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Dual-Echo Arteriovenography Imaging. Sequenza CODEA

Luca Bartalini

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UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE

Anno Accademico 2012 -2013

SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA

DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE

MASTER di PRIMO LIVELLO in

“SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO

SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA

ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”

Dual-Echo arteriovenography imaging

Sequenza CODEA

Stefano Cappelli

Azienda sanitaria di Firenze, ospedale Aan Giovanni di Dio, Firenze

Dipartimento di Diagnostica per Immagini

1 RIASSUNTO

Lo sviluppo di questa nuova sequenza (CODEA) è stato pensato per poter acquisire simultaneamente un’immagine angiografica arteriosa Tof (MRA) ed una venografica Bold-SWI (MRV). Le sequenze finora proposte, prive di somministrazione di Mdc, per lo studio contemporaneo della fase arteriosa e venosa, sono andate incontro a conflitti tecnici/tecnologici non sempre ben superati, ad esempio profilo di eccitazione Rf, flip angle, impulsi di presaturazione spaziali.

Lo studio dell’encefalo con acquisizioni singole Tof-MRA e Bold-MRV richiede lunghi tempi di scansione, che possono variare dai cinque ai dieci minuti per ognuna delle due fasi; per questo, nella routine clinica, lo studio MRV viene quasi sempre escluso.

Con questa nuova sequenza dual-echo, uno specifico schema di riordino del k-spazio è stato utilizzato per disaccoppiare i requisiti dei parametri di scansione relativi alla fase arteriosa MRA ed a quella venosa MRV. E’ possibile ottenere le due fasi contrastografiche, separando l’acquisizione delle regioni centrali del k-spazio ed applicando parametri di scansione appropriati per le due fasi MRA e MRV (profili Rf differenziati per le due acquisizioni MRA-MRV, impulsi MTC, acquisizioni Single Slab/ Multislab MOTSA).

Le angiografie Rm ottenute con la tecnica CODEA, sono qualitativamente comparabili con quelle ottenute con le singole scansioni convenzionali TOF MRA-Bold MRV, permettendo di visualizzare simultaneamente arterie e vene senza errori di registrazione spaziali dei vessel causate da flussi obliqui, mostrando solo una minima perdita di segnale nelle arterie periferiche di piccolo calibro, con il vantaggio però di poter ottenere questi risultati con tempi comunque inferiori a quelli richiesti dall’acquisizione di ciascuna delle due fasi separatamente.

Parole chiave

MR angiography; time of flight (Tof); susceptibility-weighted imaging (SWI); blood-oxygenation-level-dependent (BOLD) venography; dual-echo technique; CODEA

2 INTRODUZIONE

L’imaging angiografico di risonanza magnetica che si basa sulla tecnica time-of-flight (TOF) riesce a fornire una dettagliata rappresentazione anatomica delle strutture vascolari arteriose, ed è normalmente usato nell’imaging clinico dello studio encefalico. Come modalità di imaging vascolare complementare, le acquisizioni venografiche basate sul contrasto blood oxygenation level-dependent (BOLD), vengono eseguite ed usate in clinica per delineare l’anatomia venosa dell’encefalo. Poiché l’imaging di risonanza magnetica angiografico arterioso TOF(MRA) e venografico BOLD(MRV) evidenziano differenti anomalie neuronali e vascolari, tipiche delle malattie cerebrali, è opportuno acquisire entrambe le fasi negli studi di imaging encefalico. Tuttavia acquisire separatamente entrambe le fasi MRA e MRV, richiede tempi di acquisizione relativamente lunghi, tipicamente compresi tra 5-15 minuti per ciascuna acquisizione. Di conseguenza acquisire entrambe le fasi MRA e MRV nella routine clinica dell’imaging encefalico, porterebbe un incremento non sempre accettabile del tempo totale di acquisizione, riducendo il rendimento funzionale della metodica stessa, e potrebbe limitare la compliance del paziente. Il risultato di tutto questo si traduce in una mancata esecuzione della fase MRV negli studi clinici di imaging cerebrale.

Recenti pubblicazioni hanno evidenziato nuovi sviluppi tecnici relativi all’acquisizione simultanea di entrambe le fasi TOF(MRA) e BOLD(MRV), utilizzando tempi di scansione comparabili a quelli di una singola acquisizione MRA o MRV. Nonostante questo notevole progresso, rimangono comunque aspetti tecnici non ancora ben definiti per la simultanea acquisizione delle due fasi MRA e MRV, dovuti principalmente a conflitti relativi alle condizioni di scansione, necessarie per l’ottimizzazione delle fasi stesse. Da una parte, l’angiografia rm richiede l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con profilo a rampa ed elevati valori di flip angle, l’utilizzo di impulsi MTC per il trasferimento di magnetizzazione, impulsi di presaturazione spaziale e tempi di echo (TE) brevi per sfruttare al meglio l’effetto del Flow Related Enhancement. Dall’altra, l’imaging venografico MRV richiede l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con profili piatti e bassi valori di flip angle, nessun impulso di presaturazione, tempi di eco lunghi e bassi valori di Bandwidth per acquisire un miglior contrasto T2*. Questi requisiti, contrastanti tra loro, relativi ai parametri di scansione necessari per l’ottimizzazione delle due fasi MRA e MRV, non sono facilmente controbilanciati e ottimizzati nei metodi già noti di acquisizioni simultanee MRA/MRV.

