, e cioè la resistenza complessiva equivalente della bobina, dipende anche dalla conducibilità elettrica del paziente, che disallinea il matching facendo in modo che i 50 Ohm pre tarati in fase di fabricazione si modifichino con la sua presenza. L’impedenza va quindi riadattata per riportarla al valore corretto e annullare la potenza riflessa.

Questa fase di matching è estremamente importante per evitare spreco di RF che deve essere utilizzata per il fenomeno di risonanza e viene gestita tramite un condensatore che viene fatto variare automaticamente e che misura la potenza riflessa per riportare l’impedenza della bobina al valore ottimale in funzione dello specifico paziente.

Si può verificare che lo scanner non riesca a superare la fase di matching o di tuning a causa di un carico insufficiente sulla bobina, in genere per pazienti molto piccoli o molto magri, allora si può utilizzare un fantoccio posizionato accanto al paziente che aumenta il carico e lo riporta entro il range di taratura per un carico ideale.

Fase di tuning: in questa fase si cerca la giusta frequenza di ricezione. Il segnale elettrico che si riceve è proporzionale ad un fattore di qualità della bobina definito “ fattore di merito della bobina” In figura vediamo una curva di risposta della bobina in funzione della frequenza, che deve essere intorno alla frequenza di Larmor, Tanto più stretta è la curva di risposta della bobina, tanto più elevato è il fattore di merito e il segnale elettrico che si ottiene

Un leggero spostamento di questa curva rispetto alla frequenza di Larmor, significa lavorare fuori sintonia. Il fattore di merito della bobina dipende a sua volta dalla resistenza elettrica ,e come precedentemente visto , la resistenza ohmica effettiva totale dipende anche dal paziente. Questo significa che con l’introduzione del paziente si può verificare un de tuning e quindi una perdita di sintonia che va riottimizzata dallo scanner. Il fattore di merito (o di qualità) della bobina a vuoto, cioè senza il paziente , ha un dato valore di Q, ma quando viene introdotto il paziente la curva si allarga, varia delta f e si abbassa Q. Nella pratica si riduce il segnale elettrico. La fase di tuning e matching viene eseguita in genere dallo stesso circuito elettrico contemporaneamente, permettendo di accordare sia l’impedenza della bobina che la perfetta risonanza.

Nella fase di ottimizzazione dell’impulso RF, il sistema genera una serie di impulsi cambiando il flip angle e va a trovare il segnale massimo per il flip angle di riferimento. Brevi impulsi RF richiedono campi B1 più elevati e quindi maggiore potenza RF. B1 dipende dal flip angle e dalla durata dell’impulso, e il trasmettitore deve poter scendere anche a tempi di 0,5 ms senza scendere sotto valori critici. La potenza necessaria a produrre lo stesso B1, in campi magnetici di intensità diversa , cresce in modo quadratico, anche se le intensità di B1 appaiono basse.

Come già visto, per produrle si necessita di potenze di alimentazione istantanee, da parte degli amplificatori, dell’ordine di decine di KW. Una parte di questa potenza viene dispersa, per effetto Joule, in riscaldamento del paziente, che è esso stesso un conduttore di elettricità, andando a costituire la SAR, che è proporzionale al quadrato della frequenza di risonanza e al

quadrato del campo RF.

Phase Dispersion e Flow Compensation.

Prendiamo ora in considerazione la dispersione di fase che si genera a causa del flusso laminare all’interno di un vaso:

I gradienti di campo magnetico utilizzati per la codifica spaziale del segnale in RM, conferiscono agli spin una fase dipendente dalla velocità del flusso al tempo di acquisizione del segnale. Poiché la velocità del sangue varia notevolmente, ed il flusso laminare è caratterizzato da un profilo di velocità parabolica, dove le velocità del sangue al centro del vaso sono superiori a quelle del sangue adiacente alla parete del vaso, gli spin che generano il segnale , che sono molto più piccoli di un voxel dell’immagine, acquistano comunque una fase diversa che dipende dalla loro posizione all’interno del flusso stesso. Se non adeguatamente compensata, il risultato di questa dispersione di fase si traduce in una perdita di segnale dagli spin del sangue che scorre. L’ alta velocità del movimento del tessuto fluido attraverso i vasi statici e i rami arteriosi, come la biforcazione carotidea, produce modelli di flusso complessi, con movimenti di ordine superiore, inclusi vortici di flusso (ricircoli), circoli instabili , flussi pulsatili non ripetitivi , e flussi turbolenti, che favoriscono una dispersione di coerenza di fase degli spin a causa delle molteplici direzioni di movimento e accelerazione. Anche il semplice flusso pulsatile può causare variazioni dell’ampiezza e della fase del segnale, che sono una funzione complessa del tempo. Questi cambiamenti temporali possono causare errori di registrazione spaziale del flusso pulsatile nelle immagini. Il flusso venoso è molto meno pulsatile di flusso arterioso. Le velocità di flusso nel corpo umano in condizioni normali vanno da pochi mm / s fino a 180 cm / s.

