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Perfusione cerebrale. Sviluppo e utilizzo della tecnica PRESTO

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Perfusione cerebrale

Sviluppo e utilizzo della tecnica PRESTO

Silvia Bicchi

Azienda Usl 4, Ospedale S.Stefano, Prato

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

Riassunto

In questa verifica viene illustrata la nascita, lo sviluppo e l’utilizzo della sequenza PRESTO (Rapid Principles of Echo Shifting with a Train of Observations) della Ditta Philips negli studi RM di perfusione mediante metodo DSC (Dynamic Susceptibility Contrast) mettendola anche a confronto con le altre rapide tecniche a disposizione quali le EPI (Echo Planar Imaging) per le misure dei parametri di emodinamica cerebrale.

Con lo studio di perfusione in Risonanza magnetica si va ad analizzare l’apporto sanguigno capillare che si attua in una scala dimensionale dell’ordine dei micron a fronte di una risoluzione spaziale di scansione dell’ordine del millimetro per cui, oltre ai capillari, rientreranno tutta una serie di altre sostanze non direttamente coinvolte nell’atto perfusivo. Pertanto la risoluzione temporale dovrà essere estremizzata al massimo per ottenere una dinamica veloce del segnale data solo dalla componente del microcircolo (mentre le altre sostanze all’interno del voxel non dovranno contribuire alla modifica del segnale).

La tecnica PRESTO combina l’ES (Echo Shifting), che consente TE (Echo Time) superiori al TR (Repetition Time) della sequenza, con l'acquisizione di linee multiple di K-spazio per ogni eccitazione, al fine di ottenere un metodo abbastanza veloce pur mantenendo un sufficiente TE per un contrasto ottimale.

Parole chiave

PRESTO, Echo Planar Imaging, Dynamic Susceptibility Contrast, T2*, Echo shifting

Introduzione

La Risonanza Magnetica è emersa da qualche anno come metodo promettente per gli studi di perfusione cerebrale, dal momento che parametri importanti clinicamente quali il CBF (Cerebral Blood Flux), il CBV (Cerebral Blood Volume) e il MTT (Medium Transit Time) possono essere ora accessibili da sofisticati algoritmi di post-processing.

Nell’Imaging perfusionale è fondamentale avere un’alta risoluzione temporale, per questo la tecnica EPI è tutt’oggi il metodo più usato, soprattutto Gradient Echo (GRE) ma anche Spin Echo (SE). Le GRE non avendo rifocalizzazione soffrono di SNR (Signal to Noise Ratio) inferiore alle SE a causa delle disomogeneità intrinseche e di quelle aggiunte dal MdC(Mezzo di Contrasto) al contrario delle SE che d’altro canto hanno una dipendenza forte dal TE nel senso che perdono molto segnale dovendo utilizzare TE più lunghi delle GRE e poi, essendo sensibili al flusso nei piccoli vasi, tendono a portare a dei valori di CBF più bassi rispetto alla GRE e richiedono una maggiore quantità di MdC, circa il doppio. La lunga finestra di acquisizione nella EPI, rispetto al tempo T2* durante il passaggio del bolo, porta a un significativo decadimento del segnale durante il treno di echi e può rappresentare un problema per il monitoraggio del bolo; per essere nel miglior modo sensibili ai cambiamenti del T2* indotti dall’agente di contrasto, tutti i dati di immagine dovrebbero essere acquisiti in un tempo relativamente lungo di eco, e per avere il contrasto ottimale nelle GRE, il TE dovrebbe essere uguale a T2*. A causa del range dei tempi di eco in cui la EPI acquisisce dati, le diverse parti del treno di echi non possono tutte essere ottimamente sensibili all'effetto del bolo, infatti ogni linea del K–spazio è ponderata in modo diverso rispetto al T2*. Inoltre la risoluzione spaziale effettiva delle immagini EPI dipende, tra gli altri parametri, dal valore T2*, che cambia drammaticamente durante il passaggio del bolo, in particolare nella materia grigia e in prossimità dei vasi, così la risoluzione della EPI single-shot sarà degradata durante il passaggio del bolo, con conseguenti effetti di volume parziale; di conseguenza il decadimento T2* durante l’acquisizione comporterà una perdita di risoluzione dell'immagine EPI e questo effetto sarà più forte in una finestra di acquisizione lunga e in un (relativamente) breve T2*. Questo limita la finestra utile di acquisizione ai valori brevi del T2* che si verificano durante il passaggio del bolo. Un metodo per diminuire questi problemi è l'uso di un metodo EPI segmentato con una finestra di acquisizione (treno di echi) che è significativamente più breve del valore più breve T2* durante il passaggio del bolo al fine di mantenere la risoluzione dell'immagine durante l'esperimento.