Per esempio, nel metodo dual-echo proposto da Du and Jin[9], i requisiti necessari per gli impulsi RF (profilo di eccitazione RF, flip angle, impulsi di presaturazione spaziali, impulsi MTC) non sono modificabili/regolabili, separatamente tra le due acquisizioni MRA e MRV. In conseguenza di ciò, il contrasto dell’imaging vascolare delle due fasi non può essere ottimizzato.

Nell’acquisizione MRA, le arterie sono rappresentate in virtù della loro iperintensità di segnale, e il segnale dei tessuti stazionari deve essere soppresso. L’opposto accade nella fase MRV. Al fine di ottimizzare questi requisiti, in conflitto tra loro, i parametri della sequenza dual-echo dovrebbero poter essere regolabili separatamente.

I parametri di un’acquisizione dual-echo, compatibili all’ottenimento di un adeguato contrasto per le due fasi MRA e MRV, possono essere ottenuti esaminando le caratteristiche del K-spazio, e più precisamente impiegandone uno specifico schema di riordino. In particolare, essendo il contrasto dei tessuti determinato prevalentemente dalle caratteristiche di riempimento del centro del k-spazio, l’ottenimento del maggior contrasto possibile, per le due fasi vascolari MRA e MRV, può essere enfatizzato distanziando al massimo l’acquisizione del centro, relativo alle due fasi. In conseguenza di questo specifico schema di riordino del k-spazio, i requisiti relativi ai parametri di scansione possono essere disaccoppiati e regolati indipendentemente. Questo lavoro illustrerà come sia stato possibile sviluppare e implementare una sequenza cosiddetta “compatibile/ dual-echo/ arteriovenography” (CODEA), per l’acquisizione simultanea della fase TOF MRA e BOLD MRV, in una singola acquisizione MR.

3 TECNICA E METODOLOGIA

3.1Tecnica

3.1.1Impulsi RF di eccitazione

Quando gli spin relativi al flusso sanguigno penetrano più distalmente, a valle in uno slab di una regione anatomica in esame, questi ripetutamente subiscono più eccitazioni, dovute agli impulsi RF e in conseguenza di ciò gradualmente vanno incontro al fenomeno di saturazione.

Il segnale del sangue che pertanto si ottiene con una sequenza 3D TOF MRA, satura e va incontro ad una diminuzione proporzionale alla propria localizzazione spaziale, da monte a valle, all’interno dello slab in esame. Questa saturazione spaziale RF, può essere compensata ed invertita tramite l’applicazione di impulsi di eccitazione RF con un profilo a rampa variabile spazialmente (TONE: tilted optimized nonsaturating excitation). In questo lavoro viene utilizzato un impulso RF minimum-phase (per minimizzare il TE nella fase MRA) con un profilo a rampa variabile spazialmente, ottenuto seguendo la struttura dell’algoritmo di Shinnar Le-Roux(Fig. 1a). Il profilo di eccitazione è stato simulato e testato da una soluzione numerica Runge-Kutta delle equazioni di Bloch (Fig. 1b).

Rispetto al sangue arterioso, il segnale proveniente dalla fase BOLD MRV risente meno dell'effetto saturazione all'interno dello slab in esame, per la differente velocità di transito del comparto venoso.

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Figura 1: Impulsi eccitazione RF “shape” e “profile” usati in TOF MRA e BOLD MRV.

a: Shape della parte reale ed immaginaria dell’impulso RF minimum-phase, con profilo di eccitazione a rampa. b: Due differenti profili di eccitazione per impulsi RF. Un impulso RF, consiste in entrambe le parti, reale ed immaginaria con un flip angle di 25° ed è stato utilizzato per l’acquisizione TOF MRA (per entrambe le acquisizioni, single e dual-echo). L’altro impulso Rf, consiste solo nella parte reale con un flip angle di 15°, ed è stato utilizzato per l’acquisizione BOLV MRV (ancora per entrambe le acquisizioni, single e dual-echo).

