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Luca Bartalini

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Blog Entries posted by Luca Bartalini

  1. Luca Bartalini
    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”



    Tecniche di saturazione selettina con Inversion Recovery



    SPIR Vs SPAIR



    Alessandro Tagliavini



    alletaglia84[chiocciolina]hotmail.it


    Riassunto
    Le tecniche di soppressione del grasso con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza, chiamate genericamente CHESS-IR (CHEmical Shift Saturation Inversion Recovery), si basano sulle differenze delle frequenze di precessione dei protoni dell’ acqua e del grasso.
    Due esempi di sequenze CHESS-IR sono la SPIR (Spectral Presaturation Inversion Recovery) e la SPAIR (SPectral Adiabatic Inversion Recovery), maggiormente indicata per lo studio di regioni anatomiche che determinano la disomogeneità di B1.
    Nelle sequenze CHESS-IR quando il segnale del grasso attraversa lo zero, la slice viene eccitata e misurata, cosi che il grasso apparirà nero, in quanto non darà contributo all’ immagine.
    Se B1 non è uniforme, l’ angolo di abbattimento (flip angle) varierà sulla slice eccitata e in alcuni punti la curva di rilassamento non attraverserà lo zero al momento dell’ eccitazione, cosi che il segnale del grasso non sarà nullo e localmente visibile nell’ immagine. Questo fenomeno risulta particolarmente evidente nella pelvi, nel ginocchio e nel seno.
    La tecnica SPAIR riesce a ridurre questo problema grazie all’ utilizzo di un vero impulso d’ inversione a 180°, selettivo in frequenza e adiabatico, cioè insensibile alle disomogeneità del campo magnetico B1.
    La caratteristica che rende l’ impulso adiabatico migliore di un normale impulso di radiofrequenza è la doppia modulazione di ampiezza e di frequenza (solitamente sono modulati solo in ampiezza).
    Parole chiave
    Saturazione selettiva, SPIR, SPAIR
    1. Introduzione
    Durante l’ esecuzione di un esame di risonanza magnetica è all’ ordine del giorno il fatto di dover studiare regioni anatomiche che contengono grasso, sia esso posto in superficie e quindi in prossimità della bobina di ricezione (come nel caso del seno o del ginocchio), oppure localizzato più in profondità come nel caso dell’ addome.
    Nella maggior parte delle immagini di risonanza magnetica il segnale derivante dal tessuto adiposo appare iperintenso rispetto alle altre strutture e risulta quindi di fondamentale importanza riuscire ad eliminare, o quanto meno diminuire, il segnale prodotto da quel tipo di tessuto, perché la capacità di discriminare e sopprimere selettivamente il segnale del grasso può aiutare a distinguere una lesione o altri tessuti da strutture contenenti tessuto adiposo.
    Le tecniche di saturazione del grasso si dividono in due grandi categorie, a seconda che esse siano basate sull’ utilizzo del fenomeno del Chemical Shift.



    Tabella 1: tecniche di saturazione del grasso
    Lo scopo di questa tesi è quello di analizzare le tecniche di soppressione basate sul Chemical Shift, e più precisamente quelle che utilizzano un pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza, chiamate genericamente CHESS – IR (CHEmical Shift Inversion Recovery).
    2. Tecnica e Metodologia
    L’ uniformità del campo magnetico statico è uno dei requisiti imprescindibili in un’ apparecchiatura di risonanza magnetica e pur partendo da questo presupposto localmente si avranno delle variazioni del campo a livello molecolare.
    I protoni delle molecole d’ acqua (contenenti H2O) vedranno un campo effettivo differente da quello presente nei tessuti adiposi (contenenti legami chimici CH2 e CH3) e per questo motivo il segnale dell’ acqua avrà caratteristiche diverse dal segnale del grasso.
    Rispetto all’ acqua il segnale del tessuto adiposo è spostato a una più bassa frequenza di precessione esprimibile secondo la formula:

    Δƒ = ƒf - ƒw = σ f,w * γ * B0


    Tale spostamento nelle frequenze di risonanza prende il nome di “Chemical Shift” e la costante σ esprime tale spostamento in termini di variazione relativa di frequenza; il Chemical Shift tra acqua e grasso è equivalente a 3,5 ppm (σ f,w = 3,5/106) che, considerando un campo magnetico da 1,5 T, corrisponde a uno shift in frequenza di circa 220 – 225 Hz.



    Figura 1: Chemical Shift acqua – grasso
    Le tecniche di soppressione del grasso con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza (CHESS – IR) si basano sulle differenze delle frequenze di precessione dei protoni dell’ acqua e del grasso.
    La tecnica SPIR (Spectral Presaturation Inversion Recovery) utilizza un impulso d’ inversione spettralmente selettivo per eccitare solo gli spin del grasso.
    Considerando che la frequenza di Larmor è proporzionale a B0 (ω0 = γ * B0), le sequenze CHESS – IR richiedono un campo magnetico B0 il più omogeneo possibile, in modo che le frequenze di acqua e grasso siano costanti su tutta la superficie del campo di vista.
    Una disomogeneità del campo magnetico B0 porterà ad una disomogenea soppressione del grasso sull’ immagine acquisita. L’ omogeneità del campo magnetico B0 viene raggiunta grazie ad un buon magnete e ad un’ adatta procedura di shimming.
    Tuttavia, anche in un campo magnetico idealmente perfettamente omogeneo, introducendo il paziente si generano delle disomogeneità che potrebbero indurre delle imperfezioni nella soppressione del tessuto adiposo.
    Tali disomogeneità possono ad esempio provocare uno slittamento dello spettro del segnale, di modo che l’ impulso SPIR non riesca a saturare il grasso (vedi colonna di sinistra in Fig.2) oppure causi una soppressione dell’ acqua anziché del grasso (vedi colonna di destra in Fig.2).



    Figura 2: immagine con B0 non omogeneo – Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004
    Per cercare di contrastare questo fenomeno è necessario utilizzare una procedura di shimming che avrà il compito di ricreare il più possibile l’ omogeneità del campo magnetico B0, riducendo cosi al minimo gli slittamenti locali delle frequenze spettrali di acqua e grasso.
    Con l’ abbassamento della frequenza offset l’ impulso SPIR è più distanziato dal picco dell’ acqua; in questo modo la soppressione dell’ acqua stessa è evitata, ma potrebbe presentarsi un’ ampia area con un’ incompleta soppressione del grasso (vedi situazione di sinistra in Fig.3).
    Utilizzando invece frequenze offset innalzate la soppressione del tessuto adiposo è ottenuta in ogni punto, ma cosi facendo l’ impulso SPIR risulta essere molto vicino al picco dell’ acqua, provocando una riduzione del segnale in una vasta area (vedi situazione di destra in Fig.3).



    Figura 3: utilizzo delle frequenze offset in SPIR - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004
    3. Discussione
    Come è già stato detto in precedenza, la tecnica SPIR utilizza un impulso d’ inversione spettralmente selettivo per eccitare solo gli spin del grasso. È fondamentale che il tempo d’ inversione Tnull sia tale che a questo tempo la magnetizzazione longitudinale (MML) del grasso sia zero, cosi che gli spin del tessuto adiposo non contribuiscano alla formazione dell’ immagine.
    L’ angolo d’ inversione della SPIR è molto minore di 180°, solitamente 100 – 110°, e per questo motivo il “null time” del grasso viene raggiunto poco dopo l’ invio dell’ impulso selettivo, riducendo cosi i tempi d’ acquisizione.
    Nelle sequenze CHESS – IR, come la SPIR, quando il segnale del grasso attraversa lo zero, la slice viene eccitata e misurata in modo che il tessuto adiposo apparirà nero nell’ immagine in quanto non darà contributo al segnale.
    Se B1 non è uniforme, l’ angolo di abbattimento (flip angle) varierà sulla slice eccitata e in alcuni punti la curva di rilassamento non attraverserà lo zero al momento dell’ eccitazione, in modo che il segnale del grasso non sarà nullo e localmente sarà ancora visibile nell’ immagine. Questo fenomeno risulta particolarmente evidente, ad esempio, nel seno, nel ginocchio, nell’ addome e nella pelvi.



    Figura 4: variazione del flip angle con B1 non uniforme - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004
    Come abbiamo già più volte ripetuto l’ omogeneità della soppressione del grasso è intrinsecamente connessa all’ uniformità del campo magnetico B1 e, anche se a livello del sistema possiamo agire sulla bobina regolandola in modo da ottimizzare il più possibile l’ uniformità di B1, anche solo il corpo stesso del paziente influirà negativamente sull’ uniformità dell’ intensità dell’ impulso di radiofrequenza per l’ abbattimento del segnale, provocando una variazione del flip angle all’ interno della superficie della fetta in esame.
    Con l’ utilizzo della tecnica SPAIR (SPectral Adiabatic Inversion Recovery), invece, questo problema viene drasticamente ridotto grazie all’ utilizzo di un vero e proprio impulso d’ inversione a 180° selettivo in frequenza e adiabatico, quindi insensibile alle possibili disomogeneità del campo magnetico B1.
    Solitamente gli impulsi vengono modulati solo in ampiezza e la caratteristica che rende l’ impulso adiabatico migliore di un normale impulso di radiofrequenza è la sua doppia modulazione, in frequenza oltre che in ampiezza.
    Inoltre, in aggiunta a questo tipo d’ impulso, vengono utilizzati anche dei gradienti di spoiler che fanno si che ogni residuo di magnetizzazione trasversa venga distrutto.
    Oltre all’ impulso a 180° è necessario, come per la tecnica SPIR, che il tempo d’ inversione TInull sia tale che a questo tempo la magnetizzazione longitudinale (MML) del grasso sia zero, in modo che gli spin del tessuto adiposo non contribuiscano alla formazione dell’ immagine.



    Figura 5: SPectrally Adiabatic Inversion Recovery (SPAIR) – Siemens Magnetom Flash – 3/2007
    Altri vantaggi di questa tecnica includono la possibilità di poter utilizzare una parziale soppressione del tessuto adiposo, come avviene a volte in alcune applicazioni ortopediche, oppure la possibilità di modificare il delay time, come si può vedere dal grafico sottostante.



    Figura 6: aggiustamento del delay time nella tecnica SPAIR - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004
    4. Conclusioni
    Dal confronto tra queste due tecniche di soppressione del tessuto adiposo con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza si evince che entrambe dipendono dall’ omogeneità del campo magnetico statico B0, ma che solo una delle due dipende anche dall’ omogeneità del campo magnetico B1.
    Oltre al fatto che è possibile una parziale soppressione del grasso, ed essendo insensibile a quest’ ultimo tipo di disomogeneità, la tecnica SPAIR può essere considerata la migliore delle due tecniche di saturazione basate sul Chemical Shift, soprattutto per la caratterizzazione di certi tipi di lesioni.



    Figura 7: immagini T2W TSE con soppressione SPIR (a sinistra) e SPAIR (a destra) - Philips Field Strenght, Issue 24 – 2004
    Ovviamente però la tecnica SPAIR avrà anche un rovescio della medaglia, rappresentato dall’ aumento del tempo totale d’ acquisizione e dal maggior deposito di energia (SAR) nei confronti del paziente dovuto all’ impulso d’ inversione a 180°.
    5. Bibliografia
    [1] W. Horger “Fat suppression in the abdomen”, Siemens – Magnetom Flash, 114 – 119, (3/2007).
    [2] F. Visser “Optimizing SPIR and SPAIR fat suppression”, Philips – Field Strenght Issue 24, 21 – 24, (2004).
    [3] T. C. Launstein “Spectral Adiabatic Inversion Recovery (SPAIR) MR imaging of the abdomen”, Siemens – Magnetom Flash, 16 – 20, (2/2008).
    [4] M. M. Ribeiro, et al. “STIR, SPIR and SPAIR techniques in magnetic resonance of the breast: a comparative study”, J. Biomedical Science and Engineering, 6: 395 – 402, (2013).
    [5] W. Horger, et al. “Fat suppression techniques – a short overview”, Siemens – Magnetom Flash, 56 – 57, (1/2011).
    [6] M. Niitsu, et al. “Fat suppression strategies in enhanced MR imaging of the breast: comparison of SPIR and Water Excitation sequences”, JMRI, 18: 310 – 314, (2003).
    [7] R. Brown, et al. “Breast MRI at 7 Tesla with bilateral coil and robust fat suppression”, JMRI, 39: 540 – 549, (2014).
    [8] Q. Peng, et al. “Novel rapid fat suppression strategy with spectrally selective pulse”, Magnetic Resonance in Medicine, 54: 1569 – 1574, (2005).
    [9] J. N. Dumez, et al. “Simultaneous spatial and spectral selectivity by spatiotemporal encoding”, Magnetic Resonance in Medicine, 71: 746 – 755, (2014).
    [10] M. Henningsson, et al. “Fat suppression for coronary MR angiography at 3T: 2 point Dixon versus Spectral Presaturation with Inversion Recovery (SPIR)”, Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance, 15 (suppl.1): E9, (2013).
    [11] T. C. Lauenstein, et al. “Evaluation of optimized inversion – recovery fat suppression techniques for T2 – weighted abdominal MR imaging”, JMRI, 27: 1448 – 1454, (2008).
    [12] U. K. Udayasankar, et al. “Role of SPectral Presaturation Attenuated Inversion – Recovery fat suppressed T2 – weighted MR imaging in active inflammatory bowel disease”, JMRI, 28: 1133 – 1140, (2008).
    [13] E. E. Sigmund, et al. “Stimulated echo diffusion tensor imaging and SPAIR T2 – weighted imaging in chronic exertional compartment syndrome of the lower leg muscles”, JMRI, 38: 1073 – 1082, (2013).
  2. Luca Bartalini
    Spesso il termine usato per identificare un certo tipo di architettura nelle macchine di risonanza magnetica, cioè l'aggettivo "APERTA", può risultare scorretto o comunque non esaustivo, in particolare per pazienti che si affacciano per la prima volta a tale metodica diagnostica, ancor più se claustrofobici o comunque in condizioni emotive precarie. C'è da dire che TUTTE le macchine di risonanze magnetica sona aperte, nel senso che hanno almeno due aperture pari al diametro del gantry stesso. Le famigerate risonanze magnetiche cosiddette "chiuse", in realtà hanno la caratteristica precedentemente illustrata.
    Qua un esempio.

    Generalmente le macchine sopraccitate sono ad alto campo magnetico total body superconduttive (1,5T, 3T ecc). Tra un modello e l'altro può cambiare il diametro della apertura, in particolare esistono le "big Board" che presentano un diametro ampliato rispetto allo standard per permettere lo svolgimento dell'esame diagnostico anche su pazienti obesi. Sono particolarmente diffuse negli USA. Oppure la lunghezza del gantry, detto anche "tunnel". in particolare le cosiddette "short-board", nelle quali tale tunnel è più corto rispetto allo standard. Questo avvicina molto la testa del paziente all'uscita della macchina con vantaggi legati alla emotività dello stesso se soggetto a claustrofobia.
    Parlando invece di risonanze magnetiche "aperte" possiamo trovare molte varianti. Generalmente in queste macchine non è presente il gantry a "tubo" aperto agli estremi come nel precedente esempio, ma abbiamo solo 2 "piastre", una superiore ed una inferiore con i lati liberi. Possono cambiare molto le dimensioni dei 2 pannelli, in particolare nel loro diametro e nella presenza di una o più colonne a sostegno della componente superiore della macchina.
    Generalmente, tranne qualche modello specifico, sono macchine a basso campo magnetico permanenti total body o dedicate (inferiore o pari agli 0,4 T).
    Qualche esempio



    In questo tipo di macchine sono facilitati i pazienti claustrofobici in quanto si apre la vista laterale. In ogni caso, per regioni anatomiche specifiche come quelle della testa-collo, il paziente avrà comunque la testa al centro della macchina e quindi non libera dal pannello superiore.
    Per questo motivo quando si parla di RM APERTA non significa che lo sia completamente. dipende molto dalla regione anatomica da studiare e dalla architettura del modello.
    Esistono poi le macchine dedicate articolari nelle quali si inserisce all'interno di una specie di "lavatrice", detto in linguaggio tecnico, la articolazione da studiare. Sono macchine che permettono però solo lo studio di articolazioni periferiche come ginocchio, caviglia, gomito o polso ecc.
    Un esempio

    Segnalo l'uscita recente di RM aperte verticali, nelle quali le "piastre" non sono superiori ed inferioi ma laterali. Questo rende la visione del paziente libera e sono pensati per svolgere esami anche in carico o da seduti oltre che da supini.
    Un esempio.

  3. Luca Bartalini
    Il mondo delle RM a basso campo è in continua e rapida evoluzione e credo sia arrivato il momento di fare il punto per stabilire quali sono ad oggi quelle presenti sul mercato e cosa ci possiamo aspettare da queste macchine.
    Quando si parla di basso campo, trattiamo di strumentazioni permanenti, "aperte", con geometrie molto diverse, sia dedicate che total body. Il range di teslaggio è compreso fra 0,2T e 0,4T con direzione di campo magnetico verticale o comunque ortogonale all'asse longitudinale del paziente una volta posizionato.
    La loro geometria è molto apprezzata dai pazienti, specialmente se claustrofobici, in quanto consente di eseguire esami con minore oppressione legata sia alla configurazione aperta che, da non sottovalutare, al rumore acustico nettamente più basso rispetto ad una macchina ad alto campo magnetico. Oltre a ciò, in funzione delle esigenze della clinica e dell'entità dei disturbi RF esterni, viene montata spesso una gabbia di Faraday a trama che consente una interfaccia diretta con il paziente, senza la necessità di disporre di campanelli di allarme e/o interfono.
    Ci sono anche altri vantaggi legati alla relativa semplicità di installazione in spazi ristretti, specialmente per tomografi puramente dedicati articolari, ai bassi costi di acquisto (con molta variabilità fra dedicati e total body), alla relativa semplicità di ottenimento di permessi, alla assenza totale di criogeni, ai bassissimi consumi elettrici, ai bassi rischi di sicurezza legati all'immissione di materiali non RM compatibili, alla bassissima quntità di RF depositata e quindi nessun problema di SAR ecc.......
    Ovviamente non è tutto oro quello che luccica. Tali sistemi infatti, essendo permanenti, soffrono di una intrinseca disomogeneità di campo magnetico statico, se confrontati con apparecchiature superconduttive. Ciò ovviamente è compensato da svariati artifici, in primis la qualità di shimming e sistemi di correzione di distorsione geometrica. Ciò nonostante il FOV esplorabile varia da un minimo di 15 cm per apparecchiature puramente dedicate ad un massimo di 35 cm per i sistemi total body. Per le macchine superconduttive di buona qualità arriviamo a 50 cm con ovvii vantaggi esplorativi.
    Il basso teslaggio, sommato al fattore omogeneità sopraccitato, complica molto la gestione delle tecniche di soppressione spettrale che sono presenti solo su sistemi total body di ottima qualità, associati a tecniche di shimming attivo.
    Inoltre il rapporto segnale-rumore (SNR) di base su cui contare per le nostre low field è,per motivi fisici, nettamente più basso. Come concetto generale quindi la risoluziona spaziale di immagine ottenibile in tempi accettabili con una basso campo sarà inferiore/nettamente inferiore rispetto ad un sistema ad alto campo magnetico, senza considerare l'impossibilità, con alcuni distinguo, di applicare tecniche avanzate di imaging (DWI-DTI-CSI ecc). Il fatto che la percezione del dettaglio sia inferiore non significa automaticamente che sia insufficiente.
    Al fine di massimizzare la resa diventa molto importante quindi la catena RF, le bobine di ricezione in dotazione e non ultimo, la competenza e l'attenzione da parte dell'operatore tecnico. Quest'ultimo a mio avviso, senza rischiare di essere di parte, è il nodo cruciale in quanto:
    La qualità di immagine finale sarà sicuramente superiore basandosi su un tomografo di minor qualità ma con operatore capace a massimizzare le sue caratteristiche, rispetto ad un apparecchio più performante gestito da un tecnico non competente. Se poi si associa l'apparecchiatura di livello alla competenza allora si raggiunge l'eccellenza.
    Il concetto vale in generale su tutte le apparecchiature, ma diventa cruciale per le strumentazioni a basso campo per i motivi di cui sopra.
    Sono convinto che una delle cause per le quali ad oggi molti sono portati ad abbinare "scarsa qualità" a "basso campo", sia da imputare proprio a noi TSRM. O meglio alla mancanza di capacità/voglia/interesse di imparare a gestire la propria macchina in modo consapevole. Questa è una critica che mi faccio in prima persona ovviamente.
    Al seguente link un approfondimento sulla "corretta" gestione di uno specifico tomografo. Il concetto è però estendibile a tutte le strumentazioni a basso campo.
    http://fermononrespiri.com/blog/9/entry-25-importanza-nel-posizionamento-corretto-del-paziente-in-rm-dedicata-intro/
    Al link sottostante una simpatica ma utile discussione di confronto sul nostro FORUM, fra Basso e Alto campo
    http://fermononrespiri.com/topic/11654-andrea-vs-luca-alto-contro-basso/?hl=alto
    PS: Ci sono sicuramente dei limiti oltre ai quali è pericoloso andare, anche se si dispone di ottimi aparecchi a basso campo, TSRM competenti e medici radiologi accurati. Non apro questa parentesi che coinvolge direttamente anche e soprattutto la parte medica anche se sarei felicissimo se si aprisse un dibattito serio e rispettoso fra TSRM e radiologi al fine di capire quali sono tali limiti, ricordando sempre che il fine è quello di dare in mano al paziente un esame di contenuto passando necessariamente in un rapporto diretto fra TSRM e medico radiologo. Le due profesioni a mio avviso DEVONO necessariamente collaborare per evitare di cadere negli egoismi di classe. La mancanza di comunicazione e collaborazione porta sempre a disastri, a prescindere dal teslaggio.
  4. Luca Bartalini
    Le diapositive fanno parte di un corso teorico-pratico tenutosi a gennaio 2012 presso una delle cliniche in cui lavoro. Il mio intervento riguarda la parte tecnico applicativa sul paziente in particolare legata alla Esaote S-Scan. Ci sono però dei riferimenti generici pratici che possono essere estesi anche alle altre RM dedicate e total body sia basso che alto campo.

