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ANGIO-RM SENZA MDC FLOW SENSITIVE DEPHASING FSD-bSSFP

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Studio vascolare periferico:

Angio-rm senza MDC flow sensitive dephasing FSD-bSSFFP

Cristina Poggi

Azienda USL 4, Ospedale S.Stefano. Prato

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

Il collegamento individuato dalla Food and Drug Administration US nel 2007 tra la fibrosi sistemica nefrogenica NSF e i mezzi di contrasto basati sul gadolinio, ha spinto la ricerca verso metodiche angiografiche che non prevedano somministrazione di mdc. Grazie anche al miglioramento sostanziale dell'hardware e del software, sono stati superati i limiti che caratterizzavano le prime tecniche angio-rm senza mezzo di contrasto, sia per sensibilità che tempi di scansione. In questo lavoro si intende illustrare lo sviluppo della tecnica angio senza mdc NCE MRA flow sensitive dephasing FSD, abbinata a sequenza 3D steady state free precession bilanciata bSSFP, con preparazione della magnetizzazione T2, eseguita tramite sincronizzazione con ECG alla fase cardiaca, modificata per lo studio arterioso delle estremità distali. Verranno valutate le caratteristiche dei gradienti FSD, che misurano la capacità di soppressione del segnale del sangue che verrà successivamente visualizzato, e che devono essere calibrati in modo ottimale. La metodica è stata convalidata con vari trials clinici, confrontandola con angio-rm con mdc (CEMRA) 3D e 4D, delle quali è provata l’accuratezza diagnostica. Verranno infine evidenziati gli aspetti positivi e negativi della FSD-bSSFP preparata T2 a modulo doppio e singolo rispetto alle altre metodiche, in attesa della sua commercializzazione.

Parole chiave

NCE-MRA, flow-sensitive dephasing FSD, bSSFP.

Introduzione

Le tecniche nce mra convenzionali non sono generalmente utilizzate per lo studio vascolare periferico, soprattutto per i lunghi tempi di scansione e per gli artefatti da flusso lento e/o turbolento. Tra le nuove tecniche a disposizione, tutte con sincronizzazione alla fase cardiaca, sono state sottoposte a validazione clinica la FBI (Frest Blood Imaging), associata a sequenza SE echo train single shot high speed, 3D, (altri nomi commerciali: NATIVE, TRANCE), e la QISS (Quiescent-interval single-shot, SIEMENS, non ancora presente in commercio), GRE rapid acquisition, 2D SSFP bilanciata; quindi, ancora in fase sperimentale, la FSD-3DbSSFP preparata T2, modificata per lo studio vascolare periferico. La tecnica FSD-bSSFP è stata sviluppata per ottenere immagini black blood (“a sangue nero”) dei vasi, e solo recentemente è stata proposta come tecnica nce mra 3D per lo studio vascolare periferico. Presenta vari aspetti simili alla FBI, tra cui la soppressione del segnale per defasamento intravoxel, le due acquisizioni sistolica e diastolica, e la sottrazione magnitudo dei due set per la creazione dell'angiogramma. In questo lavoro, saranno discussi i parametri FSD, tra i quali la forma d'onda di gradiente e

l'ottimizzazione del momento di gradiente di primo ordine, m1, tramite una sequenza scout 2D. La configurazione flessibile della metodica nella sensibilizzazione al flusso, sia in direzione che

in intensità, determinata dalla separazione tra il read out della sequenza e la preparazione stessa, è un aspetto estremamente interessante per lo studio vascolare della mano e del piede: lo schema

tradizionale a modulo singolo, però, era sensibile al flusso in un'unica direzione; verrà quindi illustrata la modifica in doppio o triplo modulo come metodo per introdurre una sensibilità multidirezionale. In sintesi, si vuole mostrare la capacità della metodica di adattarsi allo studio del flusso arterioso a varie velocità e direzioni, valutando i risultati dei trial clinici effettuati in particolare da Fan et al, Sheehan et al, Saouaf et al, Liu et al, e Lim et al, condotti dal 2008 al 2013; inoltre, si intende mettere in luce quale dei risultati fino a qui ottenuti possa essere ulteriormente migliorato, sfruttando gli avanzamenti nell'hardware e software attualmente a disposizione, e quale invece permanga come uno svantaggio intrinseco della metodica, comparandola ad altre, secondo studi recenti.