Durante l'acquisizione della fase MRV, l'utilizzo di impulsi RF a rampa, può causare una non uniformità spaziale del segnale proveniente dai tessuti stazionari; per ovviare a questo inconveniente, nella fase MRV viene utilizzato un impulso RF di eccitazione con profilo piatto (flat profile). Questo tipo di impulsi Rf ha una forma tipica come quella rappresentata in Fig.1, e come si può vedere è composto da una parte reale ed una immaginaria (rispettivamente la linea grigio scura e grigio chiaro della Fig.1a). La sola parte reale corrisponde all'impulso minimun-phase Shinnar Le-Roux, che genera un profilo di eccitazione Flat (linea grigio scuro in Fig.1b).

Nella nostra sequenza dual-echo CODEA, vengono utilizzati quindi due diversi impulsi RF, ciascuno per una delle due fasi MRA, MRV: per il primo eco MRA si utilizza un impulso con profilo a rampa contenente entrambe le parti - reale ed immaginaria - con un flip angle di 25°, per il secondo eco MRV, invece, l'impulso RF ha un profilo Flat, contiene solo la parte reale e viene utilizzato un flip angle di 15° (Fig.1b). Questi due diversi impulsi RF sono applicati in due distinte regioni del K-spazio nell'acquisizione di un 3d dataset, mentre i gradienti relativi alla selezione dello slab e di rifocalizzazione rimangono gli stessi.

3.1.2CODEA con uno specifico schema di riordino del K-spazio

Il diagramma temporale della sequenza CODEA è rappresentato in Figura 2.

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Figura 2: Diagramma temporale sequenza CODEA.

Nel diagramma sono stati omessi i gradienti di spoiler per semplificare la grafica. E’ stato utilizzato un impulso RF minimum-phase per tenere il TE del primo echo (Echo1 - Fig.2) il più basso possibile, utilizzando quindi un campionamento parziale del primo eco (Asymmetric) . Il secondo eco (Echo2 - Fig.2), è acquisito non in modo asimmetrico/parziale ma “full”. L’impulso MTC è stato applicato al posto dell’impulso di presaturazione solo in uno dei 3d datsets per ogni soggetto. Nella regione centrale del K-spazio dell’Echo2, è stata applicata solo la parte reale dell’impulso di eccitazione senza impulsi di presaturazione e MTC. Il loop relativo alla direzione lungo la prima codifica di fase, 1st PE (1...., N1), è stato tenuto al di fuori dal secondo loop di codifiche di fase lungo la direzione 2nd PE (1...., N2), questo per minimizzare eventuali perturbazioni indotte nella condizione dello steady-state. N1 e N2 rappresentano, rispettivamente, il numero di linee totali di codifica di fase relative alla prima e seconda codifica di fase. Come si può notare in figura, vengono utilizzati dei gradienti con compensazione del flusso del primo ordine, per i gradienti di selezione di slab (GPE2) e di lettura (Gread) .

Utilizzando il nostro specifico schema di riordino del K-spazio, i gradienti relativi alla prima (GPE1) e seconda (GPE2) codifica di fase relativi all'acquisizione del secondo eco (Echo2), sono stati progettati e vengono applicati indipendentemente dal quelli relativo al primo eco (Echo1), cioè vengono prima “riavvolti” e poi applicati di nuovo nella parte centrale di applicazione dell’inversione del gradiente di lettura relativo alla rifocalizzazione dell'Echo2. Per enfatizzare al massimo il contrasto tra le due fasi MRA e MRV, vengono applicati due differenti setting di impulsi RF: quando si acquisisce la regione centrale del K-spazio relativa al primo eco (TOF-weighted MRA region), si applica un impulso RF con profilo a rampa, variabile spazialmente e con alto valore di flip angle (20°–30°) insieme ad un impulso di presaturazione spaziale (o MTC se specificato) per enfatizzare il contrasto della fase arteriosa (Fig.3c); quando si acquisisce la regione centrale del K-spazio relativa al secondo eco (BOLD-weighted MRV region), si applica un impulso RF con un profilo flat, ed un valore di flip angle di 15°, senza impulsi di preparazione, tutto questo per enfatizzare il contrasto nella fase venosa (Fig.3c). L'applicazione degli impulsi RF proposta in questo lavoro, non è ugualmente implementabile nelle convenzionali sequenze dual-echo dove è previsto che gli echi relativi alle due fasi MRA/MRV sono acquisiti sulle stesse linee del K-spazio. L'ordine di acquisizione del K-spazio viene pertanto modificato rispetto al convenzionale sequenziale ascendente lungo la direzione della prima codifica di fase. In particolare il primo quarto di K-spazio relativo al primo eco (Echo1), viene acquisito alla fine, mentre il quarto finale di K-spazio relativo al secondo eco (Echo2) viene acquisito all'inizio lungo la prima direzione di codifica di fase (1st PE) così come raffigurato in Figura 3 a, b.