La dispersione di fase tra spin aventi la stessa velocità costante, possono essere recuperati con l’aggiunta di lobi di gradiente con particolari forme d'onda, noti come " flow compensation" o gradient moment nulling di primo ordine.

Se la velocità di ogni spin dinamico non è costante, la fase accumulata dopo l'applicazione del gradiente non è la stessa per ogni spin e varia con la velocità. Se questa dispersione di fase non viene corretta, si tradurrà in una mancanza di segnale. Anche la Velocity-dependent phase dispersion può essere corretta attraverso un processo noto con il nome di Velocity Compensation o gradient moment nullung di primo ordine, e come nel precedente caso, questo si ottiene aggiungendo delle aree aggiuntive, positiva e negativa al gradiente utilizzato per la selezione di slice e di lettura.

L'ampiezza dei lobi può essere regolata per assicurare che i momenti di forma d'onda, quando integrati su tempo, non contribuiscano alla dispersione di fase dipendente dalla velocità. In altre parole il gradiente flow campensation azzera gli effetti di dispersione di fase.

Ecc..Ecc..

Riprendiamo da dove avevamo lasciato per cercare di approfondire il discorso.

Quando utilizziamo sequenze gradient otteniamo immagini diverse.

In presenza di un gradiente di campo magnetico, gli spin adiacenti allo strato sperimentano una diversa intensità di campo magnetico .

Se gli spin dei tessuti stazionari vengono sottoposti ad un gran numero di impulsi di RF, la loro magnetizzazione si avvicina ad un valore di stato stazionario che è indipendente dalla posizione all’interno della fetta, e Il segnale proveniente da questi spin diminuisce fino a raggiungere un valore di saturazione.

Tuttavia, quando gli spin dinamici, come quelli del sangue scorrono fuori e dentro la slice, possono essere sottoposti ad un minor numero di impulsi RF, con una conseguente diversa magnetizzazione in Steady state. Nelle immagini ad echo di gradiente con breve TR il segnale del flusso del sangue ha un potenziamento rispetto ai tessuti statici, perché il sangue viene continuamente sostituito durante l’acquisizione e non viene sottoposto a sufficienti impulsi di eccitazione che possono renderlo saturo.

Ri vediamolo con l’ esempio in figura: va considerato il sangue con un profilo a tappo, con velocità ν uniforme in tutto il raggio del vaso, con flusso perpendicolare allo strato di acquisizione come mostrato nella successiva figura.

Durante il tempo TR tra gli impulsi di RF, il fluido si muove di una certa distanza dz. Così, nel tempo TR, una lunghezza dz di sangue non eccitato si muove verso la slice selezionata per l’ imaging. Se dz è maggiore dello spessore della slice z, tutto il segmento del vaso all’interno della slice viene ricaricato dal flusso di sangue fresco, come indicato in figura a. Se dz è inferiore a z allora ci saranno sezioni di spessore di slice che verranno interessate come si può vedere in b.

Se la velocità ν del sangue è esattamente z/TR , tutto lo spessore della slice

z=ν TR

sarà completamente sostituito con un flusso di sangue fresco. Si definisce pertanto velocità critica, che permette la completa sostituzione degli spin del sangue all’interno della slice, come

v_c=z/TR

Quando la velocità del sangue è maggiore o uguale alla velocità critica, il sangue nel vaso che si trova nella porzione selezionata viene completamente sostituito da sangue contenente spin insaturi.

Il sangue fresco, come abbiamo già accennato, genera un più alto segnale rispetto al tessuto statico, perché il tessuto stazionario sperimenta molti più impulsi di RF ed è molto più saturo, attraverso l’effetto wash-in, o inflow enhancement o FRE (Flow related enhancement). Se la velocità del flusso è minore della velocità critica , possiamo avere una saturazione parziale del sangue che entra all’interno della slice, perché verrà sottoposto a più impulsi di radio frequenza. Il sangue fresco, a piena magnetizzazione, che scorre nella slice di imaging, ripristinerà solo una parte dell’intensità di segnale persa per saturazione parziale degli spin.

L’infow enhancement dipende quindi dal tasso di ricarica del sangue attraverso la slice; la percentuale di sangue che viene sostituita all’interno della slice è una funzione della velocità del sangue, del TR , della sezione trasversa del vaso, e della direzione del vaso rispetto al piano di acquisizione. Nel caso in cui il flusso venga acquisito su un piano obliquo e non perpendicolare allo strato, aumenta il tempo di percorrenza del sangue all’interno dello strato con possibili fenomeni di saturazione, perchè il sangue, che non defluisce completamente durante il tempo TR si potrà comportare come un tessuto stazionario se permane maggiormente all’interno del vaso.