Tecnica e metodologia

Se per la FBI il meccanismo di funzionamento dominante è la dipendenza del flusso dalla fase cardiaca, e per la QISS, l'effetto inflow, la FSD bSSFP preparata si basa sulla codifica del flusso, o più esattamente, sulla soppressione dello stesso, per la formazione di angiogrammi. La preparazione della magnetizzazione della tecnica consiste in tre impulsi non selettivi spazialmente, 90°(x)-180°(y)-90°(-x), con fase invertita tra il primo e l’ultimo, corrispondenti alla cosiddetta preparazione DRIVEN EQUILIBRIUM per gradient echo. Si tratta di una preparazione che ha lo scopo di incrementare il segnale dell’acqua e quindi la pesatura T2, ed è intervallata in questa metodica da coppie di gradienti bipolari di codifica del flusso. La simmetricità dei gradienti rispetto al modulo di preparazione rf permette il defasamento del segnale degli spin mobili in base alla loro velocità, per defasamento intravoxel. Gli spin statici sono defasati dal primo ma rifasati dal secondo impulso di gradiente, come avviene nella diffusione. Più esattamente l'impulso di 90° (-x) riporta la magnetizzazione trasversa rifasata degli spin statici sul piano longitudinale, mentre gli spin in movimento sono ulteriormente defasati da un gradiente di spoiling. Sono acquisite due misurazioni consecutive del segnale arterioso, sincronizzate con ECG, una durante la sistole, che produce immagini black blood, ed è denominata DARK ARTERY (DA), e una durante la diastole, che produce immagini bright blood, BRIGHT ARTERY (BA), che vengono successivamente sottratte in modo da ottenere angiogrammi ad alto contrasto. La prima misurazione (DA) viene acquisita in corrispondenza del picco sistolico massimo, perchè c'è una differenza marcata tra la velocità dei flussi arterioso e venoso, tramite la preparazione FSD che sopprime il segnale del flusso arterioso, ed ha invece effetto scarso o nullo sui tessuti statici e sul sangue venoso.

Il tempo di picco sistolico viene ricavato da una sequenza PC 2D. Vedi figura 1.

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Figura 1: Sottrazione magnitudo dei due set di dati [15].

Il modulo FSD nella DA è seguito da un un modulo a rf per la soppressione del grasso, selettivo spettrale, e da dieci impulsi a rf con flip angles FA linearmente crescenti prima della sequenza, come si osserva in figura 2.

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Figura 2: Diagramma della metodica FSD, a) DA, b) BA [2].

La misurazione BA è acquisita a metà diastole, quando il flusso arterioso è relativamente lento e gli artefatti da flusso associati alla sequenza bSSFP possono essere minimizzati. I gradienti FSD sono spenti e quindi rimane solo la preparazione della magnetizzazione T2, applicata prima dell'acquisizione dei dati per mantenere la stessa pesatura T2 della DA. Il defasamento del segnale arterioso avviene quindi solo durante la sistole, mentre nella BA sono visualizzati tutti i

flussi, a prescindere dalla loro velocità, con segnale iperintenso.

Nella preparazione DA due gradienti di campo identici sono applicati simmetricamente attorno all'impulso rf a 180°. L'analisi del segnale basata sulle equazioni di Bloch rivela che gradienti convenzionali unipolari potrebbero introdurre una modulazione spaziale del segnale dei tessuti statici, nel caso che il profilo di fetta dell'impulso a 180° non sia ideale: sarebbe quindi indotta una magnetizzazione trasversa variabile, cioè appunto una modulazione spaziale del segnale, che porta alla formazione di artefatti sull'immagine ricostruita. La fase degli spin statici φ accumulata durante l'applicazione dei gradienti FSD prima dell'impulso a 180°, è dipendente dall'area netta dell'impulso di gradiente A, da r, variabile spaziale lungo la direzione del gradiente, e dalla costante giromagnetica γ. Il periodo λ della modulazione spaziale del segnale è definito dalla :

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Una semplice soluzione al problema, come si evince dall'equazione sopra, è che A sia zero, e quindi potrebbe essere rappresentata da uno schema bipolare. Vengono testate entrambe le forme d'onda di gradiente, uni e bipolari.