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Figura 3: Distribuzione del K-spazio CODEA. a e b: sezioni di K-spazio al centro, lungo la prima direzione di codifica di fase (1st PE), per il primo (a) e secondo (b) eco. c: Impulsi RF utilizzati per acquisizione di ciascuna regione di K-spazio. Acquisizioni Partial-echo e Full-echo sono applicate per il primo e secondo eco rispettivamente come mostrato in a e b.

Con questo specifico schema di acquisizione e riordino del K-spazio si riesce ad ottenere la massima separazione, lungo questa direzione (1st PE), delle regioni centrali del K-spazio (Fig. 3a,b).In conseguenza di questo, i parametri d’impulso relativi alla fase MRA possono essere applicati durante l'acquisizione della prima metà del centro del K-spazio relativi al primo eco, cioè nella zona dove ho una maggior pesatura TOF dell'immagine; quelli relativi alla fase MRV vengono applicati durante l'acquisizione del secondo eco nella seconda metà del centro del K-spazio, regione dove ho una maggior pesatura BOLD dell'immagine (Fig.3). Si può quindi dire che la metà periferica del K-spazio (cioè un quarto per ogni lato) relativa ad ogni eco è stata ponderata dai parametri degl'impulsi RF relativi all'altro eco. Un’altra osservazione che emerge osservando la Fig.3 è: visto che la direzione della prima codifica di fase (1stPE), è quella che solitamente ha una maggior risoluzione spaziale, rispetto a quella relativa alla seconda direzione di codifica di fase(2stPE), l'acquisizione del K-spazio viene riordinata lungo la prima direzione PE, proprio per incrementare la separazione tra i due echi (Fig.3). Inoltre, la scelta di tener fuori il loop relativo alla direzione della prima codifica di fase 1st PE dal secondo loop, relativo alla direzione della seconda codifica di fase 2nd PE, permette di applicare il blocco, relativo agli impulsi RF (Fig.3c), solo una volta a metà percorso della scansione, evitando un periodo transitorio di impulsi Rf durante l’acquisizione di un intero 3d datset.

3.2 Metodologia

Tutti gli esperimenti relativi a questo lavoro, sono stati eseguiti su uno scanner 3T (Siemens Medical Solutions, Erlangen, Germany) con una bobina per la testa a polarizzazione circolare. Le scansioni sono state eseguite su tre volontari di sesso maschile, e lo studio è stato approvato dall’institutional review board. E’ stato acquisito un totale di sei 3D datasets, per un tempo totale per ciascun soggetto di circa 1h, nello specifico: quattro sequenze dual-echo MRA e MRV e due single-echo MRA e MRV, con un numero variabile di slabs, schemi di riordino del K-spazio, con e senza impulsi MTC.

3.2.1Single-Slab, Dual-Echo Arteriovenography (CODEA)

E’ stata acquisita una sequenza single slab, dual-echo arteriovenography con uno schema di riordino del K-spazio come quello proposto in Fig.3. I parametri tecnici sono: tempo di ripetizione (TR)= 50 ms, dimensioni matrice 512x208x64, FOV=220x179x88 mm3, numero di medie=1. E’ stato utilizzato un campionamento parziale del k-spazio al 75% (Partial-Fourier) per ridurre i tempi di scansione con l’aggiunta di un oversampling in direzione della slice del 18% per impedire artefatti da ribaltamento, questi due parametri ( Partial-Fourier, oversampling) sono stati applicati lungo la direzione della seconda codifica di fase (2nd PE), ovvero nella direzione della slice. Il tempo totale di scansione per un’acquisizione 3D è pari a 9,8min. Il TE e la bandwidth di acquisizione sono rispettivamente 3.2ms e 150Hz/pixel per il primo eco, e 24ms e 34 Hz/pixel per il secondo echo. E’ stato utilizzato anche il parametro “Partial echo sampling” al 67% per ridurre il TE relativo al primo eco, mentre per il secondo eco si è utilizzato un campionamento “full” per aumentare il rapporto segnale rumore (SNR). La regione centrale del K-spazio, relativamente al primo eco (TOF-weighted MRA region, Fig.3) è stata acquisita utilizzando un impulso Rf con profilo a rampa con un flip angle di 25° (20°-30°) (Fig. 1b, linea grigio chiaro) e con un impulso di presaturazione spaziale. Entrambe le parti, reale ed immaginaria dell’impulso (linea grigio scuro e chiaro Fig.1a), sono state utilizzate per questa acquisizione. Per quanto riguarda invece la regione centrale del K-spazio relativa al secondo eco (BOLD-weighted MRV region Fig.3), questa è stata acquisita utilizzando un impulso Rf dal profilo “flat” con un flip angle di 15° (Fig. 1b linea grigio scuro), con solo la parte reale (linea grigio scuro Fig 1a). L’impulso MTC non è stato utilizzato per cercare di mantenere bassi i valori del SAR (a meno che non sia specificato diversamente). L’utilizzo degli impulsi MTC è stato testato separatamente in delle sequenze dual-echo eseguite in seguito.