Per ovviare a questo inconveniente e mantenere alta risoluzione temporale e ponderazione T2* una valida alternativa consiste nell’utilizzare la sequenza PRESTO (Fig.1) [1] in cui gradienti di campo aggiuntivi spostano l'eco di gradiente rifocalizzato in un successivo periodo TR facendo sì che il TE risulti più lungo del TR e si realizzi la pesatura T2* al tempo giusto.

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Fig.1: Schema della sequenza PRESTO

Tecnica e Metodologia

STORIA: La sequenza PRESTO nasce come una tecnica di imaging funzionale agli inizi degli anni’90 quando la RM ad 'alto campo' era a 1.5 Tesla, i gradienti avevano bassi switching rates e forza (10 milliTesla/metro con Slew rate 17T/m/s), le bobine di ricezione sensibilità sub-ottimale; l'imaging parallelo non era stato ancora sviluppato e le EPI non venivano ancora usate comunemente su scanner clinici, l’imaging veloce era quindi costituito da GRE (FLASH,GRASS,ecc) con un breve TR, sia per applicazioni di perfusione nonché BOLD fMRI. Proprio in esperimenti sulla perfusione si era capito che accelerando la scansione, quindi accorciando il TR, era fortemente limitata la gamma disponibile di TE, con conseguenze dannose per il contrasto ottimale a causa dell’effetto T2* del bolo; il problema fu allora minimizzato spostando l'eco verso la fine dell'intervallo di TR. Lo spingere verso TE più lunghi, insieme alla riduzione del tempo di ripetizione della sequenza per l’ottenimento di una risoluzione spaziale desiderata e risoluzione temporale da immagine a immagine, portò all’idea di ritardare l'eco in un successivo periodo TR, con un conseguente TE più lungo del TR della sequenza (Echo Shifting).

La prima attuazione dell’ES Gradient Echo (proposta da Moonen et al. nel 1992) è mostrata nelle Fig.2a[2] e 2b[3] con forme d'onda di gradiente modificate e aggiunte per rifocalizzare il segnale proveniente da ciascun impulso RF dopo il successivo:

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Fig.2:Prima attuazione della tecnica ES

Gli spin eccitati dal primo impulso RF sono rifocalizzati nel secondo periodo TR, quelli eccitati dal secondo impulso RF sono rifocalizzati nel terzo periodo,gli spin eccitati nell’

n-esimo periodo sono rifocalizzati nell’(n+1)-esimo periodo TR. L’echo shifted è quindi realizzato portando gli spin in fase al tempo di echo desiderato rispetto ad ogni gradiente principale e defasando gli altri possibili echi di gradiente e spin. Il gradiente di selezione della fetta è invertito completamente all’inizio di ogni periodo TR per mantenere la stessa fase per tutti gli spin che erano eccitati dall’impulso RF nel precedente periodo TR. Dopo il periodo di acquisizione nell’n-esimo periodo TR del segnale degli spin eccitati nell’(n-1)-esimo periodo TR, un gradiente nella direzione della fetta è usato per portare gli spin in fase che erano eccitati nell’n-esimo periodo TR. Un gradiente addizionale all’inizio di ogni periodo TR è usato per defasare ogni gradient-recalled echo di spin che sono stati eccitati nello stesso periodo TR. La polarità del gradiente addizionale è alternata per rifasare gli spin eccitati dall’impulso RF dell’ennesimo periodo TR nell’(n+1)-esimo periodo rispetto al gradiente addizionale. Ogni direzione può essere usata per il gradiente addizionale fino a che sia utilizzata una sufficiente forza di defasamento. L’effetto netto dei cruscher quindi è che la Mxy è defasata in un ciclo TR ma rifocalizzata nel successivo. La codifica di fase si ottiene alla fine di ogni periodo TR al fine di mantenere un gradiente di codifica di fase ogni echo acquisito (la codifica di fase nel periodo TR ennesimo serve per codificare l'eco dell’(n + 1) esimo periodo TR). Gli impulsi RF nella nuova sequenza non servono come impulsi di rifocalizzazione per gli echi rifasati, essi servono come impulsi di eccitazione nell’ennesimo periodo TR portando all’echo desiderato nell’ (n + 1)-esimo periodo TR. Così, la magnetizzazione trasversale creata nell’n-esimo periodo TR, che porta all’eco nello