Come detto, il meccanismo di base della tecnica è la dispersione della fase intravoxel degli spin in movimento, con velocità diverse, lungo la direzione in cui i gradienti FSD sono sensibili (cioè applicati). Questa perdita di segnale è dipendente dal profilo della velocità e da m1, definito come momento di gradiente di primo ordine. Lo shift di fase φ degli spin in movimento, creato dai gradienti FSD, considerando spin monocromatici a velocità v ® è esprimibile come:

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dove m1 è il momento di gradiente di primo ordine indotto dai gradienti FSD applicati nella direzione della velocità v(t), ∫G(t)dt è l'area dell'impulso di gradiente, t durata dell'applicazione. La perdita di segnale causata dal defasamento intravoxel è, in accordo all'equazione sopra, dipendente dal profilo della velocità e da m1.Per un dato profilo di velocità quindi, la capacità di soppressione del flusso dei gradienti FSD è determinata solo da m1, che diventa il parametro fondamentale della metodica. Haacke ha presentato una descrizione matematica della perdita del segnale dovuta agli impulsi di gradiente FSD per un modello di flusso laminare. Considerando un profilo di velocità monodimensionale parabolico, e un pixel sufficientemente piccolo da poter considerare la variazione di velocità al suo interno approssimativamente lineare, il segnale ricostruito è dato dall’equazione:

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dove ρ è il segnale visualizzato, ρo è il segnale a gradienti fsd spenti, γ la costante giromagnetica, α l'andamento della variazione di velocità nel pixel, Δy è la dimensione del pixel stesso. Quando γαm1Δy/2= π, (passaggio per lo zero della funzione seno), ρ = 0: il segnale cioè è completamente eliminato. Un valore troppo alto di m1 può determinare una contaminazione venosa e, potenzialmente, dei tessuti statici, a causa degli effetti associati di diffusione; al contrario, un valore di m1 troppo basso può portare ad una non perfetta visualizzazione dei segmenti arteriosi. In più il valore ottimale di m1 è comunque soggettivo e arterio-specifico, dato che il defasamento degli spin in movimento non è dipendente solo da m1, ma anche dal profilo di velocità del flusso locale. Per ottenere un angiogramma soddisfacente si dovrebbe allora ripetere l'acquisizione con valori diversi di m1, cosa che richiederebbe troppo tempo per essere una soluzione praticabile in ambito clinico. Fan et al hanno messo a punto una procedura che permette di trovare l'm1 adatto per ogni singolo soggetto: si tratta di una 2D SCOUT in cui è provato un certo range di valori. La validità di adottare una 2D per trovare l'm1 ottimale da impostare nella 3D è stata comprovata da studi su fantocci e volontari sani. E’ una sequenza di impulsi triggerata con ECG, FSD-preparata T2 bSSFP, 2D, dove vengono fatte in modo continuato undici misurazioni, durante la misurazione DA. La prima misurazione ha m1= 0 mT.ms²/m per avere un'intensità di segnale di riferimento (SI) del flusso studiato, e le altre con valori crescenti di m1. Vedi figura 3.

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Figura 3: 2D scout per trovare il valore ottimale di m1[3].

I gradienti FSD sono applicati solo sulla direzione di selezione della fetta, che corrisponde alla direzione principale del flusso. Il valore di inizio m1-start e l'incremento m1-step sono

selezionabili dall'operatore.

Nella configurazione classica, i gradienti FSD erano applicati in due direzioni, di codifica di

frequenza (read out o RO) e di fase (PE), simultaneamente, ottenendo quindi una sensibilizzazione monodirezionale, pari alla somma vettoriale tra le due direzioni. Per ottenere una sensibilizzazione al flusso multidirezionale, Fan et al hanno proposto una configurazione a doppio o anche triplo modulo, in serie, ognuno uguale a quello usato in precedenza, in cui i gradienti FSD siano applicati ad esempio lungo la direzione di RO il primo e di PE il secondo, in modo che le componenti di flusso lungo le singole direzioni siano soppresse indipendentemente dai moduli corrispondenti . Vedi figura 4.