La situazione estrema e più compromettente la troviamo quando l’acquisizione dello strato è parallela al flusso sanguigno. In questo caso il sangue si comporta come un tessuto stazionario a tutti gli effetti

E’ chiaro che per sfruttare l’effetto Time of Flight è necessario che l’acquisizione della slice sia perpendicolare alla direzione del flusso.

Pertanto, l’inflow enhancement:

Un ulteriore aumento della velocità non porta a nessun aumento del segnale di enhancement del sangue, e potrebbe anche ridurre il segnale ottenuto, a causa della dispersione di fase intravoxel.

Da quanto esposto fino a questo momento risulta evidente che le tecniche che sfruttano il Time of Flight possono essere distinte in BRIGHT BLOOD, dove il segnale del sangue è iperintenso e BLACK BLOOD dove il segnale del sangue è ipointenso.

Le tecniche BRIGHT BLOOD sono quelle più comunemente utilizzate in non CE MRA.

Tecniche TOF BRIGHT BLOOD.

Nelle tecniche BRIGHT BLOOD , si utilizzano sequenze spoiled gradient echo T1, dove i tessuti statici sono soppressi utilizzando uno spoiler, e viene utilizzato un TR relativamente basso . Lo spoiler sopprime il segnale dei tessuti statici e il TR viene regolato in modo che una sufficiente quantità di flusso sanguigno entri nel piano di slice per creare il contrasto adeguato tra spin dinamici e tessuti statici. Le immagini TOF possono essere acquisite in 2D o 3D.

Per l’ottimizzazione della sequenza vanno analizzati i seguenti parametri:

1. B₀;

2. TR,

3. TE;

4. FA,

5. Voxel.

B₀ :un aumento dell’intensità del campo magnetico B₀ aumenta proporzionalmente i tempi di rilassamento , in particolare il T1. A parità di TR il segnale dei tessuti stazionari diminuisce all’aumentare di B₀. Ne consegue che campi magnetici elevati permettono di avere una migliore angio RM TOF.

TR: deve essere il più breve possibile per impedire ai tessuti stazionari di recuperare la magnetizzazione longitudinale e dare un bassissimo segnale. Questo determinerà un miglior contrasto tra i tessuti statici e i tessuti dinamici in relazione anche allo spessore di strato e alla velocità del sangue. Ammettendo la giusta calibrazione di questi fattori si avrà sempre sangue insaturo nel vaso che darà la massima intensità di segnale

TE: deve essere il più breve possibile per ridurre gli artefatti da suscettività magnetica propri delle sequenze gradient e ottenere un minor defasamento intra voxel con conseguente maggior segnale proveniente dai tessuti dinamici. Teniamo conto che la magnetizzazione macroscopica trasversa all’interno del voxel è data dalla somma vettoriale dei singoli spin, che per dare il massimo segnale devono essere in coerenza di fase tra loro. Se applichiamo un TE troppo lungo le singole magnetizzazioni all’interno del voxel tenderanno a defasare e il loro contributo alla magnetizzazione macroscopica trasversa diminuirà e non si potrà avere il massimo segnale. Ne consegue che anche il voxel deve essere piccolissimo e per questo motivo si utilizzano matrici elevate

Inoltre può essere utile utilizzare un TE in opposizione di fase, per eliminare maggiormente il segnale del grasso, che può essere eliminato comunque con un impulso FAT SAT. Sappiamo infatti che un qualsiasi tessuto con un breve T1, come i grassi, a seconda della tecnica di acquisizione utilizzata, può risultare iper intenso, nelle immagini sorgente, e quindi anche nelle immagini MIP, queste iper intensità possono essere potenzialmente confuse con il flusso e generare errori interpretativi.

FA: deve essere calcolato in modo da determinare la migliore soppressione dei tessuti stazionari mantenendo un elevato segnale dei tessuti dinamici. Nelle acquisizioni 2D viene utilizzato un FA di 50°- 70°, come dimostrato dalla successiva immagine, dove il flusso è massimizzato per un FA all’interno del range descritto.

Il FA adeguato in una acquisizione 3D va dai 10° ai 30°, perché i tessuti dinamici sperimentano più impulsi di radio frequenza e l’utilizzo di un FA più basso permette il mancato recupero della magnetizzazione dei tessuti stazionari e una massimizzazione del segnale del sangue.

Voxel: deve essere di piccole dimensioni, e quindi lo spessore di strato e la matrice di acquisizione devono essere regolati adeguatamente, per ridurre gli effetti di defasamento intravoxel ed il tempo di permanenza degli spin all’interno dello strato in esame. In particolar modo, spessori ampi in prossimità di una biforcazione o di una stenosi, possono risentire di turbolenze all’interno del vaso e dar luogo ad immagini con vuoti di segnale dovuti ad effetti di saturazione. In quella sede, voxel di grandi dimensioni subiranno un defasamento intravoxel maggiore, dovuto anche alla vorticosità del sangue.