    continua alla prima parte
  5. Luca Bartalini
    Quando si parla di contrasto di immagine in risonanza magnetica, trattiamo del fattore basilare che la distingue da tutte le altre metodiche diagnostiche.
    Proprio l'elevata risoluzione di contrasto permette l'individuazione di alterazioni anatomo-patologiche, sia con imaging di base che con l'ausilio di MDC.
    Per questo motivo è essenziale conoscere i parametri di sequenza che vanno ad agire direttamente su quest'ultima al fine di evitare perdita del potere diagnostico o, peggio ancora, alterazioni dei contrasti stessi con pericolosi rischi nella fase dell'atto medico radiologico.
    Tralasciando in questa fase le tecniche avanzate, concentriamoci sulle ponderazioni standard di immagine(T1-T2-DP) ottenibili su sequenza "base" come le FSE e GRE.
    Molto spesso diamo per scontato le definizioni delle sopraccitate ponderazioni, compresi i range di TR, TE e FA da impostare per ottenere contrasti ottimali.
    Abbiamo imparato che per ottenere un contrasto T1 sia necessario impostare un TR e TE breve, TR e TE lungo per ponderazione T2 e TR lungo e TE breve per pesatura DP.
    Ci siamo però mai fermati a riflettere a fondo su tale concetto?
    O meglio, ci siamo mai chiesti il perchè non sia sufficiente impostare un TR breve in una T1 visto che, giustamente, il contrasto deriva dal diverso recupero della magnetizzazione longitudinale e conseguentemente dal diverso T1 dei tessuti?
    Allo stesso modo perchè non è sufficiente impostare un TE lungo per ottonere un contrasto T2 visto che l'imaging si basa sulla differente perdita di coerenza di fase degli spin sul piano trasverso?
    La risposta è relativamente ovvia: "Per evitare che rientri nell'immagine una componente di contrasto non voluta." ergo "che non si mescolino T1 e T2"
    Ma allora come rispondo alla domanda semantica: "Se in una sequenza con ponderazione T1 aumento il TE, il contrasto T1 dell'immagine cambia?"
    La mia risposta la scrivo dopo. Prima voglio sentire la vostra
  6. Luca Bartalini
    UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE



    Anno Accademico 2013 -2014







    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”



















    Golden-angle RAdial Sparse Parallel MRI



    Parallel Imaging, Compressed Sensing e Riempimento Radiale























    Mino Iacopini



    mino.iacopini[chiocciolina]gmail.com










    Riassunto



    Il Compressed Sensing (CS) è un tool matematico che permette di approcciarsi in modo nuovo all’analisi del segnale, e permette la ricostruzione di immagini MR con un numero di informazioni inferiore a quello richiesto da algoritmi basati sulle costrizioni di Nyquist-Shannon. La tecnica GRASP (Golden-angle Radial Sparse Parallel) unisce CS con Imaging Parallelo di tipologia SENSE e un rimepimento radiale stack-of-stars golden-angle.
    L’ordinamento golden-angle consiste nell’acquisizione continua di profili radiali con un incremento angolare di circa 111,25°. In questo modo, una quantità qualsiasi di profili andrà sempre a riempire il k-spazio in modo pressochè uniforme, cosa che da la possibilità di ricostuire con lo stesso dataset, immagini con diverse risoluzioni temporali.
    GRASP si basa su una sequenza FLASH 3D radiale, e acquisisce tutta la serie di profili k z prima di cambiare angolo di readout. Si riempie così un k-spazio non cartesiano ibrido, cartesiano lungo Z e non cartesiano con ordinamento GA sul piano X-Y. Vengono calcolate le mappe di sensitività applicando un algoritmo NUFFT all’intero dataset acquisito da ogni bobina, e vengono combinate all’interno dell’algoritmo con la serie di pacchetti riordinati contenenti arbitrarie quantità di spokes, in base alla risoluzione temporale desiderata. L’algoritmo GRASP riesce a ricostruire immagini prive di aliasing con un dataset fortemete sottocampionato di profili e con una risoluzione temporale tale da abilitare lo studio DCE con il respiro libero del paziente.
    Le tecnica GRASP grazie alle sue performance e alla sua flessibilità, abilita acquisizioni volumetriche dinamiche con alta risoluzione spaziale e temporale in pazienti incapaci di mantenere le apnee respiratorie, e può migliorare studi clinici che richiedono insensibilità al movimeno e alta risoluzione spazio-temporale.
    2. Parole chiave

    GRASP, Compressed Sensing, Golden Angle, Stack of Stars, DCE-MRI
    3. Introduzione

    Le acquisizioni DCE (Dynamic Contrast-Enhanced) T1 pesate, dopo iniezione di MdC, sono parte integrante di molti studi MRI addominopelvici e essenziali per l'identificazione e l'appropriata caratterizzazione di lesioni e tumori. Dato che i tumori manifestano uno specifico pattern contrastografico, è necessario ottenere immagini dell'intera regione di interesse in brevi finestre temporali, che seguano l'iniezione. Le tecniche di imaging parallelo hanno permesso di raggiungere la velocità di acquisizione richiesta sui comuni sistemi MRI, tanto da permettere l'impiego di queste tecniche in quasi tutti i centri diagnostici. Resta il fatto che nella pratica, gli studi DCE-MRI del distretto addominopelvico rappresentano una sfida. Negli studi breath-hold, Il rischio di fallire l'acquisizione, ad esempio per un timing inadeguato rispetto alle fasi contrastografiche o per la comparsa di artefatti da movimento dovuta alla non sincronizzazione delle apnee del paziente con le istruzioni impartitegli, rimane molto alto.
    Un problema particolare è che una volta iniettato il MdC, non è possibile effettuare una nuova acquisizione fino a che quest'ultimo non sia stato completamente eliminato dall'organismo e comporta il reinserimento del paziente nelle liste di prenotazione.
    Immagini fortemente compromesse si ottengono anche esaminando pazienti incapaci di trattenere il respiro, come pazienti sedati, pediatrici o semplicemente non collaboranti. Questo problema può essere attenuato mediante l'utilizzo di tecniche di acquisizione non-Cartesiane, come ad esempio le tecniche con campionamento radiale del k-spazio, che prevengono la comparsa di Ghosting Artifact indotti dal movimento.
    Tecniche di acquisizione radiale come Radial VIBE o StarVIBE, sono state recentemente rese disponibili per la routine clinica, ed è stato dimostrato che possono essere impiegate per l'acquisizione dell 'addome durante il respiro libero. Ovviamente, la robustezza al movimento di queste tecniche paga il prezzo di una minore efficienza di acquisizione: con la durata tipica di 60 secondi per volume, una sequenza come Radial VIBE è troppo lenta per l'imaging dinamico del distretto addominopelvico, in quanto rende impossibile separare le fasi arteriosa e venosa di enhancement contrastografico.
    Per superare questo problema è stata recentemente sviluppata una tecnica chiamata GRASP (Golden-angle Radial Sparse Parallel) che grazie alla sinergia tra lo schema di acquisizione Golden Angle e due avanzate tecniche di accelerazione quali Compressed Sensing e Imaging Parallelo, abilita lo studio DCE-MRI delle regioni addominali a respiro libero.
    4. Tecnica e metodologia

    4.1 Compressed Sensing (CS)

    Il Compressed Sensing è un'approccio all'analisi dei segnali ed è un'alternativa a quello usualmente diffuso negli apparecchi RMI che sottostà al teorema di campionamento Nyquist-Shannon: in determinate condizioni, il numero di campionamenti necessari per ricostruire un segnale può essere anche molto inferiore al numero richiesto da quest'ultimo. [4]
    Si può pensare al fatto che un'immagine che occupa un certo numero di byte, può essere compressa (cioè rappresentata con un numero inferiore di informazioni) ed andare ad occupare meno spazio, senza che ne venga compromesso il senso. Molto simbolicamente, con il CS si cercano di ottenere, direttamente in fase di acquisizione, solo quelle informazioni che verrebbero mantenute a seguito della compressione.
    L'approccio CS richiede che un'immagine abbia una rappresentazione sparsa in qualche dominio-trasformata conosciuto (e.g. Wavelet), che gli artefatti da aliasing dovuti al sottocampionamento siano incoerenti (i.e. noise like), e che venga usata una ricostruzione non lineare che rispetti sia la sparsità dell'immagine che la cosistenza dei dati acquisititi.
    Per rappresentazione sparsa si intende una rappresentazione un cui ci siano un certo numero di elementi significativi e un certo numero di elementi non significativi. Se un'immagine può essere rappresentata da un numero K di fattori sparsi, si dice K-sparsa è il numero di campionamenti necessari per ricostruirla con il CS è di circa 4K: questo può tradursi in un numero di campionamenti richiesto anche decine di volte inferiore a quello richiesto con l'approccio Nyquist-Shannon. [13]
    4.2 Parallel Imaging e CS


    Il Parallel imaging è una fonte di informazione complemetare al CS e può essere sinergicamente integrato con esso negli algoritmi di ricostruzione.





    Figura 1: Il numero di campionamenti necessari per ottenere una ricostruzione senza errori, si riduce aumentando il numero di elementi bobina. [18, 19]

    Gli approcci affrontati di più in letteratura combinano il CS con PI di tipologia SENSE o GRAPPA (Sparse-SENSE [14-16] e l1-SPIRiT [17]). Il PI riduce gli artefatti incoerenti da aliasing.applicando, almeno per il metodo SENSE, l'idea di sparsità condivisa (Joint Sparsity) ai sistemi multicoil [8]. Con un numero elevato di elementi bobina il numero di campionamenti necessari a ricostruire l'immagine si avvicina a K, quindi un'ulteriore accelerazione possibile di quasi un fattore 4 rispetto al solo CS (Figura 1). [4, 18]
    4.3 Golden Angle


    Nelle ricostruzioni radiali o proiettive di MRI, le traiettorie del k-spazio consistono in N linee, chiamate anche viste o profili o spokes, che attraversano tutte il centro del k-spazio. Due profili acquisiti consecutivamente sono solitamente distanziati da un incremento angolare costante ϕ uniform = 180°/N. Per un set di esattamente N profili, questo porta alla migliore distrubuzione possibile dei dati nel k-spazio.





    Figura 2:Riempimeno radiale classico (sopra) con inicremento angolare costante e riempimento radiale Golden-Angle (sotto). [7]

    Lo schema di acquisizione Golden-Angle, invece, assicura una distribuzione ottimale dei dati per un numero arbitrario di profili radiali. Incrementando di circa 111,25° l'inclinazione di ogni nuovo profilo, ognuno di questi andrà sempre ad occupare uno dei massimi gap angolari rimasti fra quelli acquisiti in precedenza. Questo angolo è associato al numero aureo, ϕ GoldenAngle =180°/1.618=111,246° e strettamente correlato alla serie di Fibonacci F (k+2) =F (k+1) +F (k) (1, 1, 2, 3, 5, 8 etc.): se il numero di profili acquisiti in successione appartiene a questa serie, e.g. 13 o 21, i dati risulteranno massimamente distribuiti (Figura 2). [7]





    Figura 3:Esempio di possibili rielaborazioni dello stesso dataset di profili grazie al riordinamento Golden-Angle. [7]

    L'enorme vantaggio di questo approccio è che avendo a disposizione tutta la serie di profili consecutivi acquisiti durante una scansione, è possibile raggrupparne a posteriori diverse quantità (mantenendo in ogni caso un dataset ben distribuito), ricostruendo quindi immagini che corrisponderanno a diverse finestre temporali (Figura 3).
    4.4. Tecnica GRASP

    GRASP è l'acronimo di Golden-angle RAdial Sparse Parallel. [1]
    Un'acquisizione continua di profili riempie un k-spazio 3D usando uno schema stack-of-stars: cartesiano lungo K z e radiale con ordinamento golden-angle sul piano K x -K y . Prima di cambiare angolazione, viene acquisita tutta la serie di profili K z codificati in fase (Figura 4), e in quanto uniformemente campinato viene applicata una FFT lungo la sua direzione, permettendo al software di ricostruire le immagini slice per slice e alleggerendone il carico computazionale. [2]





    Fiura 4:Riempimento Stack-of-Stars. Prima di incrementare l'inclinazione di readout, si acquisisce tutta la serie di profili lungo Z. [2]

    Se si raggruppano solo pochi profili ad immagine per ottenere un'alta risoluzione temporale, i dati disponibili per ogni punto temporale risulteranno ampiamente incompleti o più propriamente sottocampionati. Per le sequenze radiali questo si traduce nella comparsa di importanti artefatti a striscia (Streak Artifacts) nelle immagini, che le rendono diagnosticamete inutili. Per recuperare immagini prive di artefatti da dati sottocampionati, GRASP unisce sinergicamente lo schema di acquisizione stack-of-stars golden-angle con





    Figura 5: Serie temporale (tratta da un video) di un pupazzo shepp-logan iniettato con mdc. Nella prima colonna le immagini vere, nella seconda le immagini sottocampionate ricostruite da un dataset di soli 13 spokes. Nelle ultime due colonne si evidenziano le differenze temporali: gli artefatti a striscia compaiono come tremolanti (flikering) e possono essere distinti dal vero contrasto, che compare invece in modo continuo. [12] time 30'30''

    Compressed Sensing e Imaging Parallelo. L'uso del Compressed Sensing è motivato dal fatto che, se osservati nel tempo, gli artefatti a striscia tendono ad avere pattern molto tremolanti, mentre il vero contrasto si presenta in modo regolare, senza tremolii [1, 12].
    In altre parole se l'intensità di un pixel è tremolante, può essere considerata come un effetto artificiale: è possibile ottenere immagini prive di artefatti applicando una procedura iterativa di ricostruzione che, ad ogni step di calcolo, confronti la soluzione con i dati sottocampionati disponibili e sopprima questi pixel. Matematicamente, questo si ottiene calcolando la TV (Total Variation) di ogni pixel nel tempo e usandola come misura penalizzante durante le iterazioni, in quanto si suppone che la soluzione vera abbia una bassa variazione totale (Figura 5). [5]
    L'Imaging Parallelo integrato all'interno dello schema iterativo è di tipologia SENSE, e contribuisce alla soppressione degli artefatti a striscia sfruttando, nel dominio dell'immagine, le mappe di sensitività locale delle bobine. Le mappe di sensitività si ottengono computando le imagini di riferimento multicoil, ottenute con una ricostruzione NUFFT (Non Uniform Fast Furier Trasform) coil-by-coil sull'intera serie di profili acquisiti da ogni singola bobina.
    Questa unione di PI e CS deriva da un metodo chiamato k-t Sparse-SENSE [14-16], adattata per GRASP allo schema di acquisizione radiale golden-angle e che usa come trasformata di sparsificazione la temporal TV. L'algoritmo di ricostruzione è formulato:
    = arg min {||F S d – m||22 + λ ||T d||1 }



    Dove d è la serie di immagini da ricostruire nello spazio x-y-t, T è l'operatore di sparsificazione temporal Total Variation (TV), m = m 1 ....m c sono i dati del k-spazio radiale acquisiti con c elementi bobina, F è l'operatore NUFFT definito sul pattern di acquisizione radiale, S =s 1 ....s c , sono le mappe di sensitività nello spazio x-y, e λ è un fattore di bilanciamento.
    Il primo membro fa quindi riferimento alla consistenza dei dati di PI e il secondo membro alle costrizioni di sparsità.
    La papeline di ricostruzione è rappresentata in figura 6: I profili acquisiti da ogni bobina vengono raggruppati in serie temporali dinamiche sottocampionate (in numero appartenente alla serie di Fibonacci) e combinati nell'algoritmo GRASP, che utilizzando un algoritmo NUFFT e le mappe di sensitività precedentemente calcolate, ricostruisce una serie temporale di immagini prive di aliasing. [2]

    Figura 6: Pipeline del processo di ricostruzione GRASP. [2]



    5. Discussione

    5.1 Impieghi clinici

    La tecnica GRASP è stata sviluppata principalmente allo scopo di migliorare le acquisizioni DCE addominali a respiro libero e trova quindi le sue maggiori applicazioni negli studi dinamici di fegato e reni, in pazienti incapaci di mantenere le apnee repiratorie, come pazienti sedati, pediatrici o non collaboranti. [1, 3]
    Grazie alla sua elevata efficienza di scansione, è risultata utile anche nello studio dinamico della prostata. Lo studio DCE di quest'organo può essere eseguito a respiro libero anche con le tecniche convenzionali e il vero vantaggio che offre la tecnica GRASP è che permette di ottenere maggiore risoluzione temporale e spaziale, che si traduce in una migliore individuazione e caratterizzazione di piccole lesioni: 1,1x1,1x3 mm RS e 2,2 sec RT per una durata di 5,8 min. Inoltre previene anche gli artefatti causati dal movimento di organi come il retto o l'intestino. [9]
    Gli sviluppatori hanno iniziato ad impiegare questa tecnica anche per lo studio di patologie infiammatorie dell'intestino, come il morbo di Crohn, e sembrerebbe identificare facilmente le regioni interessate da queste patologie. [10]
    Le applicazioni GRASP non si limitano all'ambito addominopelvico, ma può essere utilizzata per altri studi dinamici T1 pesati: viene infatti impiegata anche per studi di seno, testa e collo, includendo studi dinamici dell orbite e della ghiandola pituitaria. [1, 2, 11]

    5.2 Prestazioni

    Tutte le acquisizioni qui di seguito sono state eseguite con tecnica rapid acquisition GRE FLASH 3D con riempimento stak-of-stars Golden-angle. [6]
    In ref 2 sono riportati i parametri di acquisizione di alcune applicazioni GRASP (tabella 1). Tutti i dataset sono stati ricostruiti utilizzando 21 spokes per ogni frame temporale e una matrice in-plane di 256x256 o 384x384 a seconda del numero di campionamenti in readout. La risoluzione temporale ottenuta è di circa 3 s/volume per l'imaging del fegato, 5 s/vol per le applicazioni pediatriche, 3 s/vol per l'imaging della mammella e 7 s/vol per l'imaging del collo.