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Figura 4 a-b: a) Configurazione tradizionale a modulo singolo, b) a modulo doppio [5].

SEQUENZA: la sequenza usata in questa metodica, steady-state free precession bilanciata bSSFP, viene inquadrata nella classificazione BELLI-CHITI-SOZZI come gradient recalled echo pulse, single echo, rapid acquisition, SSFP-FID+ECHO. Lo steady state è uno stato di equilibrio che si instaura quando il TR è minore sia del T1 che del T2 dei tessuti, in cui la magnetizzazione longitudinale ML e trasversale MT, comparando punti temporali uguali in intervalli di TR adiacenti, sono uguali, ed è raggiunto dopo un numero sufficiente di impulsi di eccitazione. La fase transiente che precede lo steady-state è complessa e oscillatoria: le oscillazioni del segnale che si avrebbero acquisendo in questa fase possono essere migliorate applicando impulsi rf con flip angle linearmente crescenti, che permettono tra l'altro di raggiugere lo steady-state più velocemente. Nella sequenza SSFP bilanciata, l'area netta dei gradienti sui tre assi in ogni TR deve essere zero: in questo modo si raggiunge un tipo particolare di steady-state, in cui si ha la somma coerente dei due segnali prodotti, che si rifasano allo stesso tempo TE, metà del TR. Il segnale è molto alto, pesato T2/T1, in particolare per quello che riguarda il segnale ematico, tanto che nel gergo degli addetti viene definita “vasi bianchi”. Tra l'altro il bilanciamento dei gradienti sui tre assi rende questa sequenza relativamente insensibile al movimento. Il TR è molto breve, quindi dà problemi di SAR elevato (specific absortion rate: è il parametro

dosimetrico della risonanza magnetica clinica), ed è particolarmente prona ad artefatti da suscettibilità magnetica, che inducono la formazione di artefatti a banda per accumulo di fase: questo la rende poco adatta all'imaging su scanner ad intensità più elevata (3T). La SSFP FID+ECHO bilanciata, è presente in commercio con i nomi: TRUEFISP per SIEMENS, FIESTA per GE, BALANCED FFE per PHILIPS, TRUE SSFP per TOSHIBA, BALANCED SARGE per HITACHI. Vedi figura 5.

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Figura 5: Diagramma della sequenza bSSFP [9].

Una parola a parte merita la preparazione della magnetizzazione, che è uno schema spesso usato per enfatizzare il contrasto intrinseco nelle sequenze gradient echo. Nelle gre spoiled (in cui la MT residua viene defasata con gradienti o con impulsi a rf) è spesso possibile acquisire i dati subito dopo la preparazione: nelle bSSFP è invece necessario prestare più attenzione alle oscillazioni del segnale che possono causare artefatti. Tipicamente si fa precedere la sequenza da una serie di impulsi a rf (procedura indicata a volte ramp up o catalizzazione) con lo scopo di assicurare un passaggio “fluido” dalla fase transiente allo steady-state. Per loro natura però, i metodi che prevedono una preparazione della magnetizzazione comprendono sempre nell'acquisizione anche la magnetizzazione transiente, cosa che, assieme all'ordine di campionamento dello spazio k, influenza il contrasto e l'importanza degli artefatti . Il riempimento dello spazio k è cartesiano 3D a matrice totale: per migliorare l'effetto di soppressione del segnale del sangue da parte della preparazione FSD, viene usato un riempimento centrico lungo la direzione di codifica di fase, in plane, e un ordine sequenziale lungo la direzione delle partizioni. Inoltre è segmentato, ogni segmento corrispondente ai dati R-R ricavati dalla sincronizzazione al ciclo cardiaco. La metodica nce mra FSD-bSSFP preparata T2 ottimizzata permette di ottenere una risoluzione isotropica submillimetrica reale.