Su queste logiche deve essere basata tutta la tecnica di acquisizione delle immagini, che come abbiamo precedentemente detto, possono essere acquisite in 2D e 3D.

ECC..ECC..

Segnale dei tessuti dinamici.

Per capire la risposta in segnale RM dei tessuti dinamici, è necessario conoscere la fisica dei flussi e quegli elementi di emodinamica, che ci consentono di inquadrare le difficoltà tecniche legate alle caratteristiche dei flussi, estremamente variabili all’interno del corpo umano.

La fisica dei fluidi comprende la:

 Cinematica, che studia le caratteristiche di un flusso in assenza di forze fisiche;

 Dinamica, che studia le forze che agiscono sulle particelle di un fluido;

 Emodinamica, che studia il movimento del sangue e le forze che lo governano.

Le leggi dell’idrodinamica possono essere utilizzate per spiegare la circolazione sanguigna, considerando il sangue un fluido ideale che scorre nei vasi sanguigni con flusso laminare e non turbolento, ma le caratteristiche particolari di questo sistema, impediscono una descrizione quantitativa precisa.

Infatti il sistema cardio circolatorio presenta:

 Condotti elastici e non rigidi;

 Tratti (capillari) che consentono l’ingresso e l’uscita dei liquidi;

 Una pompa con attività intermittente e frequenza variabile;

 Variazioni della pressione esterna ai condotti, da distretto a distretto, e da momento a momento. Queste variazioni che agiscono su condotti elastici, modificano il calibro del condotto;

 Il sangue non è un fluido Newtoniano, ma è caratterizzato da una viscosità variabile dipendente dalla quantità di elementi cellulari in sospensione che esso contiene, e da una serie di altri fattori parimenti importanti.

Quindi, la viscosità del sangue:

aumenta se aumenta il numero di globuli rossi presenti nel sangue, e quando aumenta la concentrazione di grosse molecole nel plasma, e, quando questa aumenta in modo patologico, si verifica una riduzione del flusso verso le estremità del corpo e degli organi interni;

 si riduce con il calibro del vaso, perché nei vasi di piccolo calibro (arteriole), il contenuto in sospensione è minore;

 dipende dalla velocità di scorrimento. A maggiore velocità di scorrimento, corrisponde una minore viscosità, a causa della riduzione dell’attrito tangenziale. In sostanza la viscosità rappresenta la resistenza che si oppone allo scorrimento di strati adiacenti di liquido.

Il flusso del sangue può essere considerato laminare, ad eccezione dei vasi più vicini al cuore, nell’aorta durante la sistole, nei ventricoli e in parte negli atri.

Il Flusso è il volume di fluido che passa in una determinata sezione del vaso nell’unità di tempo.

Secondo la legge della continuità (o legge di Leonardo), il flusso è sempre costante in qualsiasi punto di un sistema di condotti; questo comporta variazioni della velocità di flusso al variare della sezione trasversa complessiva attraversata dal flusso.

Per il sangue, che è un liquido viscoso, si può considerare valida la legge di Poiseuille, che è considerata la legge fondamentale di un fluido che attraversa dei piccoli tubi capillari.

ΔP= 8•μ•Q•ΔL/πr4

Dove:

ΔP è la variazione di pressione tra le estremità di un condotto;

 μ è la viscosità di un liquido Newtoniano (ideale);

 Q è la portata di flusso laminare;

 ΔL è la lunghezza del condotto;

 r4 è il raggio del condotto alla quarta potenza.

Questa legge ci dice come varia la pressione a seconda del tipo di condotto, di fluido, a seconda della portata e della lunghezza del condotto, e sulla base di queste informazioni dovremmo essere in grado di strutturare una sequenza, prevedendo il comportamento del sangue mentre passa all’interno dei vasi.

Secondo la legge di Poiseuille il flusso laminare di un fluido in un condotto cilindrico è direttamente proporzionale alla differenza di pressione ai suoi estremi e alla quarta potenza del suo raggio; inoltre è inversamente proporzionale alla lunghezza del condotto e alla viscosità del fluido.

Al suo passaggio in un vaso, un fluido esercita inoltre una pressione laterale sulle pareti del vaso stesso, tanto maggiore quanto maggiori sono il flusso e la resistenza che ad esso si oppone nella porzione distale, rispetto al punto considerato.

Pressione = flusso X resistenza.

La resistenza in questo caso è sinonimo di attrito ed è direttamente proporzionale alla lunghezza del vaso e alla viscosità del sangue, e inversamente proporzionale al diametro del vaso stesso.

Considerando una viscosità costante, la caduta di pressione nel sangue per unità di lunghezza del vaso sarà tanto maggiore quanto minore sarà la sezione dei vasi sanguigni.

In emodinamica distinguiamo:

 Un flusso laminare o viscoso

 Un flusso ricircolante o complesso

 Un flusso turbolento

 Un flusso pulsatile.