    Tabella 1: Principali parametri di acquisizione presentati in [2].




    In ref 3 sono state confrontate le prestazioni GRASP a respiro libero e VIBE a respiro trattenuto di acquisizioni multifasiche del fegato, sottoponendo le immagini di fase arteriosa e venosa alla critica di due medici con rispettivamente 4 e 6 anni di esperienza in clinica MRI addominale (Figure 7, 8). Le acquisizioni sono state effettuate su uno scanner MAGNETOM Verio 3T (Siemens HC) utilizzando le bobine phased array Body e Spine con 15 elementi. Tutte le acquisizioni sono state eseguite, dove possibile, con gli stessi parametri di sequenza: Slice Thickness 3mm, Flip Angle 12°, FOV 400x400 mm 2 , image matrix 256x256, Partial Furier lungo la codifica di slice, risoluzione spaziale 1.6x1.6x3 mm 3 , TR/TE 3.56~3.62ms/1.51~1.55ms, 80 partizioni (interpolate) e una BW di 590~610 Hz/voxel.
    Per le acquisizioni BH-VIBE è stato utilizzato un fattore 2 di accelerazione PI e partial Fourier lungo la codifica di fase (k y ), risultando in un tempo di acquisizione di 14s per ogni fase;
    Per le acquisizioni GRASP sono stati acquisiti di continuo 600 spokes radiali per 90s, e posizionando il paziente con le braccia sopra la testa.


    Figura 7: BH VIBE (A, C) e GRASP (B, D) a confronto nelle fasi contrastografiche arteriosa (A, C) e venosa (B, D) [3].





    Questo studio mette in evidenza la possibilità di eseguire con GRASP questa tipologia di esame durante il respiro libero. La immagini GRASP di fase arteriosa risultano comunque di qualità leggermente inferiore rispetto a quelle di fase venosa, cosa causata





    Figura 8: Qualità di immagine percepita in ref 3. IARASP è una tecnica con algrotmo di ricostruzione identico a GRASP ma con ordinamento Interlieved Angle Bisection. [3]

    presumibilmente al maggior numero di artefatti a striscia dovuto al rapido cambio di intensità di segnale nell'aorta e nel fegato con l'arrivo del MdC. [3]
    5.3 Considerazioni sull’ordinamento Stak-of-Stars


    Un vantaggio di questa tecnica è quello di acquisire continuamente linee di k-spazio radiali durante tutto l'esame. Con l'approccio standard, bisogna porsi il problema della sincronizzazione fra l'iniezione del bolo di contrasto e l'acquisizione: con la tecnica GRASP, cominciando ad acquisire prima dell'introduzione del MdC, questa necessità svanisce e svanisce anche la possibilità di commettere errori di sincronizzazione. È in oltre possibile risparmiare al paziente la dose di MdC utilizzata per stimare le tempistiche di circolo sanguigno nella tecnica Bolus Tracking.
    Avendo a disposizione tutti i profili acquisiti secondo lo schema golden angle, si possono ricostruire immagini con risoluzione temporale (e localizzazione temporale) arbitraria, permettendo di utilizzare gli stessi dati per ricostruire immagini con un diverso bilanciamento fra risoluzione temporale e risoluzione spaziale, i.e. sia immagini dinamiche che immagini multifasiche.
    Lo schema di acquisizione radiale è molto sensibile agli effetti offresonance e la mancata soppressione del grasso provoca blurring nell'immagine. Una particolarità delle acquisizioni addominali a respiro libero eseguite con questa tecnica, è che il paziente è posizionato con le braccia sopra la testa, per evitare gli effetti offresonance che si presenterebbero in caso di incompleta saturazione del grasso nelle parti degli arti che si troverebbero ai limiti della sfera di omogeneità.
    Le acquisizioni radiali sono poco sensibili al movimento del paziente, questo grazie al sovracampionamento della parte centrale del k-spazio che permette praticamente di mediare i movimenti regolari. Nel caso in cui il paziente abbia però un respiro e/o un battito irregolare, oppure ad esempio tossisca durante l'esame, i dati di ogni punto temporale vengono affetti da forti inconsistenze dovute allo stato variabile del movimento. In questo caso GRASP può ottenere immagini di compromessa qualità. Per superare questo problema è in fase di sviluppo l'evoluzione della tecnica, chiamata XD-GRASP (eXtra Dimention-GRASP), che combina, con il resto dei dati, dei profili di movimento del battito cardiaco e del respiro ottenuti direttamente in fase di acquisizione, permettendo di ottenere imagini libere da artefatti anche nelle circostanze prima menzionate [1, 12].
    5.4 Tempi di ricostruzione

    L’acquisizione continua dei profili porta alla formazione di una quantità enorme di dati, circa 10 GB per esame. Elaborare le immagini richiede quindi una quantità enorme di calcoli, il limite più grande di questa tecnica è infatti il tempo che richiede la computazione e l’analisi dei dati. Per le prime versioni erano necessarie circa 6 ore per ottenere immagini definitive, tempo che rende assolutamente non praticabile l’uso clinico di questa metodica. Al momento, il tempo necessario per le ricostruzioni varia fra i 5 e i 45 minuti a seconda dei parametri di risoluzione temporale e spaziale voluti, e per rendere utilizzabile questa tecnica nella routine clinica viene utilizzato un calcolatore esterno alla apparecchiatura, che riceve i dati subito dopo l’esame, liberando la coda produttiva, e rimanda le immagini in formato DICOM direttamente al PACS una volta finite le elaborazioni [1, 12].
    6. Conclusioni

    La tecnica GRASP mostra alte potenzialità in vari ambiti clinici. La quantità di campionamenti che richiede per ottenere le immagini risulta essere 19~28 volte inferiore a quella richiesta da tecniche che sottostanno al teorema Nyquist-Shannon [2]. In un contesto in cui la tecnologia dei gradienti ha raggiunto il limite fisiologico della stimolazione nervosa, lo sviluppo di algoritmi che richiedono un numero inferiore di informazioni per ricostrure un’immagine, rispetto alle tecniche classiche, ha un ruolo chiave negli sviluppi MRI futuri.
    8. Bibliografia


    [1] Kai T. Block et al. “GRASP: Tackling the Challenges of Abdominopelvic DCE-MRI”. MAGNETOM Flash 5/2014 (2014)
    [2] Li Feng et al. “Golden-Angle Radial Sparse Parallel MRI: Combination of Compressed Sensing, Parallel Imaging, and Golden-Angle Radial Sampling for Fast and Flexible Dynamic Volumetric MRI” MRM 00:00-00 (2013)
    [3] Hersh Chandarana et al. “Free-Breathing Contrast-Enhanced Multiphase MRI of the Liver Using a Combination of Compressed Sensing, Parallel Imaging, and Golden-Angle Radial Sampling” Invest. Radiol. Gennaio 2013 48(1): 10-16 (2013)
    [4] Michael Lusting et al. “Sparse MRI: The Application of Compressed Sensing for Rapid MR Imaging” MRM 58:1182-1195 (2007)
    [5] Kai T. Block et al. “Undersampled Radial MRI whit Multiple Coils. Iterative Image Reconstruction Using a Total Variation Constraint” MRM 57:1086-1098 (2007)
    [6] Kai T. Block et al. “Towards Routine Clinical Use of Radial Stack-of-Stars 3D Gradient-Echo Sequences for Reducing Motion Sensitivity” Korean Soc. of MRM 18(2):87-106 (2014)
    [7] Stefanie Winkelmann et al. “An Optimal Radial Profile Order Based on the Golden Ratio for Time-Resolved MRI” IEE Transaction on Medical Imaging Vol 26 No 1 gennaio 2007 (2007)
    [8] Marco F. Duarte et al. “Distributed Compressed Sensing of Jointly Sparse Signals” 39 th Conference on Signals, Systems and Computations, Asilomar p.1537-1541 (2005)
    [9] Andrew B. Rosenkrantz et al. “Dynamic Contrast-Enhanced MRI of the Prostate with High Spatiotemporal Resolution Using Compressed Sensing, Parallel Imaging, and Continuous Golden Angle Radial Sampling” JMRI 00:00-00 (2014)
    [10] Ream JM et al. “High Spatiotemporal Dynamic Contrast Enhanced MRI of the Small Bowel in Active Crohn’s Terminal Ileitis using Compressed Sensing, Parallel Imaging, and Golden-Angle Radial Sampling” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.22 4292 (2014)
    [11]Espagnet CR et al. “High Resolution DCE MRI of the Pituitary gland using Radial K space Acquisition whit Compressed Sensing Reconstruction” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.22 4669 (2014)
    [12] Kai T. Block “Improving the Robustness of Clinical MRI Using Radial Sampling and Compressed Sensing” (2014)
    [13] Michael Lustig “Compressed Sensing” http://www.eecs.berkeley.edu/~mlustig/CS.html live Show [livestream] (2012)
    [14] Ricardo Otazo et al. “Combination of Compressed Sensing and Parallel Imaging for Highly Accelerated First-pass Cardiac Perfusion MRI” MRM 64:767-776 (2010)
    [15] Kim D et al. “Accelerated Phase-contrast Cine MRI using k-t Sparse-SENSE” MRM 67:1054-1064 (2012)
    [16] Li Feng et al. “Highly Accelerated Real-time Cardiac Cine MRI using k-t Sparse-SENSE” MRM 70:64-74 (2013)
    [17] Mark Murphy et al. “Fast l1-SPIRiT Compressed Sensing Parallel Imaging MRI: Scalable Parallel Implementation and Clinically Feasible Runtime” IEEE Trans. Med. Imaging 31(6):1250-1262 (2012)
    [18] Ricardo Otazo presentation “Compressed Sensing” Practical Magnetic Resonance Imaging II, Sackler Institute of Biomedical Sciences New York University School of Medicine (2012)
    [19] Ricardo Otazo et al. “Distributed Compressed Sensing for accelerated MRI” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med.17 378 (2009)



  7. Luca Bartalini
    Introduzione


    Il trigger o gating cardiaco è un sistema di sincronizzazione diffuso in risonanza magnetica rivolto all'ottenimento di immagini di distretti direttamente o indirettamente coinvolti dalla pulsazione cardiaca, in assenza di artefatti da movimento.
    Tale sistema può essere utilizzato per lo studio diretto delle strutture cardiache o mediastiniche, per ridurre o eliminare la pulsazione vasale in distretti periferici oppure per eliminare artefatti da flusso lento liquorale indirettamente correlati alla pulsazione cardiaca, come nel caso del rachide.
    La sincronizzazione può essere fatta tramite ECG centrale con elettrodi o con strumento ottico periferico definito PPU.
    ECG centrale PPU
    Ovviamente entrambe le periferiche vengono fornite assieme al tomografo risultando compatibili all'esposizione ad alti campi magnetici statici e campi RF variabili. Per le specifiche di posizionamento e di sicurezza si rimanda al manuale dell'apparecchio in dotazione. Il risultato in termini di tracciato cardiaco risulta essere diverso i quanto il primo rende un monitoraggio in tempo reale e con alta precisione, mentre il PPU rileva il riflesso della pulsazione sul sistema periferico. In questo modo il tracciato avrà uno shift temporale che non lo rende idoneo nel caso di studio diretto del muscolo cardiaco. Risulta invece utilizzabile, anche grazie alla maggiore praticità, nelle altre situazioni.
    Entrambi i sistemi rendono un tracciato cardiaco che verrà utilizzato dal tomografo per acquisire il segnale RF all'interno di fasi ben definite, evitando quindi che si creino degli sfasamenti nei vari step di riempimento dello spazio K e, conseguentemente, artefatti da movimento.
    Acquisizione libera Acquisizione con trigger.
    Le fasi cardiache possono essere suddivise, trattando in modo generale, in:
    1) Sistole. Fase di contrazione muscolare
    2) Diastole. Fase di dilatazione muscolare
    Analizzando invece nel dettaglio il tracciato si possono identificare più fasi

    L'onda "P" rappresenta la fase di contrazione atriale a cui segue il "Complesso QRS" che rappresenta la massiccia fase di attivazione ventricolare. Segue l'onda "T" di ripolarizzazione ventricolare. Il complesso QRS fino all'onda T rappresentano la fase di SISTOLE, mentre dall'onda T al successivo complesso QRS trattiamo della DIASTOLE.
    L'intervallo temporale più interessante e utile nel nostro caso risulta essere "l'intervallo R-R", nonchè il tempo che trascorre fra una contrazione ventricolare e l'altra. Il suo valore è ottenibile rapportando l'unità temporale (60 secondi) ai battiti per minuto misurati. Per un valore di bpm pari a 80, l'intervallo R-R sarà di 750 millisecondi.


    Tecniche di triggering






    Esistono 2 diverse tecniche di trigger:
    1) Prospettico
    2) Retrospettivo
    Il Primo è il sistema di gran lunga più utilizzato attualmente e consiste nella sincronizzazione diretta con le varie fasi cardiache. Al livello sonoro i gradienti verranno attivati in modo alternato, in funzione del ciclo R-R soggettivo al paziente.
    Il sistema retrospettivo invece prevede l'acquisizione continua dei segnali, senza intervalli legati al ciclo cardiaco, immagazzinando i dati relativi al tracciato cardiaco. In fase di ricostruzione il sistema terrà conto del tracciato per accettare. rigettare o interpolare i dati acquisiti con tecniche più o meno complesse. Tale tecnica risulta essere molto più veloce ma meno efficace nella maggior parte delle situazioni. Per questo motivo verrà descritta successivamente la tecnica prospettica.

    Come si nota dalla immagine, si ha iuna suddivisione del tracciato cardiaco in varie fasi di cui la prima è definita "trigger window" e corrisponde alla fase di attesa, da parte del sistema, utile all'individuazione del segnale corrispondente al complesso QRS. Da quel momento è presente una fase di latenza detta "propagation delay" o "hardware delay" che corrisponde al tempo necessario alla macchina per compiere tutti i processi utili al riconoscimento del picco, campionamento, filtraggio ecc. Generalmente siamo attorno ai 10 msec, ma i tempi possono variare in funzione della qualità dell'apparecchio. A questo punto è presente il parametro "operator selected delay" il quale, come dice la parola stessa, è impostato dall'operatore e rappresenta l'intervallo temporale dal momento di riconoscimento del picco R, alla reale acquisizione dei segnali.
    Il parametro è direttamente correlato alla qualità di triggering e all'efficienza temporale di acquisizione. E' ovvio infatti che portare a zero quest'ultimo parametro comporta una riduzione netta del tempo totale di acquisizione ma, parallelamente, si va a campionare vicino alla fase di sistole nella quale non si ha una quiete cardiaca, con conseguenti rischi di peggiorare l'immagine finale.
    In alcuni apparecchi è possibile impostare manualmente il trigger window, mediamente in un intervallo compreso fra il 5 e il 20% della fase R-R. Anche in questo caso, ridurre la finestra di trigger porta ad avere un incremento del tempo di campionamento utile e quindi efficienza temporale. Ridurre troppo la finestra di trigger può portare paradossalmente ad una riduzione dell'efficienza di scansione nel caso in cui la frequenza cardiaca aumenti durante l'acquisizione, rispetto a quella prevista inizialmente. In questo caso infatti il successivo complesso QRS rischia di cadere nella fase di acquisizione, portando a rischi di artefatti e al cosiddetto "missed beat" che al livello uditivo corrisponde alla non attivazione dei gradienti di campo rispetto alla cadenza iniziale. Se si percepiscono numerosi missed beat durante l'acquisizione può essere utile incrementare la finestra di triggering.
    In alcune situazioni, in funzione della qualità del tomografo e della qualità di immagine richiesta in termini di risoluzione spaziale, può succedere di non riuscire ad acquisire il segnale ad ogni ciclo R-R, potendo quindi impostare delle fasi di pausa, come spesso succede nelle acquisizioni cardiache.
    Questa tecnica porta però ad un aumento del tempo totale di scansione e del rischio di incorrere in artefatti causati da eventuali aritmie.

    bibliografia
    Matt A. Bernstein, Kevin F. Kink, Xiaohong Joe Zhou. Handbook of MRI pulse sequence.
  8. Luca Bartalini
    Allora ragazzi cerchiamo un pò di iniziare una discussione attiva confrontando i 3 master in RM ad oggi attivi in italia.
    Il primo a partire è stato quello presso l'università di Firenze nell'anno accademico 2013-2014 che io stesso ho fatto assieme ad altri 27 colleghi.
    Nell'anno corrente risulta essere quindi alla seconda edizione.
    Gli altri due attualmente in partenza e quindi alla prima edizione, salvo raggiungimento del minimo numero di inscritti, sono presso l'università di Trieste e l'università di Pavia.
    Dalla tabella comparativa generale che trovate in allegato e potete scaricare, risultano avere in comune direi solo il numero di crediti finale, cioè 60.
    Per il resto invece appare diversa la gestione dei crediti, argomenti trattati e tipo di docenza.
    - Crediti:
    Firenze -- 1 credito ogni 8 ore di lezione
    Trieste -- 1 credito ogni 6 ore di lezione
    Pavia -- 1 credito ogni 8 ore di lezione
    Su Trieste quindi servono solo 6 ore per ottenere un credito rispetto alle altre
    - Tipo di docenza
    Firenze -- essenzialmente TSRM, Medici radiologi e Fisici
    Trieste -- Si aggiungono ai suddetti statistica medica e ingegneria informatica
    Pavia -- Si aggiungono, rispetto a Trieste, scienze biologiche, ingegneria industriale, ingegneria gestionale, organizzazione aziendale e diritto amministrativo.
    Pavia ha un ventaglio di professionisti impiegati molto più ampio rispetto a Firenze e Trieste
    - Argomenti trattati
    Vedi allegato
    Dalla valutazione complessiva mi verrebbe da dire che Firenze e Trieste sono relativamente allineati:
    Firenze ha una fortissima impronta tecnica e tecnologica legata allo studio del segnale RM, Spazio K, sequenze, diagrammi temporali e imaging avanzato che risulta di gran lunga più corposo in termini di investimento orario.
    Parliamo di ben 120 ore di lezione frontali!!
    Trieste invece ha 24 ore complessive in questo ambito per dare maggior peso alla valutazione dell'immagine finale in termini "anatomo-diagnostico" (64 ore circa)
    Pavia ho l'impressione che abbia una impronta diversa in quanto ha molte ore investite nell'ambito "gestionale-coordinamento" (circa 80 ore), anche se ovviamente ha una parte propedeutica e tecnica.
    Alla luce di quanto visto, dal punto di vista personalissimo, direi Firenze tutta la vita; anche perchè ho provato sulla mia pelle i risultati del master fatto l'anno scorso. ma per essere oggettivi bisognerebbe provarli tutti.
    A parte il mio personale giudizio, voi che ne pensate?
    A QUESTO link la discussione di riferimento. SBIZZARRITEVI
    Allego file pdf con recapiti di segreteria
    Tabella_Comparativa_Master_RM.pdf
  9. Luca Bartalini
    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”