I trials clinici sono stati condotti tutti su scanner 1.5T MAGNETOM AVANTO e ESPREE SIEMENS, utilizzando per la ricezione una bobina phased array a 16 elementi posizionata anteriormente e lateralmente, assieme alla bobina SPINE posteriormente, per lo studio degli arti inferiori. I pazienti sono posizionati feet first, supini. I gradienti FSD sono applicati nella sola direzione di RO, coincidente con la direzione principale del flusso studiato. Il centraggio richiede immagini sui tre piani. Quindi si passa all'acquisizione di una sequenza PC per la valutazione della triforcazione poplitea, con velocità VENC= 80 cm/sec, da cui si ricava il tempo di picco del flusso arterioso T relativo all'onda R, per impostare il TD (trigger delay). La sincronizzazione al ciclo cardiaco è effettuata tramite ECG, retrospettiva, 3 shots per partizione, 60 linee per ciclo cardiaco. Vedi Tabella 1 e figura 6. Viene eseguita anche CEMRA 3D come riferimento.

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Tabella 1: Parametri principali bSSFP a doppio modulo per studio degli arti inferiori [2].

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Figura 6 a-e: Rappresentazione mip a varie intensità di m1, per valori crescenti [2].

Nell’imaging delle mani, nello studio condotto da Sheehan et al per pazienti affetti dal sclerosi sistemica, i pazienti sono posizionati proni, con le mani sopra la testa in appoggio palmare, con le dita leggermente divaricate per evitare sovrapposizioni. Si usano due bobine phased array body a 6 canali, sopra e sotto le mani. Per confronto sono acquisite anche CEMRA 3D e 4D. Altri studi valutati riguardano trials clinici in cui la metodica è provata su pazienti affetti da vasculopatie da diabete e da lupus sistemico eritematoso (SLE); quindi un ultimo che confronta FSD con la tecnica fresh blood a FA variabile e costante (VFA e CFA). In tutti i casi il valore di m1 ottimale viene individuato tramite 2D scout e i gradienti FSD sono applicati lungo la direzione principale del flusso (RO). Per lo studio delle mani viene preferito il modulo doppio.

Discussione

Per quanto riguarda la forma d'onda del gradiente FSD, Fan et al hanno osservato che si riscontravano artefatti a banda nelle scansioni dove la forma era quella unipolare, e che l'effetto era particolarmente importante se l'impulso a 180° era un hard pulse usato per imaging a FOV grandi. Inoltre, gli artefatti diventavano più pronunciati diminuendo l'intensità di gradiente, a parità di durata; quindi, riducendo A, aumentava λ. Nonostante che l'artefatto riguardasse i tessuti statici, interferiva potenzialmente con la visualizzazione delle arterie, soprattutto nelle immagini MIP. Si è scelta quindi la forma d'onda bipolare. La chiave della soppressione indotta dai gradienti FSD è rappresentata dal valore del momento di gradiente di primo ordine m1. Negli studi precedenti era stato utilizzato un valore empirico: Fan et al propongono invece una scout veloce per ogni soggetto e a seconda del vaso studiato. Dagli esperimenti effettuati su fantoccio, e su volontari umani, è stato provato che il metodo 2D m1-scout possa predire l'efficacia dei diversi valori di m1 nel sopprimere il flusso sanguigno in una scansione 3D FSD preparata. Questo metodo tra l'altro appare simile a quello usato nella FBI per identificare l'intensità appropriata dei gradienti di flow-spoiling. Si ipotizza che una acquisizione 2D possa essere usata per un rapido scouting di un range di valori m1, lungo la direzione principale del flusso studiato, postulando che: il piano della scansione 2D sia perpendicolare al vaso studiato; i gradienti FSD siano applicati nella direzione di selezione della fetta SS; la risoluzione in plane sia identica a quella dell'imaging 3D nelle dimensioni corrispondenti. Teoricamente, un voxel in una