Il flusso laminare o viscoso, è un flusso nel quale le particelle di liquido si muovono secondo lamine di scorrimento di spessore infinitesimale (cilindri di scorrimento), che avanzano parallele l’una all’altra, con velocità che aumenta dalla periferia verso il centro, e quindi la lamina centrale avrà velocità maggiore. Questo avviene perché l’attrito delle pareti rallenta il sangue che scorre nel condotto, e si vengono a creare delle lamine concentriche di circonferenze sempre più sottili verso l’interno, dove, arrivando ad un punto centrale il sangue avrà la massima velocità. Dal profilo statico di entrata si va quindi, verso il profilo parabolico. Si dice che, il fronte di scorrimento assume un profilo parabolico, quando il vettore velocità sarà in ogni punto parallelo all’asse maggiore del condotto, e quando il condotto è lungo almeno 20 volte il diametro del condotto stesso. Nel corpo umano ci avviciniamo ad un profilo parabolico, ma in genere questo profilo non è perfetto, ed inoltre, per un profilo parabolico ideale le pareti del vaso devono essere levigate.

Questa configurazione è importante da conoscere nel momento in cui applichiamo una ROI al vaso. Se applichiamo una ROI puntiforme è possibile falsare la misura perché rileveremo solo un piccolo punto nel vaso stesso, mentre se applichiamo una ROI troppo grande potremmo prendere un po’ di parete e comunque falsare la misura. In RM vedere un vaso con i bordi iperintensi e l’interno ipo intenso sta a significare che il sangue verso i bordi è più fermo, e quindi più simile ad un tessuto stazionario, e nella parte centrale è più veloce.

La velocità del flusso sanguigno è legata alle caratteristiche della parete ma anche del sangue stesso. Vengono tenute in considerazione infatti la densita ρ , la viscosità μ e la geometria del condotto.

La tensione di scorrimento è definita come la “ Forza di attrito che agisce in direzione del moto per unità di area della lamina di flusso.

F=μ•S•Δv/Δh

Quindi la tensione di scorrimento è legata alla viscosità del sangue, alla superficie attraversata, ma anche al rapporto tra la velocità delle varie lamine, e alla loro distanza, e caratterizza il profilo del flusso. Il rapporto delta v su delta h è il rapporto di tensione di scorrimento, e a seconda di come varia questo rapporto avremo una tensione di scorrimento diversa, e un tipo di scorrimento laminare formato da più o meno lamine, che danno una indicazione del profilo del flusso che si sta esaminando. Delta v è la differenza di velocità direttamente legata alla viscosità μ del liquido e alla superficie su cui agisce la tensione di scorrimento.

 F è la tensione di scorrimento;

 μ è la viscosità di un liquido Newtoniano (ideale);

 S è la superficie sulla quale agisce la tensione di scorrimento;

 Δv è la differenza di velocità;

 Δh è la distanza tra le lamine del fluido con differenti velocità.

Il rapporto di tensione di scorrimento

Fratio= Δv/Δh

Indica la rapidità di variazione di velocità rispetto alla distanza tra le lamine, presa perpendicolarmente alla direzione del moto.

Nel flusso laminare la velocità del flusso in ogni punto resta sempre parallela alla direzione del moto, cioè all’asse maggiore del vaso.

La transazione del moto da laminare a turbolento, oltre che dalla velocità del fluido , dipende dalle sue caratteristiche fisiche (densità e viscosità, e dalla geometria del condotto). Viene convenientemente descritta dal valore che assume il numero di Reynolds NR definito come

NR=ρVD/μ

 NR= Numero di Reynold

 ρ= Densità

 V= velocità media del fluido

 μ= viscosità di un liquido Newtoniano (ideale)

 D= raggio del condotto.

Il n° di Reynold è dato dalla densità ρ di un fluido, per la velocità media del fluido V per il raggio del condotto D, ed è inversamente proporzionale alla viscosità del liquido Newtoniano.

Elevati valori di Re indicano la presenza di un flusso turbolento, mentre bassi valori sono tipici dei flussi laminari.

Il flusso ricircolante o complesso è caratterizzato da un flusso vorticoso che si verifica in corrispondenza della curvatura dei vasi. E’ costituito da più componenti diverse tra loro, ma prevedibili nei loro movimenti e in risonanza magnetica può provocare fenomeni di saturazione del flusso. Nel flusso ricircolante si verifica la separazione del flusso, fenomeno per il quale le

lamine cominciano ad incrociarsi e a scambiarsi a causa di asperità, placche, curvature e biforcazioni. Gli strati centrali, più veloci si avvicinano alla periferia, mentre quelli più lenti, periferici si avvicinano al centro. Si generano in pratica dei ricircoli caratteristici di un flusso turbolento o disturbato.