    Arterial Spin Labeling angio-RM senza mezzo di contrasto



    Time-Spatial Labeling Inversion Pulse (Time-SLIP)



    Gabriele Bordon



    U.O di radiologia, ospedale “Orlandi” di Bussolengo ULSS22



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    bordon.gabriele[chiocciolina]gmail.com


    Riassunto
    L’avanzamento tecnologico della Risonanza Magnetica, con l’elevato costo dei mezzi di contrasto a base di gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD) hanno portato allo sviluppo di sequenze per lo studio vascolare senza l’utilizzo di m.d.c. In questo elaborato verranno analizzate le tecniche Time-SLIP, basate sul principio dell’Arterial Spin Labeling, utilizzate per lo studio vascolare. Si descriveranno le tre principali metodiche utilizzate per le Time-SLIP: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off; andando ad evidenziare i principi di funzionamento, le limitazioni e le maggiori applicazioni. L’Arterial Spin Labeling utilizza alcune forme d’impulsi di inversione selettivi per “etichettare” la magnetizzazione longitudinale del flusso sanguigno entrante lo slab. Questo permette di differenziare la magnetizzazione longitudinale del flusso ematico dal tessuto stazionario. In seguito alla marcatura degli spin, un tempo di inversione (TI) appropriato, permette al sangue di fluire all’interno della regione di interesse, dopo di che viene applicata una sequenza per la lettura del segnale. Le maggiori applicazioni per la tecnica flow-in riguardano lo studio dell’aorta, delle arterie renali e della vena porta, tuttavia limitata dal TI per l’abbattimento del segnale del fondo. La tecnica flow-out, anch’essa limitata dal TI, permette uno studio principalmente funzionale del flusso arterioso, venoso e del liquido cefalo-rachidiano. Infine la tecnica a sottrazione tag-on/off permette di utilizzare qualsiasi TI in quanto per l’abbattimento del segnale del fondo utilizza la sottrazione, ma per contro raddoppia il tempo di acqusizione. Viene utilizzata principalmente per studi di perfusione.
    Parole chiave
    Time-SLIP, MRA senza m.d.c., Arterial Spin Labeling, Tempo di Inversione.
    Introduzione
    Fin dalle sue prime applicazioni, la risonanza magnetica angiografica (MRA) con l’utilizzo di mezzi di contrasto a base di gadolinio (CE-MRA), è stata largamente accettata in vari distretti anatomici. Allo stesso tempo furono sviluppate delle tecniche per lo studio del sistema vascolare senza l’utilizzo di mezzo di contrasto (mdc) come le Time of Flight (TOF) e le Phase Contrast (PC), anch’esse ampiamente applicate in vari settori. La riscoperta dell’interesse per le sequenze angiografiche che non necessitano di mdc a base di gadolinio (Non-Contrast Enhanced Magnetic Resonance Angiography, NCE-MRA), negli ultimi anni, è stata alimentata da fattori quali lo sviluppo tecnologico delle apparecchiature, l’implementazione di nuove sequenze e dall’introduzione del parallel imaging. Inoltre la possibile relazione tra gli agenti di contrasto a base di gadolinio e la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), in particolare in pazienti con insufficienza renale, ha ulteriormente stimolato lo sviluppo di tecniche alternative che non richiedono l’utilizzo di mdc esogeni. La ricerca fu trattata in particolare in Giappone dove, oltre ai precedenti motivi, si sono aggiunti l’elevato costo dei mdc a base di gadolinio e le limitazioni legislative nella sua somministrazione. In questo articolo di revisione verranno analizzate le tecniche Time-SLIP, basate sul principio dell’Arterial Spin Labeling. Questa metodologia fu sviluppata originariamente per lo studio angiografico delle carotidi utilizzando delle sequenze di tipo Spin Echo e Gradient Echo. In seguito furono adattate a varie parti del corpo utilizzando sequenze con acquisizione veloce, laSingle shot – high speed Spin Echo con applicazione dell’half-Fourier (nome commerciale: HASTE, SSFSE, Single Shot TSE, FASE) e laRapid Acquisiton Gradient Recolled Echo FID + ECHO bilanciata (nome commerciale: TrueFISP, FIESTA, Balanced FFE, True SSFP).Si descriveranno le tre principali metodiche utilizzate per le Time-SLIP: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off; andando ad evidenziare i principi di funzionamento, le limitazioni e le maggiori applicazioni.
    Tecnica e metodologia
    Entrambe le sequenze (HASTE e TrueFISP) permettono l’acquisizione di un’immagine in un singolo TR grazie agli echi multipli. Questo permette di ridurre i tempi di scansione e la possibilità di aggiungere vari impulsi di preparazione, come quelli di saturazione del segnale del grasso, impulsi di inversione e/o impulsi di spin labeling.Inoltre entrambe offrono un segnale iperintenso del sangue ma, se non combinate con una tecnica spin labeling, il segnale del fondo rimarrà elevato non permettendo la raffigurazione dettagliata dei vasi d’interesse.In particolare la sequenza HASTE è caratterizzata dal riempimento del k-spazio in un unico TR utilizzando un fattore turbo pari al numero di codifiche di fase ed inoltre presenta una pesatura fortemente T2. Invece la sequenza TrueFisp, la cui caratteristica principale è quella di avere le aree dei gradienti perfettamente bilanciate con TE esattamente alla metà del TR, ha una pesatura T1/T2 pura. Esistono delle differenti caratteristiche tra le due; la TrueFISP richiede un’ottima omogeneità di campo B0, che invece non è un problema per laHASTE. Quest’ultima, tuttavia, presenta delle limitazioni quali la dipendenza dal flusso e dalla direzione della codifica di fase rispetto all’orientazione dei vasi. Pertanto sarà applicata, in particolar modo, allo studio di flussi relativamente lenti come i vasi polmonari, vena porta, vene epatiche ed arterie di mani e piedi. La TrueFISP, invece, permette l’acquisizione in una fase cardiaca arbitraria, essendo indipendente dal flusso e quindi particolarmente utilizzata per cuore, arco aortico, aorta e arterie renali.


    Figura 1. Illustrazione delle differenti metodologie di Time-SLIP: A) Flow-in, B) Flow-out, C) Sottrazione Tag-on/off. Negli schemi sono osservabili le tempistiche della sequenza, in particolare l’applicazione degli impulsi di inversione (selettivo e non), il comportamento al variare del tempo della magnetizzazione del tessuto stazionario (linea grigia) e di quello del sangue (linea rossa) ed il BBTI (Black Blood Time Interval) corrispondente al tempo di inversione.
    Il meccanismo generale dell’arterial spin labeling prevede l’utilizzo di una forma di impulso di inversione selettivo per “etichettare” la magnetizzazione longitudinale del flusso di sangue (tagging). Esso può essere applicato in vari modi, ma lo scopo principale è di differenziare gli spin del flusso di sangue da quelli dei tessuti stazionari. A seguito del tagging vi sarà un tempo di inversione (TI), chiamato anche Black Blood Time Interval (BBTI) che permetterà al sangue di fluire nello slab di interesse e sarà quindi applicata una sequenza per la lettura del segnale. Esistono tre tipologie di spin labeling applicabili alla metodica Time-Spatial Labeling Iinversion Pulse: flow-in, flow-out e sottrazione tag-on/off. Tutte possono essere combinate con la sequenza HASTE o TrueFISP, con acquisizione 2D o 3D, con ECG trigger e/o gating respiratorio (Figura 1). La tecnica flow-in prevede l’applicazione di un impulso IR (Inversion Recovery) selettivo di slab (tagging) saturando l’intera regione d’interesse. L’impulso inverte le magnetizzazioni longitudinali sia degli spin del sangue sia dei tessuti stazionari. Durante il seguente TI, il flusso di sangue non saturato entra nel volume d’immagine sostituendo il preesistente mentre gli spin dei tessuti stazionari recuperano la magnetizzazione passando per il “null point” (Mz = 0) secondo il rilassamento T1. Lo slab d’interesse viene quindi acquisito utilizzando una delle sequenze sopra descritte (HASTE o TrueFISP). Il flusso di sangue viene così rappresentato con segnale iperintenso grazie alla sua piena magnetizzazione longitudinale al momento dell’applicazione della sequenza di lettura. Se il TI coincide, circa, con il momento del passaggio per il “null point” della magnatizzazione dei tessuti stazionari si avrà un abbattimento, presso che completo, del loro segnale.

    Figura 2. Esempio di NCE-MRA delle arterie renali con tecnica Time-SLIP flow-in.
    Tale tecnica è disponibile con i nomi commerciali di Time-SLIP (Toshiba), NATIVE TrueFISP (Siemens), Inflow-IR (GE) e b-Trance (Philips). L’applicazione più comune della tecnica flow-in spin labeling NCE-MRA è lo studio angiografico delle arterie renali (Figura 2). La complessa orientazione dell’aorta e delle arterie renali comporta l’utilizzo della sequenza TrueFISP caratterizzata da un’intrinseca compensazione di flusso lungo i tre assi. Generalmente l’impulso di tag compre l’intera area dei reni. Questa metodica è stata confrontata in molti studi clinici con TC e DSA, mostrando un’alta sensitività ma bassa specificità indicando quindi la sua concretezza come test di screening diagnostico. Allo stesso modo tale tecnica è utilizzata per lo studio delle arterie polmonari ma con acquisizione coronale(Figura 3). Può essere utilizzata inoltre per la valutazione del sistema portale e di arterie e vene epatiche.S. J. Gandy et al, in un iniziale studio di ricerca, hanno esposto un esempio dei parametri principali della sequenza NATIVE TrueFISP con gating cardiaco (Time-SLIP con tecnica flow-in), nello studio delle arterie renali, che prevede: Tempo di Ripetizione (TR) = 928 ms, Tempo di Echo (TE) = 1.6 ms, Tempo di Inversione (TI) = 1300 ms, Flip Angle (FA) = 90°, 72 partizioni contigue assiali, spessore di fetta (Slice Thickness)= 1 mm, Field Of View (FOV) = 242x340, Matrice (matrix in-plane) = 216x304, Imaging Parallelo (GRAPPA) 2, Tempo di Acquisizione (TA) = 4 minuti e 20 secondi.

    Figura 3. Esempio di acquisizione coronale delle arterie polmonari con tecnica Time-SLIP Flow-in. L’impulso di labeling è stato applicato sul tronco polmonare con un TI di circa 800 ms seguito da una sequenza 3D HASTE con trigger cardiaco.
    La tecnica flow-out applica l’impulso selettivo di tagging superiormente al vaso d’interesse e saràimmediatamente preceduto da un impulso d’inversione non selettivo. Quest’ultimo, essendo non selettivo, inverte tutte le magnetizzazioni longitudinali presenti. L’impulso di tag rigenera selettivamente la magnetizzazione longitudinale degli spin del sangue mentre lascia la magnetizzazione longitudinale dei tessuti stazionari invertita. L’esame continua in modo similealla tecnica flow-in sopradescritta: durante il TI, il sangue “etichettato” con piena magnetizzazione longitudinale fluisce nel volume d’interesse mentre la magnetizzazione dei tessuti stazionari recupera (rilassamento T1) passando per il “null point” (Figura 4). Come nella tecnica flow-in, il segnale del fondo dipende dalla scelta del TI e dal T1 dei tessuti stazionari. La tecnica flow-out spin labeling è utilizzata in particolare per rappresentare arterie, vene epatiche e il sistema portale.Inoltre, con acquisizione 2D, può essere utile per lo studio del flusso cerebrospinale.

    Figura 4. Illustrazione della tecnica Time-SLIP flow-out. Il box con linea tratteggiata blu rappresenta la regione di labeling. Il volume di imaging (box nero) è alimentato da due arterie il cui flusso è indicato dalla freccia. I colori in scala di grigio rappresentano la megnetizzazione longitudinale (positiva con colori chiari). Si noti che solo l’arteria passante per la regione di labeling sarà rappresentata nell’immagine finale.
    La tecnica a sottrazione tag-on/off è la forma di spin labeling più standard. Il concetto generale di tale metodica è di acquisire due set di dati, uno con tag attivo sul flusso arterioso e un altro set di controllo senza tag. La sottrazione tra i due elimina il segnale dei tessuti stazionari mantenendo solo gli spin “etichettati” ottenendo un’immagine angiografica. Questa metodica può essere utilizzata per lo studio angiografico polmonare applicando un impulso selettivo di tag posizionato sagittalmente sul cuore. Durante il TI il sangue fluisce dalla zona di tag andando nei polmoni dove viene applicata una sequenza per la lettura del segnale. Allo stesso modo si possono eseguire esami angiografici delle arterie renali e delle carotidi con la possibilità, inoltre, di aumentare la risoluzione temporale ottenendo immagini di tipo Time-resolved MRA (Figura 5).
    Discussione
    Lo studio delle arterie renali viene condotto principalmente utilizzando come sequenza di base la tecnica TrueFISP; avendo essa una naturale compensazione del flusso in tutte e tre le direzioni non risente dalla complessa orientazione anatomica di queste strutture. Alcuni studi sono stati condotti utilizzando la tecnica a sottrazione tag-on/off con

    Figura 5. Simil-perfusione polmonare ottenuta con tecnica Time-SLIP tag-on/off. Le immagini sono acquisite con uno slab di labeling sagittale con TI crescenti.
    TrueFISP e gating respiratorio mostrando dei risultati sovrapponibili a quelli ottenuti con tecnica CE-MRA standard; stesso confronto è stato fatto da S. J. Gandy et al, utilizzando la tecnica flow-in, ottenendo dei risultati molto simili, dimostrando quindi l’equivalenza tra le due metodiche nello studio delle arterie renali. Studio simile è stato condotto da J. F. Glockner et al ottenendo risultati simili (Figura 6).Altrotipo di confronto è stato eseguito tra la tecnica flow-in (sempre con TrueFisp) e la DSA (angiografia a sottrazione digitale) ottenendo immagini di qualità eccellente e comparabili. Per il successo di questa metodica è necessario considerare alcuni punti critici; il contrasto tra il flusso del sangue ed il parenchima renale è massimizzato con un TI di circa 1100 ms. Nondimeno è necessario considerare il tempo di scorrimento del sangue in relazione al tempo di recupero del segnale del fondo. In un settaggio clinico, il TI ottimale tende essere superiore in pazienti anziani. Miyazaki et al mostrano che, per massimizzare il contrasto tra sangue e fondo, un TI di 1400 ms è adeguato in pazienti giovani mentre si allunga a circa 1900 ms con l’avanzare dell’età. In letteratura, per la soppressione del segnale del tessuto adiposo, è riportata una preferenza per le tecniche basate su preparazione Inversion Recovery (STIR) rispetto alle tecniche basate su chemical shift (CHESS), confermato anche dalla sperimentazione su pazienti e su fantocci condotta da Shonai et al. Il controllo della respirazione è fondamentale, in particolare quando sono necessari lunghi TI, quindi è consigliabile una buona istruzione del paziente sulla conduzione dell’esame (se collaborante).

    Figura 6. Confronto tra immagine MIP (maximum intensity projection) ottenuta da 3D CEMRA (a) e Time-SLIP con tecnica flow-in (b) in paziente affetto da displasia fibromuscolare.
    Lo studio angiografico polmonare può essere condotto con tecnica Time-SLIP flow-in. Applicando l’impulso di tagging coronale sulla regione d’interesse e un TI di circa 800 ms seguito da una sequenza di lettura 3D HASTE durante la fase diastolica (quindi con trigger cardiaco), si ottengono immagini angiografiche delle arterie polmonari. Allo stesso modo può essere utilizzata la sequenza TrueFISP che può migliorare la rappresentazione delle arterie polmonari prossimali grazie alla sua indipendenza dagli artefatti da flusso; tuttavia le porzioni più distali saranno meglio rappresentate con la sequenza HASTE in quanto meno gravata dagli artefatti da suscettività magnetica, causati dall’interfaccia aria/polmone. Questa regione anatomica può essere esaminata anche con la tecnica Time-SLIP a sottrazione tag-on/off; il tempo di ritardo applicato determina la vascolarizzazione polmonare rappresentata e la sua manipolazione può produrre immagini di tipo MRA-time resolved, come in un processo perfusivo (Figura 5).
    Altra applicazione della tecnica flow-in è lo studio della vena porta e delle arterie e vene epatiche. In letteratura esistono vari articoli che confrontano la tecnica TrueFISP con la HASTE combinate con Time-SLIP flow-in, ma la discussione rimane aperta (Figura 7).

    Figura 7. A) Posizione obliqua di due slab di labeling per lo studio del sistema venoso portale intraepatico con tecnica Time-SLIP flow-out; B,C) Immagine MIP ottenuta con sequenza Time-SLIP applicata a tecnica HASTE (b) e con tecnica TrueFISP ©.
    In uno di questi studi, Shimada et al, hanno dimostrato la capacità di visualizzazione del sistema venoso portale di entrambe le metodiche, indicando però la tecnica applicata alla sequenza HASTE appropriata per la rappresentazione del sistema portale intraepatico; preferibile, invece, la tecnica con TrueFISP per la visualizzazione della solo vena porta. In figura 8 sono rappresentate varie applicazioni della tecnica flow-in.