(n + 1)-esimo periodo, rimane invariata dagli impulsi RF dell’ (n + 1)-esimo periodo TR.

Lo schema venne poi generalizzato in un numero arbitrario n di shift di TR modificando il gradiente di selezione della fetta di una forma 1 / n, +1, -1 (anziché ½,+1,-1) e il gradiente supplementare per arrivare ad uno shifting di n valori (Fig.3) [2]:

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Fig.3:Generalizzazione della tecnica ES

L'acquisizione ES-FLASH fu successivamente accelerata mediante raccolta di linee multiple di k-spazio all'interno di ogni TR in modo interleaved EPI, creando la prima sequenza PRESTO (Fig.4)[4]:

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Fig.4: Schema della prima sequenza PRESTO

Nella PRESTO quattro gradient-recalled echo vengono acquisiti per ogni periodo TR e l’echo-train è spostato di un periodo TR dalla particolare struttura del gradiente di selezione della fetta. Così gli spin eccitati dal primo impulso RF portano a quattro echi di gradiente durante il secondo periodo TR. Gli Spin eccitati dal secondo impulso RF portano a quattro echi di gradiente nel terzo periodo TR. In generale, gli spin eccitati nel periodo n-esimo vengono riorientati quattro volte nell’ ( n + 1)-esimo periodo TR. Nella sequenza sono state utilizzate le seguenti caratteristiche di gradiente:

a)GRADIENTE DI SELEZIONE DELLA FETTA: il gradiente di selezione della fetta durante l'impulso RF è seguito da un lobo inverso di uguale durata tale da mantenere a zero lo sfasamento netto per tutti gli spin che sono stati eccitati nel precedente periodo TR. Dopo il periodo di acquisizione,un impulso di gradiente di rifasamento viene utilizzato per rifasare gli spin eccitati nel periodo TR corrente. Per spostare l'eco–train n periodi TR, l'ampiezza di questo impulso di rifasamento deve essere diviso per n.

b)GRADIENTE DI LETTURA: un gradiente di sfasamento è seguito da un sistema di switch di gradiente tale che gli spin siano riorientati a metà di ognuno dei quattro periodi di lettura. Inoltre,un lobo di rifasamento è posto a seguire l'eco-train con conseguente sfasamento netto a zero all'interno di ogni periodo TR.

c)GRADIENTE DI CODIFICA DI FASE: ogni eco di gradiente è codificato nella fase secondo la traiettoria del K-spazio di Fig .5[4] :

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Fig.5: Traiettoria del K-spazio nella PRESTO

Così il primo eco acquisito è codificato con la massima codifica di fase negativa. Il "blip "tra echi successivi aumenta la fase corrispondente ad un quarto dell’intero KY-spazio. I rewinders di codifica di fase sono utilizzati alla fine di ogni periodo TR per riportare gli spin in fase prima della seguente eccitazione RF. Nel successivo periodo TR, il lobo di sfasamento iniziale e il lobo di rewinder sono incrementati mentre i " blip " rimangono identici.