Questa situazione la troviamo, ad es.., nella biforcazione carotidea, dove, da una situazione di partenza di flusso tendente al laminare, si arriva ad una situazione di flusso ricircolante o complesso, a causa della biforcazione stessa. Il sangue subisce infatti delle curvature, andando a creare ricircoli. Il flusso turbolento, a differenza di un flusso ricircolante o complesso, è caratterizzato da un profilo non parabolico, in cui ogni punto della corrente sanguigna presenta una direzione istantanea casuale, ed è possibile solo una determinazione probabilistica della posizione delle particelle di fluido.

Si ha un flusso turbolento:

 nel primo tratto dell’aorta, durante la fase di eiezione rapida, e per aumenti della gittata cardiaca nell’esercizio fisico;

 per stenosi di un vaso;

 nelle biforcazioni dei vasi.

In risonanza magnetica, avere un flusso ricircolante a livello di un determinato strato, significa che il sangue permane più a lungo in quel determinato strato, creando situazioni di saturazione da flusso in alcune tecniche RM. Le stenosi di un vaso possono dar luogo ad artefatti equivocabili in refertazione.

Il flusso pulsatile è un flusso incostante nel tempo attraverso la sezione di un vaso; ha una portata variabile in modo periodico.

Questo tipo di flusso è caratterizzato da una componente laminare e turbolenta, con differenti velocità di flusso dalla periferia all’asse centrale del lume vasale sezionato trasversalmente, come si verifica a livello dei vasi arteriosi di medio e grosso calibro, in conseguenza delle fasi sistolica e diastolica del ciclo cardiaco. La velocità di flusso ha valori medi notevolmente inferiori a quelli di picco ed un profilo solitamente più piatto di quello parabolico. E’ presente sia nei vasi arteriosi che venosi. Impulsi meccanici, chimici e nervosi agiscono sui tessuti muscolari presenti nei vasi sanguigni, producendo contrazione o rilassamento, per fare in modo che il flusso all’interno dei vasi non si dissipi lungo l’intero sistema circolatorio. L’andamento oscillatorio del lume vascolare fa si che localmente si verifichino delle variazioni di flusso a carattere pulsatile e globalmente la quantità di flusso possa essere conservata.

Il cuore ha la funzione di spingere il sangue verso tutti i distretti corporei, fino a quelli più periferici, vincendo la resistenza che viene posta dalle pareti vascolari durante il percorso. Quindi, nel flusso pulsatile distinguiamo:

 una fase sistolica, che nell’aorta è uguale a 120 cm/s;

 una fase diastolica, che nell’aorta è uguale a 20 cm/s.

 Nelle arterie di piccolo e medio calibro il flusso è uguale a 10 cm/s;

 Nei capillari il flusso è uguale a 1mm/s.

Effetti di moto in risonanza magnetica.

Gli effetti dovuti al moto del sangue nel sistema circolatorio, in risonanza magnetica, sono:

 Effetto Time of Flight (tempo di volo);

 Effetto Phase-shift (variazione di fase).

Si tenga in considerazione il fatto che in risonanza magnetica agiamo sui tessuti statici e dinamici con degli impulsi di radio frequenza e di gradiente, e che i differenti tessuti (statici e dinamici) hanno comportamenti diversi.

L’effetto Time of Flight, o effetto inflow del sangue, è il fenomeno provocato dal wash-in/wash-out di spin, in rapporto all’emissione degli impulsi di radiofrequenza; in sostanza stiamo parlando di spin del sangue che entrano ed escono nello strato interessato dagli impulsi di radio frequenza.

L’effetto inflow è il risultato della differenza di eccitazione degli spin del sangue che entrano nello strato considerato, rispetto agli spin dei tessuti stazionari, quando questi vengono sottoposti ad un impulso di radio frequenza.

Ci troviamo di fronte ad una regione anatomica attraversata da un vaso sanguigno, e quindi , quando applichiamo una radio frequenza saremo in presenza di spin stazionari, dati dai tessuti circostanti al vaso, e spin dinamici caratteristici dei flussi all’interno di un vaso. Il contrasto che otteniamo dalle immagini TOF si basa sulla creazione di una differenza di magnetizzazione longitudinale tra gli spin in movimento rispetto agli spin stazionari, ed è diverso a seconda delle sequenze che utilizziamo.

In linea di massima, nelle sequenze maggiormente utilizzate ripetute eccitazioni di radiofrequenza, accoppiati ad una giusta calibrazione del TR e del TE , saturano gli spin stazionari che non daranno segnale, mentre il sangue che affluisce all’interno dello strato arriverà con una magnetizzazione longitudinale fresca, che non potrà comportarsi come un tessuto stazionario e darà immagini con forte intensità di segnale. L’effetto inflow dipenderà quindi dalla quantità di ricarica del sangue fresco all’interno dello strato. La percentuale di sangue che affluisce nello strato è funzione della velocità del sangue, del TR utilizzato e della sezione trasversale del vaso in relazione allo spessore dello strato.