    Figura 8. Immagini acquisite con tecnica Time-slip flow-in; A) Rappresentazione della vena porta con posizionamento dello slab di labeling obliquo (linea gialla); B) Rappresentazione di arterie epatiche e renali con posizionamento dello slab di labeling relativamente alto. C,D) Immagini stereoscopiche di fusione.
    Per lo studio della vena cava inferiore e delle vene epatiche Shimada et al hanno utilizzato due impulsi di soppressione con metodica Time-SLIP flow-out, uno sull’aorta discendente ed uno sulla vena porta, analizzando vari TI. I risultati indicano che con TI di circa 1600 ms si ottiene il miglior rapporto segnale rumore e contrasto rumore visualizzando esclusivamente vene epatiche e vena cava inferiore.
    Alcuni elaborati, che necessitano sperimentazione clinica, hanno mostrano la possibilità di rappresentare il veloce flusso delle arterie carotidi utilizzando una sequenza TrueFISP con metodica Time-SLIP con sottrazione tag-on/off.
    In uno studio angiografico la tecnica Time-SLIP flow-in e a sottrazione tag-on/off sono le più indicate rispetto alla tecnica flow-out. Quest’ultima prevede l’utilizzo di un impulso di tagging che evidenzierà il contributo di uno specifico vaso e per questo limitata. Tuttavia la sua maggiore applicazione si ha nello studio di aspetti funzionali come l’esame del liquido cefalo rachidiano.
    H. Matoba et al hanno confrontato la tecnica Time-SLIP flow-in applicata alla sequenza TrueFISP in un sistema RM ad 1.5 T ed a 3 T, valutando il miglior TI per lo studio del sistema portale. I loro risultati mostrano chiaramente un migliore rapporto contrasto rumore nelle immagini ottenute con apparecchiature a 3 T. Il segnale del fondo è ben soppresso a 3 T nonostante l’utilizzo di lunghi TI, questo grazie all’aumento del tempo di rilassamento T1 rispetto ad un sistema ad 1.5 T. Tuttavia sono presenti degli artefatti da suscettività magnetica nell’intorno del diaframma che possono degradare la qualità dell’immagine. Tale problema può essere evitato applicando un preciso shimming.
    Come già menzionato in precedenza, la tecnica Time-SLIP a sottrazione tag-on/off richiede un tempo di acquisizione almeno doppio rispetto alle altre metodiche. Tuttavia permette di utilizzare un più ampio range di TI. Un’applicazione in tal senso, riportata da vari articoli, consiste nella ripetizione della medesima acquisizione con differenti TI, rappresentando il flusso arterioso nel tempo (come un esame MRA-Time Resolved). L’informazione di perfusione (Figura 5) può essere ottenuta senza l’utilizzo di mezzo di contrasto e con una buona cancellazione del segnale del fondo grazie alla sottrazione. Ovviamente l’aumento dei TI applicati comporta un proporzionale incremento del tempo di acquisizione. Questa tecnica ha ottenuto dei risultati promettenti ed è ancora in via di sviluppo, grazie anche all’implementazione di fattori sempre maggiori di imaging parallelo e alla combinazione con tecniche di sottocampionamento del k-spazio.
    Conclusioni
    Gli studi presenti in letteratura mettono in evidenza le possibilità offerte dalla metodica NCE-MRA Time-SLIP. I risultati più concreti, ad oggi, si hanno nella valutazione delle arterie renali e nello studio del sistema portale, ponendo la metodica proposta come valida alternativa alle sequenze CEMRA, in particolar modo nei pazienti che presentano controindicazioni alla somministrazione di mdc, evitando inoltre la possibile insorgenza della Dermopatia Fibrosante Nefrogenica. Da evidenziare infine, che, in caso di possibile errore nell’acquisizione dell’esame (presenza di artefatti, movimento, ecc.), la sequenza può essere ripetuta immediatamente a differenza delle metodiche con mdc.
    Bibliografia
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    [3] Mengyu Liu, et al, “Visualization of renal artery and its branches of the middle-aged healthy adults: the initial study of Non-Contrast-Enhanced MRAngiography using Time-Spatial Labeling Inversion Pulse” Proc. ISMRM 20 (2012)
    [4] Hiroki Matoba et al, “MR portography using non-contrast-enhanced Time-Spatial Labeling Inversion Pulse(Time-SLIP): comparison between 3T and 1.5T” Proc. ISMRM 21 (2012)
    [5] Timothy Albert, MD “Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Safe, Simple and Effective Non-Contrast MRA” Toshiba - 2010
    [6] Takahashi J. Et al, “Nonenhanced renal MRA using Time-SLIP with 3D balanced SSFP: optimization of coronal acquisition” Proc. ISMRM 3900 (2009)
    [7] Takaharu Shonai et al, “Improved Arterial Visibility Using Short-Tau Inversion-Recovery(STIR) Fat Suppression in Non- Contrast-Enhanced Time-Spatial Labeling Inversion Pulse (Time-SLIP) Renal MR Angiography (MRA)” JMRI 29:1471–1477 (2009)
    [8] Kotaro Shimada et al, “Non-Contrast-Enhanced MR Portography With Time-Spatial Labeling Inversion Pulse: Comparison of Imaging With Three-Dimensional Half-Fourier Fast Spin-Echo and True Steady-State Free-Precession Sequences” JMRI 29:1140–1146 (2009)
    [9] Manuela Rick et al, “How I do it: Non Contrast Enahnced MRA (syngo Native)” MAGNETOM Flash - 3/2009
    [10] S. J. Gandy et al, “Non-contrast Enhanced Renal MRA using Native TrueFISP – Initial Experience for Clinical Imaging of patients with Renovascular Disease” Proc. ISMRM 17 (2009)
    [11] Mitsue Miyazaki et al, “Nonenhanced MR Angiography” Radiology 248:1 (2008)
    [12] Takayuki Masui et al, “Non-contrast MRA in the Abdomen: Ready for Clinical Use” GE Healthcare MR publication (2008)
    [13]Stuart Clarkson et al, “Robust NCE Techniques Remain a Viable Alternative for MR Angiography” GE Healthcare MR publication (2007)
    [14] Kotaro Shimada et al, “Non-Contrast –Enhanced MR Angiography for Selective Visualization of the Hepatic Vein and Inferior Vena Cava with True Steady-Stade Free-Precession Sequence and Time-Spatial Labeling Inversion Pulses: Preliminary Results” JMRI 29:474-479 (2009)
    [15]James F. Glockner et al, “Non-Contrast Renal Artery MRA Using an Inflow Inversion Recovery Steady State Free Precession Technique (Inhance): Comparison with 3D Contrast-Enhanced MRA” JMRI 31:1411-1418 (2010)
    [16] Taehoon Shin et al, “Non-Contrast-Enhanced Renal and Abdominal MR Angiography Using Velocity-Selective Inversion Preparation” MRM 69:1268-1275 (2013)
    [17] Hattie Z. Dong et al, “Noncontrast-Enhanced Renal Angiography Using Multiple Inversion Recovery and Alternating TR Balanced Steady-State Free Precession” MRM 70:527-536 (2013)
    [18] E. Spuentrup et al, “Renal arteries: navigator-gated balanced fast field-echo projection MRA with aortic spin labeling: initial experience” Radiology 225:589-596 (2002)
    [19] I. Parienty et al, “Renal Artery stenosis evaluation in chronic kidney disease patients: nonenhanced time-spatial labeling inversion-pulse three-dimensional MR angiography with regulated breathing versus DSA” Radiology 259:592-601 (2011)
  10. Luca Bartalini
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    Le seguenti tesi sono state materiale di esame finale del MASTER di primo livello per l'anno 2012-2013 presso l'universita' di firenze dal titolo:



    "Specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza magnetica ed elaborazione di immagini in ambito clinico e di ricerca"


    NOTA: La formattazione del testo può subire delle variazioni rispetto ai testi originali per esigenze WEB

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  11. Luca Bartalini
    Utilizzo questo spazio ancora fortunatamente libero e aperto per condividere dei pensieri e dei dubbi che mi accompagnano da molti mesi, per non dire anni, i quali si sono amplificati molto negli ultimi tempi.
    Mi sono laureato e sto approfondendo le competenze nel campo della RM mosso da una grande passione verso questi argomenti e da molta fiducia nella professione che faccio. Come me ci sono una marea di altri tecnici che portano avanti il proprio lavoro con dedizione e non solo per il "28 del mese".
    Fermandomi però un attimo, cercando di uscire dalla quotidianità che porta a fare delle azioni senza chiedersi il perchè, cercando quindi di vedere la professione come un osservatore esterno, mi sono chiesto innanzitutto < a cosa servisse il mio lavoro e quale dovesse essere l'obiettivo finale >. Sono giunto alla conclusione che le capacità e le copetenze devono essere sviluppate per ottenere, nel campo di diagnostica per immagini, l'iconografia migliore possibile sotto tutti i punti di vista per mettere nelle condizioni il medico radiologo di poter fare la diagnosi più accurata possibile. Il fine ultimo rimane quello di dare accesso al paziente alle migliori cure in base alla diagnosi stessa. Naturalmente si estende il concetto a tutti i vari settori nei quali il TSRM opera.
    Questo significa che siamo parte costitutiva di un sistema che ha il fine ultimo di "curare" le varie patologie riconosciute come tali.
    Vista in chiave teorica il ragionamento è molto lineare però, avendo esperienza nell'ambiente privato in particolare, mi sono reso conto che doveva essere inserito un elemento non da poco e cioè il DENARO. Avendo a che fare ogni giorno con moltissimi medici di varie specializzazioni e con una marea di colleghi tecnici, oltre ad altre figure satellite, ho notato che nella pratica quotidiana la tendenza media generale è quella di perdere completamente di vista l'obiettivo etico e primo del TSRM, sostituendolo con quello finanziario. Troppe volte mi sono ritrovato in situazioni nelle quali il tecnico agisce di modo da massimizzare il numero di prestazioni e quindi avere più introito, agendo sui parametri temporali e riducendo la qualità dell'esame diagnostico. Oppure non ripetere una sequenza venuta mossa, magari a causa di un posizionamento fatto, perdonate il termine, a CAZZO, scrivendo semplicemente che il paziente non collabora. Naturalmente un ruolo importante lo riveste anche la "politica" della clinica-struttura
    Personalmente lavoro in ambienti dove mi si permette di esprimere al massimo la mia competenza (almeno quella che c'è) e quindi ottenere i migliori risultati. In caso contrario avrei serie difficoltà nell'accettare un lavoro sinceramente.
    Nell'ambiente pubblico invece, almeno per quella poca esperienza che ho avuto, mi sono ritrovato di fronte alla situazione specularmente opposta dove il tecnico tende ad adagiarsi sull'esame per evitare, cosi ho sentito dire più volte, che l'azienda aumenti il flusso di esami e quindi si debba aumentare il ritmo lavorativo. Questo naturalmente può essere lecito se l'obiettivo è la qualità massima, visto anche che negli ospedali, specialmente quelli con molte specialistiche, ci si trova di fronte a situazioni di tutti i tipi che richiedono sicuramente una logistica e tempo superiore rispetto agli esami che mediamente capitano nelle strutture private (salvo case di cura ecc).
    Insoamma per riassumere diciamo che nel privato si tende a correre per fare più "ciccia" e nel pubblico di meno per evitare di affaticarsi a dispetto delle liste di attesa.
    Discorso generalizzato e quindi sbagliato.
    Per fortuna che ci sono tanti colleghi che lavorano per il vero bene del paziente in entrambe le situazioni ed è necessario che questo comportamento venga tenuto da tutti in quanto non staimo giocando con le bamboline di plastica ma con persone in carne ed ossa che riserbano in noi speranza.
    Un appello quindi a tutti i colleghi attuali e a quelli futuri che hanno in mente di iscriversi:
    NON FATE QUESTA PROFESSIONE, COME LE ALTRE PROFESSIONI MEDICHE O PARAMEDICHE, SE NON AVETE COME PRIMO OBIETTIVO IL BENESSERE DELLE PERSONE. MAI COME OGGI C'E' BISOGNO DI PROFESSIONISTI MORALMENTE INTEGRI.
  12. Luca Bartalini
    Nella mia ancora breve ma intensissima esperienza lavorativa nel campo della risonanza magnetica in particolare, mi sono trovato di fronte ad una marea di colleghi, sia dalla parte del docente, che del discente (stragrande maggioranza dei casi). Mi sono trovato di fronte a persone molto diverse caratterialmente ma anche sotto il profilo professionale inteso sia come cultura che come capacità pratiche. Mi sono trovato di fronte a tecnici che venivano ad imparare ad usare i miei gioiellini a basso campo giusto per avere uno stipendio a fine mese mentre altri mossi dalla voglia e dalla curiosità di imparare cose nuove, senza naturalmente disdegnare lo stipendio sia chiaro. E' curioso osservare come abbia perso completamente di vista coloro che facevano parte della prima categoria sopraccitata, mentre mi sto gradualmente circondando in modo del tutto automatico ed inconsapevole di persone che invece appartengono alla seconda famiglia. Un chimico potrebbe citare la famosa frase "il simile scioglie il simile", un illuminato potrebbe tirare in ballo la "teoria dell'attrazione" e cosi via.
    Il fatto di trovarsi a collaborare con lo staff di RM-online per esempio che mi ha assorbito al suo interno...potrei citare altri episodi.....mi sono sempre chiesto quale sia stata la caratteristica che mi ha portato fin qua dando tante risposte che però alla fine non avevano fondamento essendo fini a se stesse.
    Alla fine invece direi che quella caratteristica innata che accomuna tutti coloro che fanno parte di questo gruppo è estremamente semplice e basilare l'UMILTA'.
    Tale caratteristica consente di essere sempre aperti al confronto non mettendosi mai dalla parte della "ragione assoluta", consente di imparare quindi anche da coloro che ne sanno meno di te apparentemente e consente in ultimo di essere stimati e rispettati perchè essere umili non significa essere inferiori.
    Questo naturalmente è il mio personale pensiero che non è legge universale. Però devo dire che a qualcuno farebbe bene una dose di tale virtù, e per svilupparla la cosa migliore è provare a "mettere il naso fuori di casa". In questo modo ci si rende conto che la fuori ci sono dei professionisti con gli attributi che ne sanno mooooolto più di te. Me ne sto rendendo conto in molte occasioni, anche e soprattutto frequentando il master in RM e questo meraviglioso sito internet creato e sviluppato da bella gente.
    Provateci anche voi e fatemi sapere
    ciao
  13. Luca Bartalini
    VEDI ANCHE
    Intro

    Ho suddiviso il corso in tre parti principali. Ho solo segnalato come appendice lo stato psico-fisico del paziente per esigenze di tempo non di certo per ordine di importanza in quanto, secondo me, meriterebbe una trattazione separata ed estesa.
    Qua sotto il link che riporta alle info relative all'argomento claustrofobia su RM-online
    http://www.rm-online...-magnetica.html

    Ogni macchina offre un set di base di bobine di ricezione, qua sopra quelle proposte per la S-scan a cui se ne possono aggiungere altre. La scelta della bobina è fondamentale per ottimizzare il rapporto segnale-rumore ed il comfort del paziente limitando più possibile quindi i rischi di movimento della regione anatomica in studio.

    Come si può vedere l'utilizzo della bobina non dedicata in paziente medio porta ad avere un allontanamento della stessa dalla regione anatomica con prevedibili perdite di segnale e maggior rischio di movimento se non ben riempita.

    Si può notare che sullo stesso paziente, usando le 2 diverse bobine sopraccitate, si ha comunque un rapporto segnale/rumore sufficiente anche se con una variazione sensibile nelle varie aree della struttura esaminata.
    Si può riassumere quindi dicendo che.......


    La S-scan prevede l'ancoraggio di tutte le bobine, tranne la flex per lo studio monolaterale dell'anca, al tavolo portapazienti. Il supporto in alto per le bobine articolari, il secondo per le bobine della colonna (lombare e cervicale).

    Si può vedere come un posizionamento non corretto (di qualche cm) con bobina ferma rispetto all'isocetro non crei delle variazioni sensibili di rapporto segnale/rumore per una RM 1,5T.

    Come invece si crea una perdita di segnale sensibile all'altezza della parte anatomica distale con lo stesso errore di posizionamento nella 0,25T in studio. L'esempio serve per evidenziare come il posizionamento puntuale del paziente rispetto alla bobina di ricezione sia imprescindibile nelle basso campo per un problema legato al più basso rapporto segnale/rumore rispetto all'alto campo.
    Riassumendo.....

    continua seconda parte
  14. Luca Bartalini
    Vedi prima la:
    PRIMA PARTE

    Il tavolo porta pazienti ha un ingresso laterale con tre blocchi fisici, ognuni dei quali corrisponde ad una delle tre posizioni di ancoraggio della bobina di ricezione sul tavolo stesso. Questo sistema è "rigido" e molto efficace in quanto, una volta ancorata la bobina e portato il tavolo al blocco corrispondente, sono certo di avere al centro della bobina l'isocentro del magnete. La zona cioè di massima omogeneità nella quale potrò ottenere il massimo rapporto segnale/rumore in assenza di disorsioni geometriche di immagine.
    (Alla destra era presente un video non visualizzabile naturalmente).

    Esempio di corretto posizionamento del sistema paziente-bobina rispetto all'isocentro del magnete.
    Nel caso in cui non abbia perfettamente all'isocentro la struttura anatomica sono certo che può dipendere solo da come il paziente affronta la bobina e non da come la bobina sta rispetto al CMS in quanto si trova ancorata al tavolo.

    Nella immagine si nota come il campo si omogeneità della dedicata basso campo sia nettamente inferiore come dimensioni a quello di un alto campo e diverso in forma. questo a causa principalmente del sistema con cui viene prodotto il CMS, nel primo caso magnete permanente nel secondo superconduttivo.

    Riportandolo sul paziente noto come il mio range di azione sia nettamente differente fra le due macchine. Questo per esaltare quanto sia importante il corretto posizionamento del sistema bobina-paziente rispetto all'iocentro.

    Lo studio della colonna lombare in questo sistema è sicuramente il più critico per un discorso di FOV utile.
    Nella diapositiva mostro come l'unico modo che ho per riuscire a studiare il tratto lombare comprensivo di tratto di passaggio dorso-lombare e lombo-sacrale sia un posizionamento perfetto, specialmente in pazienti che si estendono molto in altezza. Questo perchè la macchina non mi permette di spostare fisicamente il campo di acquisizione al di fuori del campo di omogeneità (per fortuna!!!!) e neanche di aumentare il FOV.
    O meglio, dalla programmazione della sequenza io posso impostare un FOV oltre i 25-27 cm che corrisponde al campo di omogeneità, fino a 35cm. Questo andrà ad influenzare la risoluzione spaziale legata alle dimensioni del pixel ma la macchina non mi farà vedere oltre i 25-27cm.
    Dal mio punto di vista questo è un valido metodo per obbligare l'operatore a svolgere correttamente l'esame impedendo perdite di segnale e disorsioni geometriche legate all'utilizzo della macchina al di fuori del campo di omegneità.

    La diapositiva sopra per dimostrare come un corretto svolgimento dell'esame porta ad ottimi risultati di immagine, rapportati all'intensità del CMS naturalmente, impedendo che le regione di interesse vadano al di fuori del campo di omogeneità dove diventa impossibile fare diagnosi da parte del medico radiologo.
    continua alla terza parte
  15. Luca Bartalini
    Vedi prima la:
    PRIMA PARTE
    SECONDA PARTE



    La diapositiva cerca di dimostrare come un ginocchio posizionato in leggera flessione migliora la visualizzazione del comparto anteriore, mettendo in tensione il tendine rotuleo evitando deflessioni. Inoltre cerco di dimostrare come, un ginocchio posizionato in estensione completa, può agevolare la formazione dell'artefatto da magic angle nelle sequenze a TE breve, avendo campo magnetico verticale.





    Nel posizionare la spalla è importante porre uno spessore sotto il braccio per avvicinare più possibile l'omero al piano di simmetria corporeo coronale.
    Questo per ottenere un immagine corretta come a sinistra nella successiva diapositiva

    Evitando una visulaizzazione a pezzi come a destra.

    Importante, se possibile, evitare l'abduzione del braccio per consentire una panoramica completa sia dell'omero che del cercine glenoideo nei piani sagittali.