Il passo successivo è mostrato in Fig.6[2] :

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Fig.6: Implementazione della sequenza

Il nuovo schema ha permesso un numero arbitrario di shifts di TR mantenendo le stesse forme d'onda per ogni periodo TR: questo è stato ottenuto utilizzando due crusher in ogni TR, uno prima e uno dopo l'acquisizione, con un rapporto di 1:2 per uno shift di un TR. Ciò può essere generalizzato a un rapporto di n/(n +1) per spostare n periodi TR. Il gradiente di selezione della fetta è ancora utilizzato anche per l’echo shifting, simile alle precedenti implementazioni. Anche la codifica di fase è riavvolta in ogni TR per mantenere i momenti di gradiente costante, migliorando la stabilità temporale. Due altre aggiunte hanno avvicinato questo modello alla versione finale della sequenza PRESTO: l'estensione di codifica 3D e l'uso dello scrambling (rimescolamento) di fase per migliorare la soppressione degli echi stimolati di RF.

La versione finale della sequenza PRESTO è uscita nel 1995 (Fig.7) [2] :

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Fig.7:versione finale della sequenza PRESTO

Essa combina la codifica di fase 3D con l'acquisizione eco multipla e l’echo shifting dalla versione precedente. Ha anche il gradiente aggiuntivo della precedente 3D ES FLASH, così come il suo scrambling di fase. Una piccola differenza è che ora il gradiente di selezione della fetta è alla fine completamente distinto in funzione dei gradienti di echo shifting addizionali, la forma −1;2;−1 rifocalizza sia il segnale dell’eccitazione corrente che di quelle precedenti.

UTILIZZO DELLA PRESTO CON SENSE: in una ricerca condotta da Golay et al. nel 2000 è stato testato il metodo che combina la PRESTO con SENSE, utilizzando un set di esperimenti sia di tipo motorio che visuale e tale metodo è stato comparato con l’imaging funzionale convenzionale. Nella Fig.7[5] si può notare un lieve peggioramento in termini di rumore nelle immagini Sense ma anche la correzione di intensità svolta dalla ricostruzione Sense soprattutto nella parte mediale e frontale del cervello:

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Fig.7: Confronto della qualità dell'immagine ottenuta con

Presto (A) e PRESTO-SENSE (B)

L’esperimento sopracitato ha portato alla conclusione che può davvero essere fattibile uno studio funzionale di tutto il cervello con risoluzione temporale elevatissima (1 secondo) con la sequenza 3D PRESTO-SENSE.

UTILIZZO DI SENSE PRESTO CON PARTIAL ENCODING FOURIER: nel 2003 Klarhofer et al.hanno proposto per una rapida SWI l’utilizzo della PRESTO associata a SENSE e ad acquisizione partial-Fourier; il metodo usa un fattore Sense di 2 e sfrutta un’acquisizione alternata parziale del k spazio nella direzione di codifica di fase “slow” permettendo una iterativa ricostruzione usando stime di fase ad alta risoluzione. Offrendo una risoluzione spaziale isotropica di 4x4x4mm la nuova sequenza copre l’intero cervello compreso parte del cervelletto in 0,5 secondi. La stabilità temporale del segnale è comparabile a quello di una sequenza full Fourier, una sequenza full-FOV EPI che ha lo stesso tempo di scansione dinamico ma meno copertura cerebrale. Il fattore SENSE è moderato perché se si usasse più alto avremmo riduzione del tempo di scansione ma anche un aumento del rumore dipendente dalla geometria della bobina utilizzata, per cui un fattore 2 è risultato essere un buon compromesso. Sappiamo bene che l'approccio zero filling comunemente usato per ricostruire dati partial-Fourier introduce perdite di risoluzione spaziale. I metodi iterativi proposti da Cuppen e van Est e Liang et al.che generano dati simmetrici nel k-spazio utilizzando stime di fase sono in grado di ripristinare queste perdite completamente, ma solo se sono presenti complete informazioni di fase ad alta risoluzione. In pratica le stime di fase a bassa risoluzione sono ottenute acquisendo poche righe oltre alla metà di k - spazio. Nel caso di studi dinamici i dati full-Fourier acquisiti prima delle serie temporali possono essere utilizzati per correggere le fasi delle singole scansioni dinamiche partial-Fourier . Per catturare i cambiamenti temporali delle stime della fase ad alta risoluzione viene proposto da Klarhofer et al. di alternare la metà campionata di K-spazio con ogni volume acquisito: questo consente una combinazione di due successive scansioni dinamiche per poi calcolare una stima di fase ad alta risoluzione, stima che verrà riaggiornata ogni secondo volume acquisito e permetterà la correzione delle acquisizioni individuali partial-Fourier. Dal momento che l'acquisizione 3D permette la separazione della direzione di codifica di fase rapida ( " blip “ ) dalla direzione partial-Fourier , tutti gli echi nella direzione partial -Fourier saranno campionati allo stesso tempo di eco, quindi nessun sviluppo di fase (T2*) avverrà in questa direzione, migliorando così la qualità delle stime di fase. Nell’esperimento funzionale di Klarhofer la sequenza è stata confrontata qualitativamente con una sequenza EPI.