3.2.2Conventional Single-Slab, Single-Echo MRA e MRV

Sono state eseguite separatamente, per confronto con le sequenze CODEA MRA/MRV, delle sequenze convenzionali single eco TOF MRA, BOLD MRV. I parametri tecnici di scansione per la sequenza single-eco MRA convenzionale sono identici a quelli utilizzati per la sequenza CODEA per il primo eco (TOF-weighted MRA region) e sono applicati al campionamento single-eco dell’intero K-spazio. Analogamente i parametri tecnici di acquisizione dell’acquisizione single-eco MRV convenzionale sono identici a quelli del secondo eco (BOLD-weighted MRV region) della sequenza CODEA, e pure questi sono applicati al campionamento single-eco dell’intero K-spazio.

3.2.3Multislab CODEA

Uno dei vantaggi nell’utilizzo delle sequenze CODEA, è quello di poter utilizzare acquisizioni multislab, dual-echo MRA e MRV, con una perfetta continuità vascolare su un’ampia copertura dell’anatomia encefalica. Per dimostrare questa caratteristica la sequenza CODEA MRA/MRV, è stata acquisita con due slab embricati tra loro, utilizzando la tecnica MOTSA (Multiple, overlapping, thin-slab, acquisition), tecnica comunemente utilizzata per le acquisizioni 3D TOF MRA. I parametri tecnici sono simili a quelli utilizzati per la single-slab CODEA, tranne che per le dimensioni della matrice di acquisizione = 512x208x32, FOV=220x179x44 mm3, ed il gap relativo all’embricatura dei due slab uguale a -5mm; la parte immaginaria del impulso RF a rampa (per la regione TOF) è stata ridotta della metà, diminuendo così il flip angle relativo al primo eco dal range 20°-30° a 22.5°-27.5°, al fine di migliorare l’intensità di segnale vascolare tra i due slab.

3.2.4Multislab, Dual-Echo Arteriovenography Senza Riordino del K-spazio

La sequenza multislab CODEA MOTSA è stata confrontata con una convenzionale multislab dual-eco MOTSA senza il riordino del K-spazio. In assenza dello specifico riordino del K-spazio, il riempimento previsto nelle sequenze convenzionali, prevede una modalità sequenziale crescente secondo le codifiche di fase. Il profilo degli impulsi Rf flat, con flip angle = 20°, valore intermedio tra i 25° relativi al primo eco e i 15° del secondo eco. Nessun impulso di presaturazione è stato applicato per entrambi gli echi. I rimanenti parametri sono identici a quelli della mutislab CODEA. Alla fine questa sequenza ha un setting molto simile a quella riportata nel lavoro di Du e Jin[9], eccetto che per le differenti bandwidths utilizzate per il campionamento dei 2 echi, e per l’acquisizione di un eco “full” per il secondo eco.

3.2.5Single-Slab CODEA con impulsi MTC

Un’ulteriore sequenza single-slab CODEA MRA/MRV è stata acquisita utilizzando un impulso MTC e un TR di 58ms. Gli altri parametri tecnici di scansione sono rimasti invariati rispetto all’acquisizione con la sequenza single-slab CODEA senza impulsi MTC, ad eccezione dell’assenza di impulsi di presaturazione.

3.2.6Reconstruction e Data Analysis

Ciascun 3D datset di dati grezzi è stato trasformato tramite Fourier per generare immagini 3D isotropiche con matrici di dimensioni 512x416x204 per le acquisizioni single-slab, e 512x416x102 per le multislab (2 slab), utilizzando la procedura di riempimento del k-spazio “Zero-Filling”. Il contrasto relativo alla fase venosa è stato enfatizzato utilizzando la tecnica di filtraggio “phase-mask”. Per verificare gli effetti sul segnale degli impulsi MTC nella sequenza CODEA MRA/MRV, è stato calcolato il rapporto segnale rumore dei tessuti, relativi alle acquisizioni single-slab, con e senza impulsi MTC, misurando l’intensità di segnale in aree cerebrali prive di evidenti vasi sanguigni e in aree al di fuori della regione encefalica. La fase MRA è stata rappresentata tramite immagini Maximum Intensity Projection (MIP), mentre la fase MRV tramite immagini Minimum Intensity Projection (MinIP).