In questa figura si illustra schematicamente l’effetto inflow per una sequenza gradient:

Nella fila inferiore troviamo gli spin all’interno della slice (linee tratteggiate) che vengono eccitati da un impulso di RF; nella fila centrale, dopo un periodo TR, si osserva che gli spin stazionari rimangono all’interno della slice, gli spin più lenti sono parzialmente fuoriusciti dalla slice e sostituiti da spin entranti con magnetizzazione fresca, e quelli più veloci sono completamente fluiti al di fuori della slice e sostituiti da spin a magnetizzazione fresca. Nella fila superiore vediamo il risultato in immagini del segnale che viene raccolto: gli spin stazionari saturati producono una intensità di segnale presso chè inesistente; gli spin più lenti sono parzialmente saturati e producono un basso segnale; gli spin più veloci sono insaturi e ad ogni eccitazione producono il massimo segnale.

La magnetizzazione di un tessuto dinamico (sangue) viene tipicamente modificata in una posizione diversa da quella nella quale il sangue si troverà alla rilevazione del segnale, e il tempo che intercorre tra la modifica e la rilevazione del segnale è quello che determina effetto TOF.

I fenomeni TOF (provocati dal Wash-in/wash-out) sono influenzati da una serie di fattori che concorrono alla qualità dell’immagine:

 Velocità del flusso;

 Spessore di strato o volume di acquisizione;

 Ordine e modalità di acquisizione degli strati;

 TR e tipo di sequenza utilizzata;

 T1 del sangue;

 Geometria di acquisizione in riferimento al decorso delle strutture da esaminare

Gli effetti TOF si basano su due fenomeni, che a seconda della sequenza utilizzata possono provocare una assenza o vuoto di segnale , o una elevata intensità di segnale. Sono rispettivamente :

 Flow void phenomenon;

 Flow related enhancement.

Prima di introdurre le varie metodiche angio RM devono necessariamente essere fatte delle considerazioni sugli effetti dell’applicazione delle varie tipologie di sequenze sui tessuti dinamici.

Quando, in una sequenza spin echo, applichiamo un impulso a 90°, tutti gli spin dei tessuti, stazionari e non, che si trovano nel piano di applicazione si portano sul piano trasverso.

Quando si applica l’impulso a 180° i tessuti stazionari invertono la fase, si rifocalizzano e danno segnale.

Nel frattempo, il sangue che ha subito l’impulso a 90° è uscito dallo strato ed è stato sostituito con sangue fresco a piena magnetizzazione longitudinale. L’effetto dell’impulso a 180° lo porterà dal piano Z al piano –Z e in questa situazione non avremo segnale. Il segnale verrà emesso solo dagli spin stazionari, e il sangue che non dà segnale apparirà ipointenso; questo vuoto di segnale prende il nome di flow void phenomenon.

Bisogna tenere in considerazione il TE che adottiamo nella sequenza, e quindi dopo quanto tempo viene applicato l’impulso di rifocalizzazione a 180° . Se questo impulso viene applicato molto velocemente, o lo strato è molto ampio, o la velocità del flusso è abbastanza lenta è possibile che una parte del sangue al quale è stato applicato il precedente impulso a 90° permanga ancora nello strato, e possa risentire dell’impulso a 180°, rifocalizzarsi e dare segnale. In sostanza per le spin echo si verifica un “ Flow Enhancement” solo se i protoni in movimento ricevono l’impulso di rifocalizzazione necessario alla produzione dell’echo.

Per questo motivo questo fenomeno viene chiamato High Velocity Signal Loss; la combinazione dell’alta velocità di flusso del sangue con le sequenze di impulsi SE, porta ad un segnale minore o nullo, proveniente dagli spin che scorrono nel vaso

Esistono quindi delle situazioni intermedie tra l’assenza di segnale e la massima intensità di segnale, considerando anche che in un flusso laminare con profilo parabolico, il sangue che scorre nella sezione centrale del vaso viaggia più velocemente di quello che scorre nella porzione periferica del vaso, dando luogo ad immagini vascolari che presentano anelli periferici iper intensi con la parte centrale ipo intensa. Di fatto nelle sequenze spin echo si riceve segnale solo da quello che è selezionato nello strato.

Quando utilizziamo sequenze gradient otteniamo immagini diverse.

In presenza di un gradiente di campo magnetico, gli spin adiacenti allo strato sperimentano una diversa intensità di campo magnetico.

Se gli spin dei tessuti stazionari vengono sottoposti ad un gran numero di impulsi di RF, la loro magnetizzazione si avvicina ad un valore di stato stazionario che è indipendente dalla posizione all’interno della fetta. Tuttavia, quando gli spin dinamici, come quelli del sangue scorrono fuori e dentro la slice, possono essere sottoposti ad un minor numero di impulsi RF, con una conseguente diversa magnetizzazione in Steady state. Nelle immagini ad echo di gradiente con breve TR il segnale del flusso del sangue ha un potenziamento rispetto ai tessuti statici.