Mentre sequenze EPI possono trarre vantaggio da tecniche di imaging parallelo rispetto alla qualità dell'immagine (meno distorsioni dovute ai treni di lettura più brevi ), o ragionevoli risoluzioni spaziale per il tempo di imaging , o rumore acustico (uso della larghezza di banda di lettura più piccole e gradienti inferiori), la necessità di lunghi tempi di eco limita le possibilità di ridurre i tempi di imaging totale nella SWI con EPI; ciò è dovuto al fatto che l'effettivo TE di sequenze standard EPI si verifica dopo la metà del treno di lettura totale.

Se metodi di imaging parallelo sono utilizzati per ridurre i tempi di acquisizione il treno di lettura sarà accorciato simmetricamente intorno al tempo di eco. Per un TE fisso questo introduce tempi morti tra eccitazione e acquisizione dei dati. Tuttavia il principio di ES di PRESTO riempie i periodi di attesa con ulteriori parti di sequenza e quindi permette l'uso in tempi rapidi di tecniche di imaging parallelo in applicazioni pesate T2*. Inoltre, come metodo multishot, PRESTO utilizza generalmente treni di lettura più brevi, che lo rendono meno sensibile a artefatti di suscettibilità macroscopici rispetto a single-shot EPI . Pur essendo una tecnica multishot e nonostante l’elevata sensibilità al movimento causato dai crusher dei gradienti che spostano i segnali di eco, gli esperimenti di Klarhofer et al. dimostrano che la stabilità temporale del metodo implementato PRESTO è paragonabile a quella di una EPI single shot. Inoltre i crusher che spostano il segnale di eco della sequenza PRESTO possono diminuire le fluttuazioni di segnale causate da sangue in rapido movimento e quindi contribuire a migliorare la stabilità temporale.

APPLICAZIONI DELLA SEQUENZA: applicazioni di PRESTO includono qualsiasi situazione di imaging in cui il contrasto T2* o un lungo TE è richiesto in abbinamento con la rapida acquisizione. Nell’imaging di perfusione basato sui cambiamenti di suscettibilità dinamica e nella fMRI basata sul contrasto BOLD l’utilizzo di PRESTO è ormai ben consolidato. Un'altra applicazione di sequenze di impulsi ES è la termometria RM che utilizza la dipendenza della frequenza di risonanza protonica dalla temperatura e viene utilizzata per il monitoraggio della temperatura durante procedure come l’ablazione tissutale con ultrasuoni. Anche l’imaging di diffusione può essere fatto con PRESTO e più recentemente sono anche stati condotti studi su MR Venography , sul Parkinsonismo e sull’individuazione di tumori dell’angolo ponto-cerebellare con ottimi risultati.