4 DISCUSSIONE

Di seguito saranno poste a confronto le varie tecniche sin qui descritte, cercando di capire vantaggi e punti a sfavore tra le acquisizioni CODEA MRA/MRV e le convenzionali single-echo, dual-echo MRA/ MRV.

4.1Single-Slab CODEA MRA/MRV vs Convenzionali Single-Slab, Single-Echo MRA/MRV

Le angiografie rm acquisite con tecnica CODEA, sono qualitativamente comparabili con quelle acquisite utilizzando la tecnica convenzionale single-echo per tutti i soggetti sottoposti al test (Fig.4). E’ possibile osservare tuttavia, una leggera diminuzione del contrasto arterioso nei vasi di piccolo calibro più periferici (frecce in Fig. 4,e).

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Figura 4: Confronto tra angiografie TOF, acquisite con tecnica convenzionale single-echo e tecnica CODEA. a-c: MIP TOF convenzionale single-echo, lungo la direzione assiale (a), sagittale (b), coronale (c) per l’intero volume 3D. d-f: MIP TOF Primo echo CODEA lungo la direzione assiale (d), sagittale (e), coronale (f), per l’intero volume 3D. Risoluzione per tutte le immagini raffigurate 0.43_0.86_1.4 mm3. Le frecce in b ed e identificano una diminuzione del contrasto vascolare nei vasi di piccolo calibro periferici.

L’intensità del segnale dei vasi, mostrati nelle immagini mip sagittali e coronali (Fig.4e,f) è relativamente uniforme in tutta la direzione del flusso arterioso, indicandoci che la degradazione del segnale, prevista a causa della saturazione del sangue, viene ben compensata dall’utilizzo di impulsi con profilo a rampa solo per la regione centrale del k-spazio. In entrambe le acquisizioni single-echo e CODEA, si nota come gli impulsi di presaturazione siano efficaci nel sopprimere il segnale venoso, accentuando così l’iperintensità del segnale arterioso.

Le immagini MRV acquisite con tecnica single-echo e CODEA, a tre diversi livelli cerebrali, sono mostrate in Figura 5, e si può affermare che le due tecniche di esecuzione sono qualitativamente equivalenti per tutti i soggetti che hanno preso parte allo studio, anche nelle regioni più vicine al bordo dello slab in esame (Fig. 5f), dove le differenze dei valori di flip angle, tra regioni centrali e periferiche del K-spazio sono più elevate (Fig.1b). I risultati suggeriscono che le caratteristiche del segnale del secondo eco per la CODEA MRV, sono stati prevalentemente determinati dall’utilizzo di un impulso di eccitazione “flat”, applicato nella regione centrale del K-spazio.

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Figura 5: Confronto tra venogrammi BOLD, acquisiti con tecnica convenzionale single-echo e tecnica CODEA per lo stesso soggetto rappresentato in Figura 4. a-c: MinIP convenzionale single-echo BOLD venogramma a tre differenti livelli. d-f: MinIP secondo echo CODEA BOLD venogramma, stessi livelli come a-c. Risoluzione per tutte le immagini raffigurate 0.43_0.86_1.4 mm3. Tutte le immagini sono proiezioni MinIP su di una slab di spessore di 10mm.

4.2 Multislab CODEA MRA/MRV vs Multislab Dual-Echo Arteriovenography Senza Riordino del K-spazio

La sequenza multislab (due slab) CODEA MRA ha dimostrato un’uniformità dell’intensità di segnale e una continuità vascolare senza soluzione di continuità nella zona dell’embricatura e delle slices adiacenti la periferia dei due slab (frecce Fig. 6a), mentre nell’angiografia acquisita senza riordino del K-spazio si notano variazioni dell’intensità di segnale nelle stesse regioni (frecce Fig. 6c). Questa variazione di segnale è dovuta probabilmente all’effetto di saturazione degli spin nelle regioni periferiche che non possono essere compensate con l’impiego di impulsi di eccitazione di tipo “flat”.

Dal nostro test emergono altri due inconvenienti dell’acquisizione MRA senza riordino del K-spazio presenti in tutti i soggetti esaminati, e sono un ridotto contrasto delle strutture vascolari, a causa della diminuzione del segnale da inflow-enhancement dovuto all’utilizzo di un flip angle intermedio, e la comparsa di segnale proveniente dai grossi vasi venosi, che non può esser eliminato senza l’utilizzo di impulsi di presaturazione (punta di freccia in Fig.6c).

A differenza dell’MRA, non si osservano considerevoli differenze di qualità nelle immagini per la fase MRV, tra le acquisizioni multislab CODEA e le multislab dual-echo arteriovenography senza riordino del K-spazio (Fig.6d). Le due tecniche dimostrano un’uniforme e continua distribuzione dell’intensità del segnale nella zona dell’embricatura e delle slices adiacenti le due slab (frecce in Fig. 6 b,d).