  16. Luca Bartalini
    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”



    Parallelimaging: Evoluzione della tecnica



    CAIPIRINHA



    Rosanna Primo



    Azienda S. Camillo Forlani, Roma



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    rprimo23[chiocciolina]libero.it


    Riassunto
    In MRI, il tempo di acquisizione delle immagini è uno dei fattori preponderanti, specialmente nell’imaging dinamico, dove sono richieste scansioni di uno stesso volume nel tempo. Per questo motivo il suo decremento, attraverso l’applicazione di tecniche avanzate di ricostruzione dell’immagine, ha costituito uno dei punti focali della ricerca nel settore. Lo sviluppo hardware di ricevitori multi-canale dedicati ai metodi di ricostruzione dell’imaging parallelo (pMRI) , quali SENSE e GRAPPA, ha consentito una diminuzione significativa dei tempi di acquisizione in svariate applicazioni cliniche, e oggi il pMRI svolge un ruolo sostanziale nella routine clinica quotidiana.
    Le tecniche di pMRI, denominate dalle varie industrie iPAT (Siemens) , SENSE (Philips), ASSET (GE), SPEEDER (Toshiba), RAPID (Hitachi), si concentrano sull’accelerazione del piano riducendo la quantità di dati necessaria alla formazione dell’immagine. Nel caso di un K spazio cartesiano, questo si realizza attraverso un suo sotto campionamento. Alcune tecniche lavorano nel dominio dell’immagine, rappresentate dagli algoritmi SENSE, mSENSE, PILS e ASSET, altre lavorano nel dominio delle frequenze, rappresentate dalle SMASH, AUTO-SMASH, VD-AUTO-SMASH e GRAPPA. In tutte le tecniche di pMRI correnti, gli artefatti da aliasing, risultanti da una acquisizione sotto campionata vengono rimossi mediante algoritmi di ricostruzione dell’immagine specializzati, applicati dopo l’acquisizione stessa. Da alcuni anni si perfezionano nuovi approcci, tendenti a modificare l’aspetto degli artefatti da aliasing durante l’acquisizione, per migliorare la successiva procedura di ricostruzione dell’immagine con i classici algoritmi di ricostruzione del pMRI. In particolare la tecnica definita “ CONTROLLED ALIASING IN PARALLEL IMAGING RESULT in HIGHER ACCELERATION” (CAIPIRINHA), utilizza eccitazioni alternate multi-banda diimpulsi RF per acquisire più slice, simultaneamente.
    Parole chiave
    MRI, Parallel imaging, Fast imaging, CAIPIRINHA.
    Introduzione
    I metodi di ricostruzione classici di pMRI cercano di compensare la mancanza di line di codifica spaziale, prendendo in considerazione le informazioni sulla sensibilità spaziale, fornite da una bobina ricevente multicanale, ma sfortunatamente il concetto di pMRI è intrinsecamente associato alla perdita di SNR rispetto ad una immagine completamente codificata. Questa carenza può essere affrontata utilizzando tipologie di accelerazione particolari che prevedono la simultanea eccitazione di più slice all’interno di un determinato volume. Tuttavia questo tipo di imaging è ancora suscettibile di amplificazione del rumore , quando i profili di sensibilità della bobina non sono acquisiti in modo ideale, ed inoltre è sempre presente una propagazione di errore che si evidenzia ad es..per una inomogeneità del campo magnetico, o per correnti parassite , o per la non linearità dei gradienti, o per profili di sensibilità molto simili. Questo porta ad un ulteriore decremento del SNR. In questo studio si valuta la possibilità, offerta dalla tecnica CAIPIRINHA, di migliorare il risultato di una acquisizione multislice convenzionale attraverso impulsi modulati in fase, durante l’acquisizione delle immagini.
    Tecnica e metodologia
    Multislice SENSE

    Per chiarire le basi dell’approccio CAIPIRINHA, e come esso si differenzia dai metodi precedenti, è opportuno conoscere le procedure di pMRI di base, e come possono essere applicate in una acquisizione multi slice. In questa sede si tratterà l’acquisizione MS-SENSE.
    Le acquisizioni SENSE acquisiscono da più punti di vista la stessa immagine, e ogni elemento di bobina campiona una minore quantità di dati nella codifica di fase, attraverso il processo di parallelizzazione , e acquisisce solo una porzione della stessa immagine. I dati contenuti in ciascuna di esse vengono poi rielaborati, attraverso una deconvoluzione per ottenere l’immagine finale.Anche con un campionamento ridotto è possibile ricostruire i dati mancanti, pur avendo delle limitazioni. SENSE utilizza la conoscenza dell’informazione sulla sensibilità spaziale di ogni elemento di bobina ricevente per operare una separazione, nel dominio dell’immagine, dei segnali di immagini multiple con pixel affetti da aliasing.
    Il fenomeno dell’aliasing si verifica quando si riducono i passi di codifica di fase per più di quanto richiesto dal criterio di Nyquist. Nel caso di R=2 il FOV risultante corrisponderà a FOV/2, come mostrato in figura 1.
    Nella figura 1 è mostrata in a) una acquisizione convenzionale di K spazio completamente campionato, che determina una immagine con FOV completo dopo IDFT; in b) una acquisizione sotto campionata con fattore di accelerazione R=2 dal quale risulta un FOV ridotto (FOV/2) con artefatti da aliasing sull’immagine. Le linee tratteggiate indicano le linee di K spazio non acquisito.

    Fig:1) Esempio di campionamento completo (a) e parziale (b). [6]
    Per recuperare il volume misurato originale senza aliasing si dovrà ricorrere ad ulteriori manipolazioni dell’immagine, possibili solo attraverso l’utilizzo di due bobine di ricezione e delle loro relative mappe di sensibilità. Per una normale acquisizione single slice , effettuata con due bobine riceventi, ogni pixel dell’immagine ( I1 e I2) proveniente dalla bobina, avrà due componenti composte dalla sovrapposizione della densità degli spin r1 e r2 (ro 1 e 2), pesate con le informazioni della sensibilità spaziale (C11 e C12, C21 e C22). Questa relazione può essere scritta in forma matriciale .

    L’ equazione è costituita da un insieme di due equazioni lineari con due incognite e si risolve con una semplice inversione della matrice. La sensitività dell’array C è a sua volta composta dalle informazioni di sensibilità spaziale provenienti da ogni canale di bobina, e la posizione dell’aliasing spaziale nel piano. La relazione di cui sopra è riferita ad una acquisizione SENSE 1D.






    I1=C11r1+ C12r2


    Fig 2). Ricostruzione SENSE 1D.Processo di base dell’aliasing.[1]
    Per sfruttare una riduzione del tempo di acquisizione con l’imaging simultaneo multi slice si applica il concetto di imaging parallelo in direzione di slice. Tuttavia quando il tempo di acquisizione si riduce simultaneamente in due dimensioni, l’algoritmo SENSE deve essere riscritto per corrispondere al problema delle 2D. Ma anche questo insieme di equazioni lineari può essere risolto attraverso l’uso di una semplice inversione di matrice.
    In generale, tutti i metodi pMRI sono limitati dal fatto che i pixel con aliasing devono avere una sufficiente variazione di sensibilità per eseguire l’inverso della matrice. Questo costituisce un punto cruciale per l’imaging simultaneo multislice, utilizzato in combinazione con la strategia di acquisizione parzialmente parallela (PPA), che usa le informazioni spaziali insite nella serie di bobine riceventi multiple, per sostituire parzialmente la codifica spaziale.
    Con l’imaging multi slice , si possono facilmente verificare insufficienti variazioni di sensibilità in direzione di slice, a causa della geometria della bobina o della vicinanza tra le slice. Dal punto di vista matematico, se i valori di sensibilità della bobinae quelli dei pixel con aliasing sono simili, il sistema di equazioni lineari non può essere risolto, anche quando le coil individualmente hanno differenti informazioni di sensitività in direzione di codifica di fase.
    Come precedentemente detto il concetto di pMRI è intrinsecamente legato alla riduzione del SNR che in questo caso è inversamente proporzionale:
    Alla radice quadrata del fattore di accelerazione R. Questo è semplicemente dovuto al fatto che vengono acquisiti meno dati.
    Al g factor, relativo alla capacità di combinazione matematica dei segnali e del rumore degli elementi attivi delle bobine riceventi.


    Sono state ricavate misure quantitative del g factor, per gli algoritmi SENSE e GRAPPA, che vengono usati come parametri di riferimento della qualità di una ricostruzione pMRI.
    In generale l’imaging parallelo è limitato ad acquisizioni con un adeguato SNR, come i metodi di imaging volumetrico. In passato, diverse tecniche che utilizzano l’eccitazione contemporanea di più slice, ma non il PPA, hanno dimostrato di migliorare il SNR di ogni slice, di un fattore radice di NS, dove con NS si indica il numero di slice simultaneamente eccitate. In generale tutte queste tecniche richiedono NS volte più passi di codifica di fase o multiple eccitazioni successive per differenziare completamente le slice.
    Tuttavia questo tipo di approcci di pMRI sono limitati dal fatto che la tecnica è fortemente dipendente dalla geometria della bobina, e quindi non sono in grado di separare slice che hanno, ad es.., identici profili di sensibilità della bobina, e anche quando i profili di sensibilità non sono identici, questi metodi soffrono di una SNR ridotto, quando i profili di sensibilità sono simili nelle slice eccitate, come normalmente succede se le stesse sono molto ravvicinate.

    Fig 3) Acquisizioni multislice senza e con modulazione di fase [7]
    CAIPIRINHA

    Queste situazioni possono essere evitate spostando i modelli di aliasing di molteplici slice, l’una rispetto all’altra, in modo controllato, sfruttando la base dello spostamento del teorema di Fourier. La posizione di un dato punto all’interno del K spazioè data oltre che dalla sua frequenza anche dalla fase, e quindi per spostare l’immagine di un singolo pixel è richiesto un decremento di fase lineare da +p a -p (+0- pi greco) secondo

    Dove m rappresenta la codifica di fase che va da –N/2 a N/2-1.
    In modo similare per ottenere uno spostamento da Dy = FOV/2 (delta Y = FOV/2) bisogna fornire una alternanza di fase (0, p, 0, p) che è una conseguenza della periodicità dell’armonica. In pratica queste modulazioni di fase vengono realizzate con speciali impulsi di eccitazione RF modulati in fase secondo lo schema di modulazione richiesto.

    In figura 4) è mostrato un esempio di come viene eseguito uno spostamento in direzione di codifica di fase da FOV/2, utilizzando RF con impulsi alternati in fase.

    Fig 4) Esempio di spostamento con impulsi alternati in fase.[2]
    Nell’eccitazione simultanea multi slice, l’eccitazione di due slice senza modulazione di fase produce una immagine r(y), composta da due slice sovrapposte r1(y) e r2(y), come risultato della IDFT, per i segnali ricevuti simultaneamente (S1 e S2).

    La fig 5) mostra uno schema di acquisizione multi slice con R=2 dove in a) troviamo una acquisizione MS SENSE su due slice e in b) la stessa acquisizione con R=2 ma in MS CAIPIRINHA.

    Fig 5) Schema di acquisizione multislice senza e con modulazione di fase R=2[2]
    Nell’acquisizione CAIPIRINHA troviamo due slice eccitate attraverso una modulazione di fase (qm=-im2p/N) (omega m = -im 2 pi greco/N) che da come risultato una immagine di due slice shiftate una rispetto all’altra di Dy (delta Y)

    Questo esempio con due slice può essere esteso a tutte le slice . Si può spostare ogni slice indipendentemente ed in modo arbitrario all’interno del FOV, attraverso l’applicazione di diversi phase cycle ad ogni slice individualmente, in accordo con il teorema dello spostamento di Fourier. Questo significa che uno spostamento nel dominio dello spazio è generato da uno spostamento lineare della fase nel dominio delle frequenze.
    Per ottenere uno spostamento individuale delle slice, in modo da distribuirle in maniera equidistante nel FOV, il segnale composito S alla posizione DK, deve essere composto dalla somma dei segnali S1 originati dalle singole slice, eccitate singolarmente; inoltre ogni step di codifica di fase dovrà essere ottenuto attraverso l’applicazione di RF con uno specifico fattore di fase in base al numero delle slice eccitate simultaneamente (NS). Questo può essere ottenuto attraverso un phase cycle di tipo POMP (Phase-offset multiplanar) che è una tecnica che eccita più sezioni contemporaneamente per migliorare l’efficienza dell’imaging. I centri delle immagini ricostruite da ciascuna delle sezioni POMP sono sfasati l’uno dall’altro in direzione di codifica di fase, mediante una modulazione di fase degli impulsi di eccitazione a RF e sono posizionati adiacenti uno all’altro nella ricostruzione. Utilizzando una adeguata matrice di ricostruzione le immagini possono essere rese non sovrapposte e conservate separatamente.
    Dopo la IDFT i centri delle slice che sono state eccitate simultaneamente sono spostati in maniera equidistante in direzione delle codifica di fase, di una quantità che dipenderà dal numero delle slice(NS) all’interno del FOV.
    Dy(NS)=(NS-1)*FOV/NS
    Quindi, aumentando il fattore di riduzione R, il FOV decresce, con conseguente maggiore sovrapposizione delle singole slice.
    Se però analizziamo l’effetto dello shift di FOV/2 indotto sulla seconda slice nell’esempio in figura 5, vediamo che l’aliasing delle immagini, e quindi la mappa di sensibilità della bobina e matrice C per la seconda slice ora include uno spostamento spaziale in direzione y dovuto agli impulsi RF modulati in fase.

    In questa situazione la sensibilità della bobina tende ad essere diversa, perché la ricostruzione di pMRI può sfruttare le variazioni di sensibilità sia in direzione di codifica di fase che di slice. Pertanto l’inversione della matrice C può esistere anche nei casi in cui la sensibilità della bobina è la stessa nelle due posizioni delle slice, come schematicamente illustrato in figura 6.
    In figura 6. Mappa di sensitività ( bobina 1 in alto, bobina 2 in basso) delle due slice fornite con identici profili di sensibilità della bobina. Informazioni della sensibilità dell’aliasing per una accelerazione R=2.
    (a) Normale esperimento SENSE con C11=C12, C21=C22 in ogni posizione (x,y), e (b) due slice in un esperimento CAIPIRINHA con C11 diverso da¹C12, C21 diverso da¹C22 in ogni posizione

    Fig 6) Mappa di sensitività.[2]
    In pratica una acquisizione MS SENSE per due slice si tradurrà in questo caso in pixel con aliasing che hanno la stessa sensibilità della bobina, mentre la stessa acquisizione eseguita con MS CAIPIRINHA garantirà differenti profili di sensibilità dei pixel con aliasing. Tutto questo può portare ad un miglioramento della ricostruzione PPA e del SNR rispetto ad altri tipi di acquisizione.






    a / b / c


    Fig 7) Andamento dell’aliasing attraverso modulazione di fase..[7]
    In figura 7, l’eccitazione di 4 slice con R=4, utilizzando un solo impulso di RF che produce la sovrapposizione dei pixel dell’immagine provenienti da ogni slice, nella stessa posizione in direzione di codifica di fase in 7a.
    Impiegando una alternanza di impulsi RF ( ad es.. impulso 1 e impulso 3, oppure impulso 1,2,3,4) le singole slice possono essere spostate una rispetto all’altra all’interno del FOV(figura 7b e 7c), e in questo modo l’aliasing dei pixel ha origine dalle diverse posizioni delle slice e dalle diverse direzioni di codifica di fase in modo ben definito e controllato, come dimostrato nei corrispondenti grafici z-y, consentendo alla ricostruzione di pMRI di sfruttare la variazione di sensibilità nelle slice e anche nella direzione di codifica di fase.
    SNR e tempo di acquisizione.

    Il beneficio nell’utilizzo di MS CAIPIRINHA è dimostrato in figura 3 dove vediamo l’eccitazione simultanea di 4 slice in un volume cerebrale, con tecnica MS Standard. In questo caso di non alternanza degli impulsi RF, ogni slice è soggetta allo stesso phase cycle lungo la direzione di codifica di fase (LR). Le slice appaiono proiettate una sull’altra, consentendo una ricostruzione che utilizza solo la variazione di sensibilità disponibile in direzione di slice. A causa della distanza relativamente piccola tra le slice, del fattore di accelerazione elevato (R=4), e della scarsa variazione di sensibilità fornita dalla bobina in direzione di codifica di slice, il risultato della ricostruzione sarà affetto da una grande amplificazione del rumore.
    Utilizzando invece una acquisizione MS CAIPIRINHA in combinazione con una ricostruzione GRAPPA adattata, i pixel dell’immagine, che nella acquisizione precedente risultavano sovrapposti, qui sono separati quasi senza amplificazione del rumore grazie all’alternanza degli impulsi 1 e 3, che forniscono alle slice 2 e 4 un phase cycle lungo la direzione di codifica di fase di 180°, causando a queste slice lo spostamento di FOV/2 rispetto alle slice 1 e 3 che non hanno avuto nessuna modulazione di fase. In questo caso, MS CAIPIRINHA ha consentito l’acquisizione di 4 slice nello stesso tempo normalmente richiesto per una sola slice senza perdita di SNR.
    Nelle ricostruzioni SENSE la distribuzione del SNR è espressa da :

    Con l’uso di CAIPIRINHA è invece possibile raggiungere un potenziale beneficio attraverso due meccanismi indipendenti: 1°) Il SNR aumenta con la radice quadrata del numero di slice contemporaneamente eccitate (radice di NS), rispetto all’imaging sequenziale multi slice; 2°) Il SNR aumenta a causa del decremento del rumore legato alla geometria della bobina (miglioramento del g factor).
    Quindi, utilizzando una ricostruzione MS CAIPIRINHA il SNR può essere espresso come

    In contrasto con una acquisizione SENSE multi slice convenzionale, dove il fattore g è principalmente determinato dalla disposizione degli elementi attivi di bobina, in questo caso il fattore g è influenzato dalla modulazione di fase.
    Secondo l’articolo di riferimento pubblicato su MagneticResonace in Medicine 53:684-691 (2005) di Felix A. Breuer et all, “ ControlledAliasing in ParallelImagingResult in Higher Acceleration (CAIPIRINHA) for Multi-SliceImaging “, la tecnica CAIPIRINHA è stata implementata su scanner da 1,5 T, whole body della Siemens, dotati di bobine a quattro canali per la ricezione del segnale, posizionate con due elementi anteriori e due posteriori in direzione testa piedi.E’ stato esaminato un volontario e per l’imaging è stata utilizzata una sequenza FLASH utilizzando i seguenti parametri: TR=10 ms, TE=4 ms, a=30°, FOV=37,5 cm*50 cm, matrice 192*256, slicetickness=10mm, gap=5mm.L’eccitazione convenzionale è stata sostituita alternando impulsi multi banda con diversa modulazione di fase in ogni step di codifica di fase, al fine di ottenere singole slice con differenti phase cycle. Nella implementazione descritta sono eccitate due- quattro slice con R= 2 – 4.
    La ricostruzione delle immagini è stata eseguita off-line con ambiente di programmazione MATLAB e per il confronto sono state effettuate ricostruzioni PPA con algoritmo SENSE, utilizzando una mappa di sensibilità della bobina adattata derivata con un ulteriore riferimento ad una scansione con full FOV. Inoltre sono state effettuate simulazioni al computer per approfondire ulteriormente le proprietà di CAIPIRINHA.
    Discussione
    In figura 8a) sono mostrate le immagini di una acquisizione POMP (R=1), senza accelerazione, di due immagini contemporaneamente eccitate, e in figura 8c) le immagini separate dopo una acquisizione CAIPIRINHA , con modulazione di fase, eseguita in combinazione con una ricostruzione SENSE, utilizzando una sensibilità della bobina adattata in accordo con uno spostamento della seconda slice di FOVR/2.