STUDIO DI PERFUSIONE RM: La tecnica di analisi T2*, indicata come DSC o bolus tracking, sfrutta l’iniezione di MdC in dosi e flussi assolutamente controllati e conosciuti (solitamente dosi di 0,1 mmol per Kg di peso corporeo con flusso di 5 ml/sec e con accesso venoso di 18-20 gauge) tramite iniettori con bolo compatto. Il MdC utilizzato è un paramagnetico standard che, oltre ad avere un effetto di riduzione del T1 dei tessuti direttamente adiacenti funzionando da accettore di energia, ha un effetto anche sul T2-T2* accorciandoli a determinate dosi e creando quindi una caduta di segnale che, a differenza dell’effetto T1, si estende anche oltre il punto in cui si trova la molecola generando una alterazione di suscettività. Questo, trattandosi di acquisizioni T2*, genererà una caduta di segnale nel voxel considerato proporzionale alla quantità di molecole di contrasto presenti, potendo costruire una curva intensità/tempo formata da una fase iniziale stazionaria ad alto segnale (BASELINE), una caduta di segnale con un minimo per poi risalire, un secondo contributo di suscettività a causa del ricircolo e poi una lenta ripresa del segnale man mano che il MdC viene escreto: la misura del segnale in funzione del tempo è una valutazione indiretta della presenza di MdC. Al fine di ottenere tutti i parametri di flusso utili alla diagnostica è necessario ricavare la curva di concentrazione; questa viene generata assumendo che la concentrazione di MdC sia inversamente proporzionale al segnale. In particolare la curva dipende dal rapporto fra il segnale al tempo “t” e quello della baseline “t0” oltre che al TE della sequenza impostata e da una costante “Kt” che tiene conto delle caratteristiche dello scanner e dell’agente di contrasto. Tale costante è difficile da determinare esattamente ed è per questo motivo che generalmente i valori estrapolati dalla DSC sono espressi in valori relativi (%) e non in valori assoluti. Generalmente il risultato finale non tiene conto del contributo di ricircolo, considerato come fattore spurio. Questo può essere fatto troncando il calcolo prima del ricircolo stesso, generando però una perdita di dati, oppure facendo un fitting con una funzione esterna. La concentrazione C è legata al CBF tramite il valore dell’arterial imput function (Ca-AIF) cioè la quantità di sangue entrante nel tessuto di interesse e la funzione residua (Rt) cioè la quantità di contrasto presente al tempo “t”, tramite una costante di proporzionalità “α” che dipende dalle caratteristiche fisiche e biologiche del tessuto in esame, il tutto legato da una operazione di convoluzione. Quest’ultima è necessaria rappresentando l’integrale, dal tempo zero al tempo “t”, dei contributi di boli infinitamente piccoli e compatti:

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Quindi, considerando di essere all’inizio della acquisizione con tutto il MDC all’interno del

vaso e quindi una Rt pari a 1, è possibile ricavare il valore di flusso e cioè il CBF tramite l’operazione inversa di deconvoluzione. Tale operazione è essenzialmente una scomposizione della somma integrale dei contributi fino ad ottenere il valore del flusso. I parametri di perfusione vengono ottenuti in relazione ad una situazione biologica di barriera

emato-encefalica intatta, considerando il CBV proporzionale all’area sottesa dalla curva di concentrazione e quindi alla rete vasale presente nel voxel in studio. Dal rapporto fra CBV e CBF si ottiene l’MTT principalmente usato per ritardi nel trasporto vascolare. Si rimarca come il CBV sia semplicemente l’area sottesa dalla curva di concentrazione mentre il CBF deriva dalla deconvoluzione della AIF il cui valore al tempo zero corrisponde al flusso stesso. La quantificazione dei dati del bolus tracking si basa quindi sui principi della cinetica di traccianti per rivelatori non diffusibili per modellare la concentrazione dipendente dal tempo dell’ agente di contrasto nel tessuto in funzione del bolo iniettato, CBF e la frazione di contrasto rimanente nel tessuto in un dato momento per una iniezione istantanea ideale.

METODO: per confrontare la risoluzione dell’immagine durante il passaggio del bolo in esami di perfusione sono state fatte prima simulazioni di PRESTO e EPI e poi esperimenti su animali in uno studio condotto da Michael Pederson et al.nel 2004 il cui obiettivo era di confrontare in vivo parametri di perfusione emodinamici quantitativi quali CBF, CBV e MTT. Nella prima fase dello studio è stata fatta una simulazione della Point Spread Function (PSF)[1] di PRESTO e EPI per vedere quali potessero essere gli effetti del decadimento T2* durante l’acquisizione dell’immagine e poi una simulazione dell’effetto del rate di rilassamento longitudinale R1 e trasversale R2 sull’ampiezza del segnale rispetto alla concentrazione del MdC. Passando dalla simulazione alla sperimentazione in vivo per l’analisi quantitativa di CBF,CBV e MTT sono state usate delle scimmie che sono state anestetizzate e hanno ricevuto 0,1 ml /minuto/kg di soluzione salina isotonica durante tutto lo studio per mantenere un certo livello di idratazione. Nella Tab.1 sono elencate le caratteristiche del sistema e le sequenze utilizzate in questo esperimento:

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[1] La PSF mostra come il segnale originante da una sorgente puntiforme è distribuito sull’immagine reale e determina l’effettiva risoluzione dell’immagine.

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RM PHILIPS INTERA 1,5T con Software operativo Release-9

Performance gradienti:23 milli Tesla/metro Slew rate: 120 Tesla/metro/secondo

Bobina di quadratura phased array ginocchio.

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Tab1: Caratteristiche hardware e sequenze

Per l’imaging dinamico sono state iniettate le due sequenze in ordine random a distanza di 10 minuti per permettere il wash out parziale. Per ambo le due sequenze dinamiche sono state acquisite un totale di 120 scansioni dinamiche con risoluzione di 0,75 secondi,per un totale di 90 secondi, a circa 15 sec dall’inizio delle sequenze è stato fatto un bolo di 0,05 mmol/kg di gadolinio. Dopo l’inizio della prima scansione dinamica è stata data una piccola predose di contrasto (0,01 mmol /kg) per ridurre gli effetti dei cambiamenti T1 nel sangue.

Discussione

Nella perfusione la sequenza PRESTO ha sicuramente vantaggi rispetto alle EPI per la pesatura T2* più omogenea, lunghezza del treno d’echi, e effetti inflow.

Tuttavia, l'acquisizione tridimensionale di PRESTO impone una penalità di tempo causata dal necessario sovracampionamento nella direzione della fetta per evitare aliasing .

Pur essendo una tecnica multishot e nonostante l'alta sensibilità al movimento causato dal gradienti crusher che spostano i segnali di eco, esperimenti hanno dimostrato che la stabilità temporale di PRESTO con SENSE è paragonabile a quella di una sequenza EPI single shot. La potenziale capacità di acquisire immagini ad altissima risoluzione temporale senza compromettere la stabilità del segnale rende quindi la tecnica PRESTO un’attraente scelta negli studi sull’AIF.

L'alto SNR unito ad una forte caduta di segnale durante il passaggio del bolo sarebbe l’ideale per determinare il trend segnale - tempo , e lo studio di Pederson et al. ha dimostrato che nonostante l' alta risoluzione temporale di 750 msec , il SNR e la risoluzione temporale sono sufficienti per il calcolo delle mappe parametriche di CBF , CBV , e MTT .

Comunque , va notato che entrambe le sequenze nell’esperimento sono state eseguite con risoluzione temporale identica , mentre la risoluzione spaziale è minore in PRESTO rispetto al EPI a causa di limitazioni nelle impostazioni del parametro, pertanto , sono necessari ulteriori studi per quantificare in ambito clinico i vantaggi della sequenza PRESTO rispetto alla sequenza EPI , soprattutto quando è richiesta alta risoluzione temporale e spaziale.

Nello studio considerato i valori CBF di tutto il cervello sono stati normalizzati ai valori del CBF della WM perché la WM ha un tasso di perfusione di sangue ben definito .

La correlazione di CBF di tutto il cervello da valori della WM è possibile sia da PRESTO e EPI , poiché ogni tecnica è sensibile ai cambiamenti di suscettibilità di grandi vasi.

I valori di CBF,CBV e MTT nelle scimmie esaminate sono in accordo con i valori trovati precedentemente in studi su umani, comunque le CBF ,CBV e MTT calcolate per i dati PRESTO hanno mostrato una relativamente più grande standard deviation (SD) di quelle basati sui dati di EPI ;questa differenza è probabilmente spiegata dal relativamente più piccolo cambiamento di segnale durante il primo passaggio di Gd- DTPA.

Fluttuazioni del segnale e contributi da rumore avranno quindi il maggior effetto sulle curve PRESTO .