acquisizione 2D, nonostante che sia più grande a causa della fetta più spessa, ha la stesso defasamento intravoxel di una 3D, dando per assunto che la variazione di velocità nella direzione di selezione della fetta (l'asse lungo del vaso) in un voxel sia trascurabile, e il defasamento intravoxel sia indipendente dallo spessore della fetta. Così, la capacità di soppressione ematica dei valori m1 nella scout 2D può essere “importata” nella 3D. È inoltre interessante notare che la curva che si ottiene diagrammando i valori di m1 derivati dalla scout con il segnale di riferimento SI (a m1=0), ha un andamento sinusoidale: questo significa che possono essere scelti più valori che forniscono la soppressione del flusso arterioso opportuna, potendo valutare caso per caso il miglior compromesso tra il segnale arterioso e quelli venoso e dei tessuti statici. Il metodo di scouting m1 può essere adattato a diverse anatomie, aggiustando il valore m1-start e m1-step, e potrebbe essere associato ad altre sequenze. Ha però delle limitazioni: prima di tutto, m1 identifica un solo valore ottimale, quello riferito ad un singolo vaso o segmento di vaso. Altri vasi potrebbero avere velocità di flusso marcatamente diverse e quindi diversi valori ottimali di m1. Si suggerisce di piazzare la scansione di scout sul vaso che ci si aspetta abbia la velocità più bassa della regione d'interesse. Questo può comportare però una certa contaminazione venosa in alcune zone. In più, teoricamente il metodo 2D scout potrebbe essere compromesso dal flusso stagnante che si trova distalmente alle stenosi, anche se questo problema non è stato riscontrato negli studi sperimentali. Infine, il metodo richiede che la componente di flusso principale sia ortogonale al piano della 2D, cosa che potrebbe invalidare lo studio di flussi tortuosi.

Nella configurazione convenzionale i gradienti FSD erano tipicamente applicati su tutti e tre gli assi logici contemporaneamente, al fine di ottenere una sensibilizzazione al flusso in tutte le dimensioni. Questo però non vale per un flusso che abbia direzione perpendicolare a quella della somma vettoriale di tutti i gradienti applicati. La proposta di Fan et al è quella di applicare i gradienti FSD lungo i tre assi separatamente, in modo consecutivo, e quindi indipendente (doppio o triplo modulo), e si richiama alla proposta fatta da Wong nel 1995 per lo studio della diffusione isotropica. Gli spin in movimento defasati da una singola coppia di gradienti lungo un asse logico, però, potrebbero ugualmente essere rifasati in qualche misura dalla coppia applicata su un altro asse logico: questo effetto cumulativo sulla fase degli spin può essere eliminato accendendo gradienti di spoiling tra moduli adiacenti, con funzione di “isolamento”, assicurando cioè che le componenti di flusso defasate non siano rifasate nel modulo successivo. La configurazione modificata a due moduli comporta una riduzione del segnale del flusso nella misurazione BA, a causa dell'allungamento del T2, effetto largamente bilanciato dalla miglior visualizzazione arteriosa; inoltre, questa caduta di segnale può essere mitigata abbreviando il

modulo FSD. Anche la perdita di segnale degli spin statici nella preparazione FSD è un effetto intrinseco ineliminabile, dovuto a diffusione e a decadimento T2. Il primo effetto citato può essere però ignorato, avendo un b-value estremamente piccolo per valori di m1 medi (ad esempio, b=0.02 sec/mm² quando m1=34.8 mT.ms²/m). Il secondo effetto può essere alleviato, come precedentemente osservato, accorciando la durata del modulo stesso (da 12 ms a 9 ms). In più, va ricordato che la preparazione FSD e la preparazione T2 hanno la stessa durata nelle due misurazioni DA e BA, e i tessuti circostanti vengono per la maggior parte eliminati dalla sottrazione, dato che il decadimento T2 è lo stesso in entrambe. I risultati dei trials clinici, con CEMRA come esame di riferimento, sono stati valutati dopo sottrazione delle immagini magnitudo, e creazione dei mip, per contaminazione venosa, artefatti da movimento, cospicuità dei segmenti visualizzati. La FSD-bSSFP preparata a doppio modulo fornisce una risoluzione spaziale submillimetrica reale, rispetto alla CEMRA, che la raggiunge solo per interpolazione in due direzioni, a causa delle costrizioni temporali legate al bolo di contrasto. Per la FSD, che non ha queste costrizioni, è ipotizzata la possibilità di migliorare ulteriormente la risoluzione spaziale, potendo tollerare un tempo di acquisizione più lungo, così favorendo lo studio di vasi di piccolo calibro. Inoltre, il bolus timing per lo studio vascolare della mano presenta a tutt’oggi delle difficoltà oggettive determinate dal riempimento arterioso lungo, e dal transito arterio-venoso breve delle estremità: quest'ultima caratteristica porta ad una visualizzazione dei segmenti arteriosi del terzo terminale assai più difficoltosa con CEMRA che con FSD. Vedi Figura 7.