    Fig. 8a) Acquisizione POMP R=1.Fig 8b) Ricostruzione SENSE.Fig 8c) Acquisizione CAIPIRINHA[2]
    In 8b)si possono osservare le immagini finali dopo ricostruzione SENSE dove è applicata una riduzione dei dati convenzionale, senza modulazione di fase. Le sensibilità della bobina sono sostanzialmente identiche nelle due slice perché il gap è di soli 0,5cm. Nella ricostruzione in figura 8c) invece le slice finali dopo ricostruzione sono separate in una acquisizione CAIPIRINHA con modulazione di fase.
    Sono evidenti le differenze in SNR e nei vari esperimenti eseguiti in vivo o attraverso simulazioni al computer è risultata una maggiore velocità di acquisizione per la tecnica CAIPIRINHA rispetto alla tecnica SENSE multislice convenzionale. Tuttavia nel caso in cui le variazioni di sensibilità lungo la direzione di slice non siano sufficienti, a causa della breve distanza tra le slice, o della geometria della coil non ottimale(ad es..il numero delle spire o la disposizione della bobina), la ricostruzione pMRI potrebbe avere un esito diverso da quello atteso. Con l’aumentare della distanza tra le slice si ha una crescente variazione di sensibilità, e le prestazioni, riguardo al SNR, migliorano fino a raggiungere l’ottimale per grandi distanze tra le slice (g»1).
    Il SNR di una normale ricostruzione SENSE nel piano è ridotto di un fattore (radice)2, perché questo metodo è una tecnica di eccitazione single-slice, mentre in una ricostruzione CAIPIRINHA il SNR ha di base ragionevoli prestazioni anche quando le due fette sovrapposte sono direttamente adiacenti. Nel caso estremo in cui non ci siano grandi variazioni di sensibilità in direzione di slice, nel piano SENSE e CAIPIRINHA sono identici in termini di prestazioni del g factor. In ogni caso ogni piccola variazione di sensibilità in direzione di slice avrà sempre come effetto la riduzione del g factor con conseguente miglioramento delle prestazioni dell’approccio CAIPIRINHA rispetto al SNR, e quindi in generale MS CAIPIRINHA ha le potenzialità di sfruttare le variazioni di sensibilità a più dimensioni rispetto ad una tecnica standard portando ad una ricostruzione più flessibile e robusta anche quando non si conosce in modo perfetto l’efficienza della bobina.
    L’approccio MS CAIPIRINHA ha un grande range di applicazioni, che spazia dall’imaging dinamico del cuore, dove è già ampiamente utilizzato per la perfusione cardiaca e per il cine imaging, all’acquisizione più veloce e simultanea di più slice direttamente adiacenti, con SNR comparabile a quello di una acquisizione single slice. E’ una metodica di facile implementazione, ma deve essere limitata a sequenze che non provochino una alta deposizione di SAR al paziente perché tali limiti non devono essere superati, e con il crescere del numero di slice simultaneamente eccitate sono richiesti tempi di eccitazioni più lunghi per non alterarne i profili.
    CAIPIRINHA può essere applicato a tutte le tecniche di imaging più comuni ( ad es.. FLASH, RARE, EPI, ecc.) e funziona con qualsiasi algoritmo di ricostruzione PPA ( ad es.. SENSE, SMASH, GRAPPA, ecc).
    Tutti questi algoritmi richiedono modifiche delle informazioni di sensibilità della bobina in relazione alle condizioni dell’aliasing modificato. Questo adattamento può essere realizzato acquisendo le informazioni di sensibilità direttamente o modificandole in post processing, in quanto il risultato dell’algoritmo anti aliasing deve essere riordinato secondo le condizioni dell’aliasing modificato nelle singole slice.
    Oltre all’approccio descritto, è stato dimostrato che il concetto di CAIPIRINHA può essere applicato in acquisizioni di imaging 3D modificando l’applicazione del gradiente nelle due dimensioni di codifica di fase.
    Conclusioni
    CAIPIRINHA, modificando gli artefatti da aliasing durante l’acquisizione dei dati in modo controllato, risulta essere più efficiente di ogni altra tecnica multi slice di pMRI che utilizza solo approcci di post elaborazione puri. Si prevede che questo permetterà un suo sempre maggiore utilizzo sia per acquisizioni 2D che 3D.
    Ringraziamenti.
    Un ringraziamento va a tutti i professori di questo corso di master che ci ha messo in condizioni di iniziare un percorso denso di professionalità e conoscenze che riqualificano la nostra categoria e apre nuove prospettive professionali a ciascuno di noi.
    Un altro ringraziamento particolare va alla mia famiglia che mi ha sostenuto in ogni istante , a tutti quelli che hanno creduto in me, e a tutti i miei colleghi del corso di master.
    Bibliografia:
    [1] Stefan O. Schoenberg et al. “ Parallel Imaging in Clinical MR Application “, Novembre 2006, Editore Springer.
    [2] Breuer FA et al. “Controlled Aliasing in Parallel Imaging Result in Higher Accelaration (CAIPIRINHA) for Multislice Imaging”. Magn. Reson. Med. 53:684-691 (2005).
    [3] Breuer FA et al.” Controlled Aliasing in Volumetric Parallel Imaging (2D CAIPIRINHA)”. Magn. Reson. Med. 55: 549-556 (2006).
    [4]Pruessmann KP et al. “ SENSE: sensitivity encoding for fast MRI “ Magn. Reson. Med. 42:952-962 (1999).
    [5] Griswold MA et al. “ Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA). Magn. Reson. Med. 1202-1210 (2002)
    [6]Blaimer et al.” SMASH, SENSE, PILS, GRAPPA. How to Choose the Optimal Method”. Top MagnReson Imaging. Volume 15,Numero 4, (Agosto 2004).
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    [8] usa.healthcare.siemens.com
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    [12] P.B. Roemer et al. “ The NMR Phased Array” MRM 16: 192-225 (1990).
    [13] Gary H. Glover “ Phase-Offset Multiplanar (POMP) Volume Imaging: A NewTechnique” JMRI 1: 457-461 (1991).
    [14] Matt A. Bernstein et al. “Handbook of MRI Pulse Sequences” ELSEVIER ACADEMIC PRESS” (2004).
    [15] Donald W. Mc Robbie et al. “ MRI from Pictur to Proton “. Seconda edizione. CAMBRIDGE UNIVERSITI PRESS (2006).www.cambridge.org
    [16]Bydder M. et al. “ Combination of signals from array coil using image- basedestimation of coil sensitivity profiles”. MRM 47: 539-548 (2002).
    [17]Larkman DJ. Et al. “Use of multicoil arrayfor separation of signal from multiple slices simultaneously excited” JMRI 13:313-317 (2001).
  17. Luca Bartalini
    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”



    Ottimizzazione assorbimento energia elettromagnetica



    SAR “Specific Absorption rate”



    Leonardo Lelli



    Azienda Ospedaliera santitaria Meyer, Firenze



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    l.lelli[chioccciolina]meyer.it


    Riassunto
    La grandezza dosimetrica che meglio definisce l’assorbimento di energia elettromagnetica nei tessuti è il tasso di assorbimento specifico o SAR; esprime la misura della percentuale di energia elettromagnetica assorbita dal corpo umano quando questo viene esposto all'azione di un campo elettromagnetico a radiofrequenza (RF). In particolar modo in ambito pediatrico l’utilizzo di alti campi magnetici 3 Tesla sensibilizza ad operare aLow SAR adottando alcuniaccorgimenti senza variare le pesature desiderate.
    Parole chiave
    Risonanza magnetica (RMN), rateo di assorbimento specifico medio (SAR), radiofrequenza (RF)
    Introduzione
    Il fenomeno fisico della risonanza magnetica nucleare si verifica quando un campione posto in un campo magnetico statico sufficientemente intenso ed omogeneo (B0) viene irradiato mediante un campo magnetico a radiofrequenza (B1). Se il campo B1 giace su un piano perpendicolare a B0 e se la frequenza è pari a quella di risonanza per il sistema di nuclei (frequenza di Larmor Ω0) si ha uno scambio di energia in grado di stimolare l'emissione di segnali elettromagnetici alla stessa frequenza.
    La radiofrenquenza è quindi un elemento essenziale in qualsiasi tipo di apparecchiatura RM e le modalità con cui viene erogata sul soggetto dipendono dalle particolari tecniche di imaging utilizzate. La stimolazione RF del volume in esame provoca l'effetto indesiderato di trasferire calore, fenomeno che viene caratterizzato da una misura della potenza assorbita per unità di massa denominata SAR (Specific Absorption Rate), ed espressa in W/Kg. É quindi importante trovare una relazione tra le caratteristiche RF e SAR e discuterne le implicazioni per la sicurezza dei pazienti.
    A seconda delle tecniche imaging utilizzate sono richiesti impulsi RF con caratteristiche assai varie ed una apparecchiatura RM è in genere dotata di generatori programmabili che, sotto il controllo del software di sistema sono in grado di generare impulsi RF con inviluppo di forma arbitraria in un vasto campo di potenze, durate e frequenze di ripetizione.
    Questi parametri sono determinanti per la SAR a cui è sottoposto il paziente ed è significativo notare come questo fattore di rischio non sia legato a caratteristiche intrinsiche o a limiti assoluti della apparecchiatura, ma piuttosto delle modalità operative della stessa, che sono variabili tra limiti molto ampi in relazione alle sequenze di imaging utilizzate.
    Scopo di questo elaborato è quindi invitare ad operare a valori di SAR bassi al fine di avere minor riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute.
    Tecnica e Metodologia
    Il SAR rappresenta quindi la potenza assorbita per unità di massa di tessuto (SAR=W/M Watt/kg) e può essere calcolato partendo dalla conoscenza dell'intensità del campo elettrico all'interno del tessuto, nel modo seguente:
    [1]
    è la conduttività elettrica del campione
    è il valore efficace (RMS) dell'intensità del campo elettrico
    è la densità del campione
    Dopo alcune sostituzioni si arriva alla formula:
    SAR= k (σ/d)f2 R2/Tt [2]
    con k= 4π / 2r2
    R = raggio della spira
    t = durata impulso
    T = intervallo tra gli impulsi
    Osserviamo la dipendenza quadratica dalla frequenza, che implica una pari dipendenza dal campo statico B0.
    Si può affermare quindi, che al crescere del campo B0, la SAR aumenti rapidamente.
    Infatti in base alla [2] ci si deve ad esempio aspettare che passando da un campo di 0.5 T ad uno di 1.5 T, incremento di un fattore (3), la SAR possa in media aumentare per un fattore pari a 9.
    L'influenza delle caratteristiche temporali della RF viene espressa dal fattore t*T posto al denominatore.
    La presenza di T è immediatamente chiara, testimoniando la ovvia dipendenza lineare della SAR dalla frequenza di ripetizione degli impulsi.
    Per magneti con campi elevati, le soglie di sicurezza per la SAR comportano la necessità di accettare dei limiti all'uso delle sequenze a maggiore contenuto energetico come le multi-eco e le multi-strato.
    Il SAR dipende da vari fattori alcuni dei quali sono: la frequenza di risonanza, il tipo di sequenza di acquisizione,l'aumentare del Flip Angle,dal numero di sezioni, dalla matrice, dalla bobina RF, dal volume e dal tipo di tessuto.
    Alle frequenze di interesse per esame RM il principale effetto del campo RF (1.5T= 64 Mhz; 3T 128 Mhz) è quello legato al riscaldamento prodotto dalle correnti indotte nei tessuti.



    Figura 1: Andamento SAR in funzione della frequenza
    La presenza di complessi meccanismi di termoregolazione e la non omogeneità sia del campo che dei tessuti del corpo umano, fanno si che la temperatura vari seguendo leggi molto più complesse.
    La quantità di energia assorbita dai tessuti dipende dal tipo di bobina e sequenza impiegata ed è proporzionale all’intensità del C.M.S., alla RF e al peso del paziente (ecco perché è importante misurare il peso). Le apparecchiature attuali, noto il peso del paziente e le sequenze impostate, effettuano un controllo automatico del SAR rispetto ai valori di legge. L'interazione più rilevante dal punto di vista biologico tra campo generato dalla bobina RF e paziente è quella dovuta alle correnti indotte dal campo magnetico variabile.
    La bobina RF riveste una importanza particolare nel progetto di un sistema RM. La sua caratteristica fondamentale deve essere quella di produrre un campo magnetico il più possibile omogeneo ed intenso nella zona in esame.
    Una buona bobina permette di ottimizzare il rapporto segnale/rumore e riducendo il tempo necessario per ottenere immagini soddisfacenti contribuisce in modo decisivo a limitare la SAR sul paziente.
    Il D.M. del 03/08/1993 riporta dei limiti in termini di innalzamento della temperatura corporea. Il limite per i pazienti, per i volontari sani e per i lavoratori è di 0,5°C in condizioni di temperatura e umidità adeguate (T < 22°C e umidità relativa inferiore al 50%). Il limite per i soli pazienti e volontari sani può essere aumentato, previa valutazione favorevole da parte del Medico Responsabile dell’esecuzione dell’esame, fino al raggiungimento di 1°C, sempre nelle medesime condizioni ambientali. Per gli operatori non può essere derogato il limite di 0,5°C.
    Devono essere sempre rispettate le seguenti disposizioni: l’innalzamento della temperatura in qualunque tessuto della testa non può comportare il superamento di 38°C, di 39°C per qualunque tessuto del corpo e di 40°C per gli arti.
    Tali soglie termiche sono automaticamente rispettate se è assicurato un rateo di assorbimento specifico medio (SAR), mediato su 15 minuti di esposizione (valore spostato a 6 minuti per testa, tronco e arti), che rispetti i seguenti limiti (per i pazienti), valutati nelle condizioni ambientali con temperatura ≤ 22 °C e umidità relativa < 50%.



    Tabella 1: Limite assorbimento SAR per i pazienti
    I valori limite di SAR sono estesi anche ai lavoratori, ma di questo non è riportato nell'elaborato. La norma CEI-EN 60601-2-33 introduce il concetto di modo di funzionamento, individuando il funzionamento:
    Normale: dove nessun parametro raggiunge valori in grado di provocare stress fisiologici al paziente;
    Controllato 1° livello: uno o più parametri possono provocare stress al paziente. In questo caso è consentito il funzionamento sotto supervisione medica;
    Controllato 2° livello: dove uno o più parametri possono provocare rischi significativi al paziente. In questo caso possono essere condotte procedure speciali effettuate in seguito a specifico controllo.
    La tabella contenente i valori limite per i pazienti, ottenuti mediando il SAR su un tempo di 6 minuti in condizioni ambientali con temperatura ≤ 24°C e umidità relativa < 60%



    Tabella 2: Limiti ammessi del SAR secondo norma IEC 60601-2-33
    Discussione
    L’energia elettromagnetica a RF rappresenta una fonte di rischio in quanto il suo assorbimento da parte della materia biologica può comportare un riscaldamento, in alcuni casi anche considerevole, del tessuto.



    Figura 2: Scottatura provocata da RF alto SAR
    Nella immagine sottostante viene evidenziata la scottatura da RF al gomito di un uomo. Il braccio del paziente era a contatto con la parete di una bobina per il corpo utilizzata in modo trasmittente con una bobina di superficie come ricevitore. Un malfunzionamento nella bobina per il corpo ha causato una scottatura da RF di terzo grado. Quando si acquisisce un esame con paziente collaborante, e questo ci avverte di percepire sensazioni di bruciore, interrompete l'acquisizione. Prestare attenzione, inoltre, che le bobine di RF siano sempre mantenute nel corretto stato come il resto della tecnologia a disposizione.
    Esempio le tecniche di saturazione comportano un aumento del SAR in quanto prevedono l'utilizzo di impulsi RF cedendo quindi energia al tessuto al fine di abbattere il segnale del grasso dell'acqua, o per eliminare strati all'interno o all'esterno del FOV. In regime di RF possono essere prodotti vari effetti fisiologici a causa del riscaldamento dei tessuti dovuto a perdite resistive delle correnti indotte dalla radiofrequenza.
    L’entità e la distribuzione dell’energia assorbita dipende dalle dimensioni e dalla configurazione del tessuto biologico rispetto alla lunghezza d’onda. L’assorbimento maggiore si ha per dimensioni pari al 50% della lunghezza d’onda incidente.



    Figura 3: Paragone Basso e Alto SAR
    L’aumento della temperatura del tessuto dipende dal sistema di termoregolazione del paziente che agisce per convenzione (flusso sanguigno), conduzione, irradiazione ed evaporazione e dalle condizioni dell’ambiente circostante. La capacità individuale di tollerare un aumento termico è condizionata dallo stato di salute o dall’eventuale assunzione di farmaci.
    Ricapitolando quindi il SAR generato durante un esame a RM èquindi una funzione complessa di numerose variabili:
    parametri del campo incidente:la frequenza di risonanza, il tipo ed il numero di impulsi a RF, il Flip Angle, il tempo di ripetizione TR, il tipo di bobina a RF usata, il volume di tessuto contenuto all’interno della bobina;
    caratteristiche del corpo esposto (dimensioni, geometria interna ed esterna, proprietà dielettriche dei vari spessori di tessuto attraversati).
    Durante un esame RM, possiamo e dobbiamo agire sui parametri sopra enunciati per tenere i livelli Low SAR; esempio agendo sul Filp Angle (FA) – Angolo di rotazione, rispetto alla direzione del campo magnetico statico impartito al vettore magnetizzazione con uno specifico impulso RF. Nelle sequenze Turbo Spin eco l’impulso a 180° viene portato a 150° al fine di tenere il SAR controllato.
    Agendo sui tempi di acquisizione si possono ridurre attraverso un sottocampionamento (algoritmo che permette di ridurre il numero di campioni di una immagine senza andare incontro a perdita di informazione) dello spazio-K e la registrazione simultanea di imaging costituite da più elementi che lavorano simultaneamente. Il sottocampionamento riduce il tempo di acquisizione e l’uso di bobine di RF a più elementi elimina gli effetti di ribaltamento (Wrap Around) tipici di un sottocampionamento. L’imaging parallelo riduce il numero di impulsi e di eccitazione RF e quindi riduce il SAR depositato nel paziente. Ad esempio permette di aumentare il numero di sezioni nello stesso tempo di acquisizione senza aumentare il SAR.
    Con tempi di ripetizioni brevi e meno tempo per acquisire informazioni avrò impulsi più vicini tra loro e quindi SAR elevate. Raddoppiando il TR e mantenendo lo stesso numero di impulsi il SAR si dimezza.
    Come da figura sottostante.