Nello studio analizzato le EPI e le PRESTO hanno sostanzialmente parametri di perfusione quantitativa comparabili.

Indubbiamente la tecnica PRESTO è un metodo MRI molto veloce, sensibile al T2*;lo svantaggio è che il SNR non è alto come quello di EPI a causa della diminuzione della magnetizzazione allo steady-state.

Il suo vantaggio principale è che l’intero K-spazio viene acquisito in un intervallo ristretto di pesatura T2* e richiede anche dei requisiti di omogeneità di campo notevolmente più bassi rispetto alle EPI; inoltre, la sequenza non impone requisiti stringenti su hardware, e la dimensione della matrice dei dati è flessibile grazie alla segmentazione del k-spazio.

Una riflessione finale può esser fatta nell’utilizzo della PRESTO nel Venogram RM : come sequenza avendo forte pesatura in T2* e tempi di esecuzione estremamente brevi risente molto poco del flusso, di conseguenza nello studio dei vasi si presta bene alla distinzione di arterie e vene sulla base dell’effetto suscettibilità magnetica.

Il problema allora qual’e’? Siemens ha un software di post processing della sua sequenza dedicata al venogram: prima acquisisce una volumetrica pesata fortemente in T2* con TR 40 e TE 35, poi ricostruisce modulo e fase. La fase è fortemente artefattata dalla presenza dei seni frontali ,dei seni cavernosi,ecc.. ; proprio la fase e’ quella che risente di più della differenza di suscettibilità magnetica e quindi distingue meglio fra arterie e vene, per cui viene post processata, ma in che modo? Tagliando il centro del k spazio, perchè la differenza di contrasto è molto elevata e allora anche se viene tagliata una parte del centro non si viene a perdere molto in contrasto. Se c’e’ tanto contrasto togliendone un po’ comunque ne rimane lo stesso tanta; tagliando via gli effetti di grande lunghezza d’onda si taglia via anche l’effetto degli artefatti da suscettibilità magnetica della parte frontale che sono bande molto grosse, a lunghezza molto grande, a frequenza molto bassa quindi vicino al centro del k spazio.

Tagliando via gli artefatti poi, invece che sovrapporre semplicemente la fase al modulo, viene fatta una specie di moltiplicazione per più volte, x cui le piccole differenze di contrasto che sono rimaste nella fase che sono più importanti rispetto al modulo vengono esaltate da questo processo di moltiplicazione e quindi viene fatta esaltazione dei vasi neri e in particolare delle vene.

La PRESTO si presterebbe ancora di più allo studio venogram: è molto rapida, molto pesata in T2*, ha meno artefatti di una EPI dovuti a distorsione geometrica, se si aumentasse la risoluzione spaziale lasciando perdere la risoluzione temporale, si distinguesse modulo e fase e si trattasse la fase come fa Siemens tagliando lo spazio centrale del K spazio avremmo sicuramente risultati ottimali.

Conclusioni

Il fatto che la PRESTO abbia treni di lettura brevi,disegno flessibile e minore distorsione da effetti di suscettibilità la rendono una buona alternativa alle EPI per esperimenti di perfusione soprattutto in studi che richiedono risoluzione temporale molto alta in cui PRESTO, congiuntamente con il metodo SENSE, permette un’ acquisizione tridimensionale sotto al secondo con un adeguato SNR .

Ringraziamenti

Arrivata alla fine di questo percorso formativo molto importante per la mia crescita professionale voglio ringraziare i coordinatori didattici Dr.Stefano Chiti e Dr.ssa Silvia Sozzi e tutti i docenti del Master,in particolar modo il Dr. Cristiano Biagini per il materiale didattico che ha messo a mia disposizione e soprattutto per il sostegno morale ricevuto.

Ringrazio mia figlia e i miei genitori che mi hanno sopportato come mamma nevrotica e figlia assente in quest'ultimo anno.

Ringrazio ancora il mio miglior amico Wintel che mi ha sempre appoggiata e incoraggiata ad andare avanti anche nei momenti più difficili.

Bibliografia

[1] Manuale INGENIA Philips Versione 4.1.1 SP2 (2011)

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