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Figura 7 a-c: a) CEMRA 4D, b) CEMRA 3D, c) FSD modificata [4].

Nello studio di Fan et al, e di Saouaf et al, la qualità dell'immagine della metodica FSD-bSSFP preparata risulta superiore, con minor contaminazione venosa e alta risoluzione spaziale isotropica. Anche se non è possibile studiare con questa metodica l'impregnazione dei tessuti molli associata a complicazioni infiammatorie, non somministrando mdc, Saouaf et al suggeriscono che si possa acquisire questo dato tramite una sequenza pesata T2 con soppressione del grasso. Viene confermato che il terzo terminale delle arterie palmari e digitali nello studio di pazienti con SLE non viene visualizzato in alcuni casi con CEMRA 4D, probabilmente per un mancato passaggio di mdc nei vasi più piccoli; ed inoltre che può essere osservata una contaminazione venosa importante nelle CEMRA 3D; la tecnica FSD viene considerata in questo senso promettente, ma si suggeriscono ulteriori esplorazioni. Liu et al sottolineano che una valutazione clinica estesa non sia stata ancora condotta, soprattutto sui pazienti diabetici, in cui possono insorgere alterazioni della microstruttura tissutale locale e circolatoria che possono ridurre la capacità diagnostica della tecnica. La performance di FSD-bSSFP risulta anche in questo lavoro, rispetto a CEMRA, equivalente per capacità diagnostica, mentre nell'analisi quantitativa di SNR e CNR, questi risultano superiori nella FSD, anche rispetto a FBI, con cui viene confrontata. L'alta qualità è attribuita soprattutto alla sequenza usata per l'acquisizione dei dati e alla separazione di questa dal modulo di preparazione della magnetizzazione FSD.

La SSFP è adatta allo studio angiografico essendo veloce, efficiente per SNR, pià adatta alla rappresentazione del flusso veloce e complesso della FBI. La velocità di imaging permette un'acquisizione dei dati con alta risoluzione spaziale, migliorando l'accuratezza diagnostica per la valutazione dei restringimenti luminali.

La tecnica FBI, a causa degli effetti inerenti di defasamento del flusso della sequenza se echo train (FSE o TSE), può presentare cadute di segnale in caso di flusso veloce e/o turbolento, eventi che si presentano distalmente ad una stenosi, inducendo un'errata stima della stessa. E' robusta rispetto alle disomogeneità di campo ma sensibile al movimento del paziente, richiede delle scansioni preparatorie per definire la finestra di acquisizione e l'intensità dei gradienti di spoiling, in particolare a FA costante, rendendola dipendente non solo dal paziente, ma anche dall'operatore. La selezione ottimale dei tempi di ritardo per la sincronizzazione alle fasi cardiache è fondamentale per evitare la formazione di artefatti, che si producono anche in caso di funzionalità cardiaca non buona . L’acquisizione dei dati, però, sia per FBI che per FSD, può essere ripetuta, a differenza di quanto avviene per CEMRA. Qiss si basa sull'effetto inflow, a differenza di FBI e FSD, è robusta nei confronti del movimento, non richiede aggiustamento dei parametri a seconda del paziente, ed è quindi di facile implementazione. È però una 2D, e la

risoluzione di fetta è limitata; inoltre, non è direzionale, ed un flusso retrogrado può non essere identificato. Sembra comunque presentare una specificità superiore rispetto alla FBI come dimostrato anche da uno studio su fantocci condotto da Offerman et al.

Grazie alla sensibilità della tecnica, sono sufficienti gradienti FSD di bassa intensità per sopprimere il flusso arterioso in fase sistolica; inoltre, l'applicazione della soppressione nella sola fase sistolica inibisce la formazione di artefatti da alto flusso diastolico. Il diminuire della differenza di velocità tra il flusso arterioso e quello venoso, associata all’avanzamento dell’età, però, può corrispondere ad una possibile contaminazione venosa. Può inoltre residuare del segnale dei tessuti statici dalla sottrazione DA e BA per differenza di segnale tra le due misurazioni, che può impedire la visualizzazione dei piccoli vasi e nel mip può essere scambiata per stenosi o flusso insufficiente. Vedi figura 8.Una sottrazione pesata potrebbe essere una soluzione a questi problemi.