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Figura 6: Confronto tra CODEA MRA/MRV e mutislab dual-echo MRA/MRV senza schema di riordino del K-spazio. Per lo stesso soggetto come nelle Figure 4 e 5. a e b: angiografia TOF (a) e venografia BOLD (b) acquisite con tecnica CODEA. c e d: angiografia TOF (c) e venografia BOLD (d) acquisite usando sequenza dual-echo senza schema di riordino del K-spazio.

Un impulso Rf con profilo “flat” (flip angle 20°) è stato utilizzato senza impulsi di preparazione per l’acquisizione dell’intero K-spazio in entrambi gli echi Figura 6c,d. Le immagini di Figura 6a,c sono dei MIP dell’intero volume 3D e le immagini di Figura 6b,d sono MinIP di uno slab di 17mm di spessore. La risoluzione per tutte le immagini di Figura 6 è 0.43x0.86x1.4mm3.

4.3Single-Slab CODEA MRA/MRV with MTC Pulse

Il valore del TR viene leggermente allungato con l’impiego di impulse MTC (58 ms con MTC, 50 ms senza MTC). Tuttavia la visualizzazione di arterie di piccolo calibro è stata migliorata con l’utilizzo degli impulsi MTC per tutti i soggetti sottoposti a test ( frecce Figura 7a,c). L’intensità di segnale dei tessuti nella CODEA MRA, con gli impulsi MTC, viene ridotta di un fattore 13±2% rispetto a quello senza MTC, e il rapporto segnale rumore viene ridotto di un fattore 15±5%. D’altra parte gli effetti dell’utilizzo degli impulsi MTC per la CODEA MRV sono trascurabili (Figura 7b,d): l’intensità di segnale dei tessuti aumenta di un fattore 4±5% quando si utilizzano gli impulsi MTC, il valore del SNR di un fattore 2±7%. E’ da notare che il T1 dei tessuti è circa 1-1,5s a 3T, e che l’incremento dell’intensità di segnale che ci si aspetta con l’allungamento del TR da 50ms a 58ms con flip angle=15°, è circa il 6%. Questi valori stanno ad indicare che l’utilizzo dell’MTC ha avuto poco effetto per la CODEA MRV.

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Figura 7: Confronto tra CODEA MRA/MRV con e senza impulsi MTC, in un soggetto diverso da quello raffigurato in Figura 4-6. a e b: angiografia TOF (a) e venografia BOLD (b) acquisite con tecnica CODEA con impulso MTC. c e d: angiografia TOF (c) e venografia BOLD (d) acquisite con tecnica CODEA senza impulso MTC.

Le immagini di Figura 7a,c sono dei MIP dell’intero volume 3D e le immagini di Figura 7b,d sono MinIP di uno slab di 10mm di spessore. Gli impulsi MTC migliorano la visualizzazione dei vasi di piccolo calibro nell’angiografia TOF frecce in Figura 7c, senza un apparente effetto sull’immagine BOLD.

5 CONCLUSIONI

In questo studio è stata sviluppata e testata una tecnica più raffinata di acquisizione di immagini arteriovenografiche dual-echo (CODEA), che ha permesso di acquisire immagini 3D MRA uniformi e prive di discontinuità, in grado di coprire grandi volumi cerebrali, senza degradazioni sulla qualità dell’immagine relative alla fase MRV. I risultati preliminari hanno dimostrato che la qualità dell’immagine e il contrasto delle strutture vascolari, ottenuti con la tecnica CODEA MRA/MRV, sono comparabili alle singole acquisizioni convenzionali single-echo MRA e MRV. Messa a confronto con un’acquisizione dual-echo arteriovenography con impulsi Rf flat e senza schemi specifici di riordino del K-spazio, quest’ultima mostra variazioni spaziali dell’intensità di segnale e una riduzione del contrasto vascolare della fase MRA. La condizione di avere uniformità di intensità di segnale arterioso su un ampio volume cerebrale, è basilare per un’accurata valutazione dell’integrità vascolare nell’imaging cerebrale. Mantenere un elevato SNR nel secondo echo (MRV) era già stata una delle sfide affrontate e risolta solo parzialmente con la precedente tecnica di acquisizione dual-echo, proposta nel lavoro di Du e Jin[9], dove era previsto che entrambi gli echi, relativi alle due fasi MRA e MRV, fossero acquisiti con gli stessi parametri: bandwidth di acquisizione di 81Hz/pixel, double slabs, e campionamento parziale dell’echo. In confronto la tecnica CODEA prevede l’utilizzo di un valore basso per la bandwidth di acquisizione (34 Hz/pixel) del secondo echo, che comporta, secondo le nostre stime, un incremento del 54 % per il parametro SNR. Altra osservazione che possiamo trarre è che con l’utilizzo della tecnica single-slab CODEA MRV,il valore del SNR dovrebbe aumentare del ≈40% (cioè √2) rispetto a quello ottenibile con le acquisizioni double-slab, riuscendo comunque a mantenere un buon contrasto vascolare MRA e uniformità dell’intensità di segnale. Inoltre l’utilizzo del campionamento full-echo per il secondo eco nella CODEA, contribuisce a migliorare il valore di SNR per la fase MRV.