ECC...ECC..ECC...

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=4545 cm; matrix 256256; 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 =3434 cm; matrix 256256; 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:

1 Andrew J. Wheaton, Mitsue Miyazaki. “ Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles “. JMRI 36:286-304 (2012).

2 Mitsue Miyazaki, Masaaki Akahane. “ Non- Contrast Enhanced MR Angiography: Established Techniques “. JMRI 35:1-19 (2012)

3 Jean-Cristophe Ferrè, et all. “ Improving Quality of Arterial Spin Labeling MR Imaging at 3 Tesla With a 32-Channel Coil and Parallel Imaging “. JMRI 35:1233-1239 (2012).

4 Ioannis Koktzoglu, et all. “ Nonenhanced Extracranial Carotid MR Angiography Using Arterial Spin Labeling: Improved Performance With Pseudocontinuous Tagging “. JMRI 34:384-394 (2011).

5Ronald L. Wolf and John A. Detre. “ Clinical Neuroimaging Using Arterial Spin-Labeled Perfusion MRI” http://www.ncbi.nlm.nih.gov/pmc/articles/PMC2031222/

La SWI è una tecnica relativamente nuova di risonanza magnetica, che fornisce innovative fonti di contrast enhancement, visualizzando il cambiamento nella suscettività magnetica causato da diverse sostanze, come il ferro presente nel sangue emorragico o il calcio. Il concetto di base di questa tecnica è il mantenimento delle informazioni di fase nell'immagine finale, eliminando eventuali artefatti di fase e mantenendo solo la fase di interesse locale.

La sensibilità agli effetti di suscettibilità aumenta, progredendo dalla FSE alla SE convenzionale, fino alle sequenze GRE, che da una ponderazione T2W vanno ad una ponderazione T2*; inoltre aumenta da brevi TE a lunghi TE e da basse intensità di campo magnetico ad alte intensità di campo magnetico.

Prima dell'implementazione clinica delle SWI, l'immagine di suscettività era basata solo sulle sequenze gradient echo, ma SWI differisce in modo significativo da una sequenza T2* pesata: è sulla base di una tecnica tridimensionale di imaging gradient con un lungo tenpo di echo ad alta risoluzione, flow compensated, con le informazioni di fase filtrate in ogni voxel che si esplica questa tecnica.

La combinazione dei dati di magnitudo e fase produce un potenziamento del contrasto nell'immagine di magnitudo che è particolarmente sensibile alle emorragie , al calcio, ai depositi di ferro, al flusso lento del sangue venoso, permettendo così un miglioramento significativo rispetto ad una sequenza gradientT2*.Dopo l'acquisizione delle immagini, le variazioni accidentali di fase dovute ad eterogeneità del campo magnetico statico vengono rimosse. La maschera di fase viene successivamente moltiplicata con i dati in magnitudo per migliorare la visualizzazione dei vasi o delle zone dove sono presenti effetti di suscettibilità .

SWI è quindi particolarmente utile nella rilevazione di calcificazioni e microemorragie, che sono entrambe caratterizzate da basso segnale. La valutazione delle immagini di fase corrette, consente la differenziazione tra le due sostanze, come le calcificazioni che appaiono brillanti a causa di un cambiamento di fase positiva , e le emorragie che appaiono scure a causa di uno spostamento di fase negativo. Una fonte supplementare di infomazioni in SWI è associata principalmente alle differenze di suscettività magnetica tra emoglobina ossigenata e deossigenata . SWI rappresenta un miglioramento tecnico in alta risoluzione della venografia dipendente dal livello di ossigenazione del sangue (HRBV), originariamente sviluppato da Reichenbach et al., basato su sequenze 3D gradient con lungo TE indipendenti dal flusso, e la manipolazione delle immagini con i dati di fase.

Le proprietà paramagnetiche della deossiemoglobina ( effetto blood oxygen level dependent), e il prolungato T2* del sangue venoso sono utilizzati come agente di contrasto intrinseco, portando ad una differenza di fase tra i vasi contenenti sangue deossigenato e il circostante tessuto cerebrale, con conseguente cancellazione dell'intensità del segnale. In questo modo la deossiemoglobina può comportarsi come agente di contrasto con un lungo TE, per differenziare le arterie dalle piccole vene, che possono avere le dimensioni di 100-200 micron e quindi difficili da rilevare con tecniche angiografiche convenzionali come TOF o phase contrast . Per questo motivo le informazioni di fase aggiunte che non sono solitamente utilizzate nell'immagine magnitudo convenzionali, rendono la SWI adatta alla visualizzazione di molti piccoli vasi come gli angiomi venosi e le teleangectasie, come risultato di una combinazione di flusso lento con le modifiche di concentrazione della deossiemoglobina .