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Figura 8 a-b: a) CEMRA; b) FSD con contaminazione dei tessuti molli [12].

Lim et al, che comparano FSD con fresh blood VFA e CFA per lo studio degli arti inferiori, suggeriscono che la metodica FSD potrebbe essere usata come esame di prima istanza nelle patologie vascolari periferiche, per la sua robustezza nei confronti delle variazioni di velocità di flusso, con CFA complementare per ottenere una copertura anatomica maggiore.

Sappiamo che la angio-rm visualizza l'albero arterioso tramite il flusso ematico, piuttosto che tramite il sangue di per sé: qualsiasi effetto che comporti perdita di segnale (flow void effects) può portare ad una sovrastima del lume delle stenosi. Questo problema è osservabile nelle TOF e nelle PC, in corrispondenza e distalmente alle stenosi, specialmente alla periferia del lume. Teoricamente, la tecnica qui presentata è vantaggiosa nell'imaging proprio della periferia del

lume, perchè il flusso presenta alta variazione locale di velocità, e quindi può essere adeguatamente soppresso. Il flusso complesso può essere ugualmente soppresso tramite l'estensione della sensibilità della tecnica a più direzioni, possibilità non implementabile ad esempio nella tecnica FBI. Nel caso di sangue stagnante, si può invece agire aumentando l'intensità di m1.

Si tratta di un metodo che dipende dal flusso, ma non dall'effetto inflow, per cui può essere usata anche per flussi relativamente lenti come quello delle mani. L’effetto di soppressione del flusso nella DA è determinato dal solo modulo FSD, e quindi può essere facilmente quantificato e predetto calcolando il momento di gradiente di primo ordine. La sequenza bSSFP inoltre non presenta l'effetto del blurring da decadimento T2 della FBI ( in parte risolto con la tecnica VFA), ed è meno sensibile al movimento grazie alla configurazione di gradienti bilanciata. Uno svantaggio riguarda sicuramente la marcata sensibilità alle variazioni di suscettibilità magnetica

(che aumenta all'aumentare di Bo). Come nella FBI, il tempo complessivo del protocollo è lungo, per sincronizzare l'acquisizione alla fase cardiaca, e per la necessità di sottrarre i due set di dati (BA, DA), rendendo più probabili artefatti da movimento del paziente. Sono stati proposti alcuni approcci di correzione postprocessing del movimento, tipo BRACE (BReast Acquisition and Correction). Il fattore di accelerazione 2-3 utilizzato però, potrebbe essere aumentato, dato l'elevato SNR della sequenza bSSFP. La necessità di sincronizzare le misurazioni DA e BA a fasi diverse del ciclo cardiaco può inoltre indurre un cambiamento del diametro del vaso per pulsatilità, influenzandone la visualizzazione. Il tratto più interessante della metodica rimane sicuramente la flessibilità di scelta dell'intensità dei gradienti FSD, e della direzione su cui applicarli, oltre alla possibilità di scegliere più direzioni, che la rende adatta allo studio dei vasi tortuosi; inoltre, non essendo la preparazione FSD applicata in diastole, può produrre immagini BA dei flussi a prescindere dalla loro velocità.

Conclusioni

Riassumendo, la tecnica nce mra FSD-bSSFP preparata T2, a modulo singolo e doppio, mostra una potenzialità importante nello studio angiografico periferico, quando la somministrazione di mdc sia indesiderabile o controindicata, con un'accuratezza diagnostica comparabile a CEMRA 3D. Inoltre, permette la visualizzazione dei flussi in un vasto range di velocità, a differenza di altre metodiche nce mra. Necessita però di calibrare i gradienti FSD, quindi non è di facile implementazione, e presenta dei limiti intrinseci. Sono in corso trials clinici su un vasto numero di soggetti per ottimizzare la tecnica e renderla commerciabile (SIEMENS).

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