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Principi di angio RM senza MDC. Parte seconda (Parametri di ottimizzazione sequenze TOF)

rosanna

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

Quando utilizziamo sequenze gradient otteniamo immagini diverse.

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

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

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

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

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

blogentry-2509-0-09564800-1427882888_thumb.jpg

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

z=ν TR

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

vc=z/TR

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

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

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

blogentry-2509-0-48470300-1427883143_thumb.jpg

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

blogentry-2509-0-16900100-1427883246_thumb.jpg

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

Pertanto, l’inflow enhancement:

1.
aumenta all’aumentare della velocità del sangue sopra la velocità critica Vc ;

2.
aumenta con spessori di slice ridotti, poiché la velocità critica è proporzionale allo spessore della slice z,

3.
se la componente perpendicolare della velocità supera la velocità critica, avremo una sostituzione completa del flusso nello slice di imaging durante ogni TR.

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

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

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

Tecniche TOF BRIGHT BLOOD.

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

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

1. B0;

2. TR,

3. TE;

4. FA,

5. Voxel.

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

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

blogentry-2509-0-28336500-1427883361_thumb.jpg

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

blogentry-2509-0-81107400-1427883468_thumb.jpg

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

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

blogentry-2509-0-01099000-1427883547_thumb.jpg

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

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

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

ECC..ECC..


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2 Commenti


quindi in parole povere per ottimizzare una TOF bisogna cercare di lavorare con TR basso, TE basso, FA basso e voxel basso.

giusto, Rosanna?

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ho provato a variare TE nelle mie TOF che avevano un range di valori modificabile da circa 4 a circa 7.

tuttavia non ho notato grossi benefici nel lavorare con TE a 4... il segnale di flusso era il medesimo delle TOF a 7, anzi vi era globalmente peggioramento della sequenze in quanto a 7 eravano su valori out-of-phase mentre a 4 su valori in-phase

in quelle "out" il segnale del grasso era decisamente inferiore a quelle "in" e questo migliorava le ricostruzioni MIP in quanto non vi era "nebbia bianca" d ma un bel grigino di fondo che non disturbava affatto nelle immagini e che non era nemmeno necessario ritagliare

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