I risultati preliminari a nostra disposizione hanno dimostrato che le tecniche comunemente usate nelle acquisizioni convenzionali 3D TOF MRA, come ad esempio MOTSA, possono essere tranquillamente incorporate nel metodo CODEA. Tuttavia qualsiasi trade-off relativo al contrasto vascolare delle fasi MRA/MRV, associato quindi al numero di slab utilizzati, non può essere risolto con il metodo CODEA.

Nel nostro studio, gli impulsi MTC sopprimono selettivamente il segnale del tessuto di fondo (acqua legata) nella fase MRA, migliorando così il contrasto arterioso (Fig. 7c). D’altra parte, come abbiamo dimostrato precedentemente nel testo, gli impulsi MTC hanno uno scarso effetto sul contrasto venoso della fase MRV (Fig.7d). Uno dei limiti nell’utilizzo degli impulsi MTC con gli scanner a 3T è legato all’aumento del SAR. Per ovviare a questa problematica, gli impulsi MTC sono stati ridotti ponderando molto più il centro del K-spazio rispetto alla periferia.

Dal confronto tra la CODEA MRA e l’acquisizione convenzionale singl-echo MRA viene fuori una moderata riduzione del segnale nelle arterie periferiche di piccolo calibro (Fig.4e). Questo è presumibilmente dovuto al fatto che la differenza di flip angle tra il centro del K-spazio e le regioni periferiche è più alta in alcune piccole arterie a valle del circolo arterioso (Fig.1b), quest’ultime sono probabilmente più soggette ai cambiamenti delle caratteristiche dei bordi delle regioni del K-spazio, rispetto alle strutture vascolari di dimensioni maggiori. Lo schema di riordino del K-spazio lungo una sola direzione della codifica di fase, e non di entrambe, porta ad un vantaggio in quanto nella direzione di codifica di fase non utilizzata per il riordino, è possibile applicare la tecnica del parallel imaging, al fine di ottenere una riduzione del tempo di scansione.

D’altra parte, il riordino del K-spazio lungo entrambe le direzioni di codifica di fase, potenzialmente può migliorare il contrasto vascolare delle immagini tramite un incremento della separazione dell’acquisizione delle regioni centrali del K-spazio dei due echi. Un inconveniente legato all’utilizzo del riordino del K-spazio in entrambe le direzioni, è dovuto all’incremento delle perturbazioni nella condizione dello steady-state, da imputare alle multiple transizioni degli impulsi RF. Sono necessari tuttavia ulteriori studi, che esulano da questo contesto, per approfondire gli effetti derivanti dall’acquisizione di diversi schemi di riordino del K-spazio per entrambe le direzioni di codifica.

La tecnica CODEA proposta in questo studio si dimostra utile sia nella conduzione di studi fisiologici che nelle applicazioni di diagnostica clinica. Per una valutazione accurata di alcune condizioni patologiche, per esempio, malformazioni artero-venose (MAV), la malattia di Moyomoya, viene sempre richiesto di acquisire entrambe le informazioni derivanti da strutture vascolari arteriose e venose. Nelle tradizionali angiografie contrast-enhancement (sia X-ray, che MR) il comparto vascolare arterioso e venoso viene sempre rappresentato in base alla propria fase dinamica tempo-dipendente, e viene poi visualizzato sotto forma di singoli frame. Quando si incontrano variazioni fisiologiche dei normali circoli artero-venosi o si presentano delle limitazioni tecniche nel catturare, in precisi riferimenti temporali, sia il circolo arterioso che venoso, la tecnica contrast-enhancement non riesce ad essere di aiuto nel differenziare le due distinte fasi vascolari. Al contrario, con la tecnica CODEA riusciamo ad ottenere una visualizzazione “contemporanea” sia delle arterie che delle strutture vascolari venose (utile ad esempio in tutti quei casi in cui è necessario minimizzare la registrazione di variazioni temporali o fisiologiche delle strutture vascolari), che vengono rappresentate in due datsets distinti, identificabili per il loro ben differenziabile contrasto vascolare (bright and dark).

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