    Figura 4: Artificio per ridurre il SAR
    Quindi più fette per tempo di ripetizione aumentano il SAR, più impulsi a RF per fetta aumentano il SAR. Flip Angle maggiori richiedono più energia e quindi comportano SAR maggiori. Ad un minor valore di assorbimento specifico SAR corrisponde un minor riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute.
    I meccanismi fiologici operano per lo smaltimento del carico termico, l'età, l'obesità, l'ipertensione, l'assunzione di farmaci come diuretici, tranquillanti e vaso dilatatori sono in genere correlati ad una diminuita tolleranza al calore, ma occorre ricordare che esiste comunque una grande variabilità nelle risposte individuali.
    La presenza di corpi estranei, sia conduttori che dielettrici, può provocare effetti particolari in relazione alla esposizione alla RF.
    Gli offetti metallici, ad esempi una protesi d'anca, vengono percorsi da intense correnti di induzione magnetica che ne provocano il forte riscaldamento con evidenti disagio del paziente e possibilità di danni fisici.
    Eventuali elettrodi, ad esempio per ECG, che dovessero casualmente formare una spira verrebbero percorsi da correnti così intense da provocarne il riscladmento dino a temperature sufficienti a provorcare scottature.
    Oltre all'effetto termico un elettrodo collegato ad una apparecchiatura elettronica potrebbe, per la presenza di elementi elettricamente non lineari ad esso collegati raddirizzare il segnale RF indotto e trasformarlo così in un impulso capace di stimolazione muscolare o shock elettrico.
    Questi effetti si presenterebbero poi quasi certamente con pazienti portatori di pace-makers o altri dispositivi impiantabili attivi, che sono comunque esclusi dagli esami RM per vari altri motivi.
    Dispositivi non conduttori (dielettrici) come ad esempio le lenti a contatto, introducendo brusche discontinuità nelle caratteristiche elettriche del mezzo, possono causare forti riscaldamenti alla superficie di interfaccia.
    Conclusioni:
    Alcuni organi, per le loro caratteristiche fisiche, termiche che elettriche, hanno ridotte capacità di dissipare il calore. Tra questi vanno ricordati sia gli occhi che le gonadi. L’innalzamento dei campi magnetici negli attuali tomografi RM potrebbero essere i principali siti di potenziali effetti dannosi se l’esposizione alle RF durante l’esame RM risultasse eccessiva. Le tarature delle apparecchiature difficilmente causano rischi ai pazienti tuttavia la conoscenza dei parametri e alle volte di qualche accorgimento può servire qualora si abbia a che fare con pazienti pediatrici, problematici, ammalati esempio (febbre alta), RM fetali.
    Importante lavorare con valori di SAR bassi ottimizzando i mezzi e artifici a disposizione al fine di innalzare la qualità diagnostica protezionistica e non snaturare la sequenza.
    Bibliografia:
    [1] Wiley-Liss et al., “Low Sar” - J. Magn. Reson. Imaging; 26:437-441 (2007)
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    [4] R. Canese, F. Podo, et al.,“Introduzione alla risonanza magnetica ad uso clinico, principi fisici e strumentazione”, Ann. Ist. sup. Sanità, vol.30 n.1, pag. 7-29, (1994)
    [5] A. Beux, F. Cauda, F.P. Selitti, et al., “Sequenze”, corso di formazione continuativa per T.S.R.M, Torino, 4/5 ottobre 2002, Bibliografia 158, (14/15 Marzo 2003)

    [6]Lawrence L. Wald1; Elfar Adalsteinssin1,2 et al., “Specific Absorption Rate (SAR) in Parallel Transmission (pTx)” Magnetom Flash 43 01/(2010)


    [7] P. Mazzoldi, M.Nigro, C.Voci, et al.,“Elementi di fisica – Elettromagnetismo”, Edises, pagine 120- 228,(2006).
    [8] C. M. Collins, S. Li, M. B. Smith, et al.,MRM 40:847-856 (1998).

    [9] D. I. Hoult, et al., Concepts Magn. Reson. 12(4): 173-187 (2000).



    [10] A. Villa, et al., “Manuale di tecnica di risonanza magnetica: il contributo delle scuole italiane e dell’industria”, vol.91 – supplemento 1 al n.5 – Torino, Organo ufficiale dell’associazione italiana di Radiologia Medica, Edizioni Minerva Medica, pag. 5-24, (maggio 1996).



    [11] R. Falsaperla – P. Rossi, et al., “Azioni di mitigazione e protezione in bassa e alta frequenza” ISPESL – Dipartimento di Igene del lavoro.


    [12] S. Colagrande, F. Sberna, S.Meli, C. Bartolozzi, et al., “Tomografia a Risonanza Magnetica, elementi di tecnica e metodologia di studio”, La Fotocromo Emiliana – Osteria Grande (BO), USES Edizioni scientifiche Firenze, pag.1 -134. (Novembre 1987)
    [13] Geppert G., et al., Proc. ISMRM, 2726, (2008)
    [14] Graesslin I. et al., Proc. ISMRM, 129, (2006)
    [15]Mckinnon., et al., Proc. ISMRM, 2254, (2007)
    [16]Nistler J., et al., Proc. ISMRM, 1063, (2007)
    [17] Stefano Paluan, Tesi magistrale, et al., “Mitigazione delle onde EM generate da un tomografo RM e valutazione dell’efficienza di schermature per radiofrequenze”; 74 -79, (A.a. 2010-2011)
    [18]Yvon F. Bryan, MD*, Thomas W. Templeton, MD‡, Todd G. Nick, PhD†, Martin Szafran, BS, and Avery Tung, MD, et al.,“Brain Magnetic Resonance Imaging Increases Core Body Temperature in Sedated Children”, (2006).
    [19] Yan Liu, BS,1 Ji Chen, PhD,1* Frank G. Shellock, PhD,2 and Wolfgang Kainz, PhD3, et al., “Computational and Experimental Studies of anOrthopedic Implant: MRI-Related Heating at 1.5-T/64-MHz and 3-T/128-MHz” (2012).

    [20] Kwan-Hoong Ng, Azlan C Ahmad, MS Nizam, BJJ Abdullah, et al.,“Magnetic Resonance Imaging: Health Effects and Safety”, (2003)


    Sitografia:

    [1]
    http://www.iss.it/bi...Vol30N11994.pdf


    [2]
    http://www.cis.rit.e...-9/chap-9-i.htm


    [3] Notizie Tecnica,
    http://www.rm-online.it/ , 29 marzo 2011


    [4]
    http://www.risonanza...troduzione.html, (10 dicembre 2010).


    [5] “Imedco”,
    http://www.imedco-sh...isch/intro.html , (29 marzo 2011).


    [6] J.P. Hornak, “Le basi dell’imaging a risonanza magnetica”,
    http://www.cis.rit.e...ri/inside-i.htm , (29 marzo 2011).


    [7] Estratto della Norma MIL-STD 285-1956,
    http://www.wbdg.org/...DMIL/std285.pdf , (29 marzo 2011).


    [8] Estratto della Norma IEEE 299-2006,
    http://standards.ieee.org , (10 gennaio 2011).


    [9] Estratto della Norma IEEE 299-1997,
    http://standards.ieee.org, (10 gennaio 2011).


    [10] WHO Backgrounder: “Campi elettromagnetici e salute pubblica - politiche cautelative”, documento Internet all’indirizzo:
    http://www.who.int/d...-FS-italian.htm (marzo 2000)


    [11]
    http://www.iss.it/bi...Vol30N11994.pdf , 29 marzo 2011.


    [12] Minoja, “Introduzione alla risonanza magnetica nucleare”,
    http://www.disa.unib...oduzioneNMR.pdf , (29 marzo 2011).


    [13]
    http://www.risonanza...zienti.asp?id=1, (10 dicembre 2010)


    [14]
    http://www.slideshar.../5testuninovara.

  18. Luca Bartalini
    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



    cpoggi[chiocciolina]usl4.toscana.it


    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.

    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.

    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 :

    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:

    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:

    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.

    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.

    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.

    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.

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

    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.

    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.

    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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    [22] Vivien Lee “Non-Contrast-Enhanced-MRA” presentazione power point (2013) submissions.miracd.com/.../ISMRM2013-007086....‎
  19. Luca Bartalini
    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”



    Evoluzione delle sequenze pesate in diffusione



    Syngo RESOLVE



    Roberto Agliata



    A.O. Città della salute e della scienza di Torino



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    roberto1883[chiocciolina]hotmail.it


    Riassunto
    L’aumento continuo della diffusione di apparecchiature RM con intensità di campo crescenti e gradienti sempre più performanti, ha reso le sequenze maggiormente sensibili ad artefatti da suscettibilità magnetica. Tale effetto indesiderato è fortemente accentuato in quelle sequenze con rapide variazioni di gradiente di codifica, quali le EPI, di cui fanno parte le sequenze pesate in diffusione (DWI – DTI). Questo lavoro origina dalla volontà di ricercare informazioni relative a metodiche che si propongono come risultato finale quello di ridurre l’impatto del suddetto artefatto sulla qualità diagnostica dell’immagine.
    Verrà fatta una breve descrizione delle sequenze utilizzate per lo studio di diffusione, ed un excursus sull’evoluzione che hanno subito nel corso degli anni al fine di eliminare, o quanto meno ridurre, gli artefatti che inizialmente presentavano. Questo lavoro si concluderà con la presentazione delle sequenze syngo RESOLVE (REadout Segmentation Of Long Variable Echo-trains) proposte da SIEMENS healthcare. Tali sequenze si prefiggono il compito di diminuire, mediante un diverso campionamento del k-spazio, gli artefatti da distorsione presenti più frequentemente a campi magnetici più elevati, con maggior efficacia rispetto alle classiche SE-EPI single-shot.
    La sequenza presentata, dimostra un netto miglioramento della qualità delle immagini con correzione del blurring, aumento della risoluzione e riduzione degli artefatti da suscettibilità magnetica soprattutto a campi magnetici elevati. Tuttavia si ha un aumento dei tempi di acquisizione e si incorre nell’eventualità di dover riacquisire la sequenza con il navigator al fine di correggere artefatti da movimento che rendono i dati difficilmente rielaborabili.
    Parole chiave
    GRAPPA, navigator, RESOLVE, ss-EPI.
    Introduzione
    La valutazione del moto diffusivo delle molecole di acqua all’interno del corpo umano è diventato essenziale, dapprima in ambito neurologico, nella valutazione di ictus ischemici in iper-acuto, ed in seguito negli studi body, per la diagnosi di quadri oncologici.
    Quello che si vuole andare a misurare, nelle sequenze pesate in diffusione è il moto browniano dei protoni di idrogeno contenuti nell’acqua. In particolare si va a valutare l’area esplorata da tali molecole nell’unità di tempo; tale grandezza viene identificata con il nome di coefficiente di diffusione, che poi nella pratica corrisponde al coefficiente di diffusione apparente. L’unità di misura è nell’ordine dei 10-3 [mm2/s] ed equivale allo spazio esplorato dalla particella studiata. Per coprire tale distanza essa impiega tempi assai brevi, in genere all’incirca qualche decina di millisecondi. Questo ci fa capire quanto sia complesso lo studio di tale fenomeno, che avviene in spazi microscopici, mediante l’utilizzo di macchine di risonanza magnetica, la cui risoluzione spaziale è dell’ordine del millimetro.
    Per lo studio del moto diffusivo è radicato l’utilizzo di sequenze single shot echo-planar-imaging con envelope SPIN ECHO ed applicazione dei gradienti di diffusione. Le EPI consentono, con una singola eccitazione a RF ed una rapida variazione dei gradienti di codifica, di riempire tutto il k-spazio in tempi inferiori ai 100 ms.
    Essendo il fine ultimo delle sequenze per lo studio della DWI quello di eliminare il segnale delle molecole d’acqua libere di muoversi, si avranno tipicamente immagini con basso SNR. Questo fattore è ulteriormente inficiato dalla necessità di dover eliminare il segnale del grasso per evitare artefatti da chemical shift, che nelle DWI ss-EPI si espleta lungo la codifica di fase.
    In generale la sequenza utilizzata è quella di Stejskal-Tanner che prevede l’applicazione di due gradiente sovrapponibili applicati prima e dopo l’impulso di rifocalizzazione dell’envelope iniziale. Il primo gradiente defasa gli SPIN, il secondo, applicato con stessa ampiezza e verso del primo, consente un completo rifasamento degli SPIN stazionari. Dapprima le EPI prevedevano l’accensione completa del gradiente di codifica di fase ed una continua inversione del gradiente di codifica di frequenza: in tal modo il K-spazio veniva riempito con una traiettoria a “zig-zag” e necessitava di un regridding dei dati, con conseguenti errori dovuti a questa operazione matematica. Successivamente il gradiente di fase è stato configurato in modo da compiere piccoli salti, chiamati BLIP, di valore sufficiente da permettere il passaggio da una riga all’altra del k-spazio, evitando così di dover rigrigliare i dati, ma introducendo errori dovuti ad un ritardo elettronico nel campionamento dei dati. Anche se questo problema è stato risolto nelle macchine attuali, che infatti leggono di continuo il segnale, è stato introdotto un errore per cui i punti campionati non sono equispaziati: si rende perciò necessario nuovamente un regridding dei dati.
    Per evitare alcuni artefatti dovuti al forte stress dei gradienti si rendono indispensabili alcuni accorgimenti:
    uso di FOV più ampi rispetto alle sequenze convenzionali;
    utilizzo di matrici più basse, con conseguente peggioramento della risoluzione spaziale, ed aumento dell’intravoxel dephasing;
    introduzione dell'imaging parallelo, con riduzione del treno di echi, quindi riduzione del blurring;
    utilizzo di sequenze con gradienti di diffusione bipolari, per la riduzione di artefatti dovuti alle correnti spurie.

    La variazione rapida dei gradienti di codifica rende, inoltre, le sequenze EPI ancora più sensibili agli artefatti da suscettibilità magnetica, visto che fanno parte della famiglia delle sequenze ad echo di gradiente. Tale limite rimane ad oggi ancora di difficile soluzione. Lo si può facilmente notare, ad esempio, in zone tipiche dell’encefalo, quali: la fossa posteriore, il meato acustico, i seni frontali, e negli studi estesi alla colonna, soprattutto nel tratto toracico.
    Tutti questi problemi e soprattutto gli artefatti in ultimo citati, sono ancora più evidenti nelle macchine con intensità di campo superiore ad 1,5 T.
    Per questi motivi è stata introdotta la sequenza RESOLVE (REadout Segmentation Of Long Variable Echo-trains) da parte di Siemens Healthcare, che si prefigge il compito di aumentare la qualità delle sequenze pesate in diffusione, sia a campi medi sia a campi elevati.
    Tecnica e metodologia
    Gli artefatti che interessano più da vicino la tecnica analizzata sono il T2* blurring e quelli da suscettibilità magnetica.
    La ss-EPI è una sequenza ad echo di gradiente, ultraveloce che consente di acquisire una slice in un unico TR. Per fare ciò i gradienti di codifica, escluso quello di selezione di strato, subiscono rapide variazioni in modo da poter campionare tutti i dati del k-spazio un solo shot dopo un’unica eccitazione da radiofrequenza.




    Figura 1. Diagramma temporale EPI blipped e traiettoria del K-spazio corrispondente.


    In figura 1 si riporta il diagramma temporale tipico di una sequenza EPI single shot blipped. Dopo il singolo impulso di RF e selezione dello strato da studiare, vengono accesi i gradienti di codifica di frequenza e fase in configurazione di prephasing così da indirizzare l’inizio del riempimento del k-spazio. Il gradiente di fase, in questo momento, avrà la sua ampiezza maggiore. Il gradiente di codifica di frequenza subisce delle rapide inversioni di polarità: in tal modo viene direzionato il riempimento del k-spazio, che nel caso delle sequenze oggetto di studio avviene in maniera alternata sinistra-destra, destra-sinistra. Ad ogni inversione di polarità è associata l’accensione del gradiente di codifica di fase con ampiezza ridotta, sufficiente a far passare la lettura del segnale alla riga successiva. Infatti, a differenza delle convenzionali sequenze ad echo di gradiente, non si ha un reset del segnale e quindi non c’è bisogno di reindirizzare da zero il riempimento dello spazio k.
    I gradienti di fase e di frequenza vengono rispettivamente accesi e invertiti tante volte quante sono sufficienti al completo riempimento dell’intera matrice di dati.
    Per riempire una matrice di dati tipica delle sequenze Dw, solitamente con matrici basse e tempo di registrazione per ogni riga di k-spazio stimato intorno al millisecondo, ci vogliono circa 100 ms. Questo tempo è sufficiente affinchè il segnale sia sottoposto all’influenza delle disomogeneità di campo. Tale influenza diventa più evidente in zone tipiche nelle quali sono presenti interfacce tra tessuti diversi come tessuto-aria e tessuto-osso. In queste aree si può solitamente notare una rilevante distorsione delle immagini, dovuta all’accumulo di fase dato dall’azione di gradienti naturali, con assoluta perdita di informazioni diagnostiche.
    Un altro effetto determinante in questa trattazione riguarda la perdita di qualità dovuta al blurring indotto dalla lunghezza eccessiva del treno di echi. Infatti, trattandosi di una sequenza GRE, la sua pesatura è influenzata dal termine T2*. Ad ogni rifasamento, dato dall’inversione del gradiente di “lettura”, il picco di segnale subirà una perdita in termini di intensità. Per cui, essendoci un numero molto alto di echi, diversi picchi lontani tra loro avranno una pesatura anche molto diversa tra loro.
    Gli echi più lontani avranno un rapporto segnale rumore nettamente inferiore rispetto al primo, in modo proporzionale all’esponenziale di 100 ed in relazione al T2* del tessuto in oggetto. Si può arrivare ad avere un SNR anche 5 volte inferiore tra il 100esimo echo ed il primo. Tale effetto da origine ad un filtro intrinseco che ha la capacità di modificare la risoluzione di contrasto o spaziale a seconda che il segnale d’echo degradato venga registrato nelle zone più centrali o periferiche del K- spazio.
    Altra criticità è rappresentata dal TE. Nelle sequenze pesate in diffusione, come detto in precedenza, si deve tener conto dell’envelope iniziale. Dopo il primo impulso di radiofrequenza, prima dell’inizio del treno di echi, e quindi riempimento della matrice di dati grezzi, si ha l’applicazione di un impulso RF a 180° e dei gradienti di diffusione. L’envelope appena spiegato, diventa fondamentale in questo tipo di sequenze. L’impulso a 180° rende la sequenza più robusta; gli echi centrali, ossia quelli teoricamente registrati nel centro del K-spazio, risultano meno sensibili alle disomogeneità di campo, quindi la perdita di segnale risulterà influenzata maggiormente dalla diffusione delle particelle ed in maniera minore dalle disomogeneità.
    Lo studio della diffusione, storicamente, è garantito dall’applicazione dello stesso gradiente prima e dopo l’impulso a 180°. Durante la prima applicazione tale gradiente defasa gli spin; quando è applicato dopo l’impulso di rifocalizzazione, gli spin stazionari si rifasano completamente, mentre quelli in movimento, risentendo di un accumulo di fase insufficiente al completo rifasamento, subiscono perdita di segnale. L’applicazione di tali gradienti è caratterizzato dal b-value che determina diversi parametri: tempo di applicazione del singolo gradiente, tempo intercorrente tra l’applicazione dei due e loro ampiezza. Inoltre, più il valore del b è elevato più l’immagine risulta pesata in diffusione, ma con conseguente diminuzione del SNR.
    La sequenza RESOLVE, implementata da Siemens Healthcare, si ripropone di ridurre gli artefatti elencati fin qua garantendo quindi un’ottima qualità diagnostica dell’immagine. Per riuscire nel suo intento, questa sequenza, agisce sul tempo di campionamento del segnale.
    Un rapido ed inoltre conveniente metodo per ridurre il campionamento, con miglioramento del rapporto segnale rumore, consiste nell’utilizzo del parallel imaging, così facendo diminuiscono le linee di k-spazio da acquisire, e quindi, di conseguenza la durata totale del campionamento. Nel caso specifico viene utilizzata la tecnica GRAPPA.
    In particolare, di seguito viene riportato lo schema relativo al riempimento della matrice di dati utilizzato dalla sequenza presa in esame.
    RESOLVE è l’acronimo di REadout Segmentation Of Long Variable Echo-Trains. Il nome completo della sequenza ben esplica il principio su cui si basa la tecnica per risolvere le criticità delle sequenze echo planari. L’asse orizzontale, per convenzione, è quello che rappresenta la direzione del gradiente di frequenza, solitamente chiamato anche gradiente di readout; questo viene segmentato in un numero x di parti, corrispondenti ad x shots diversi, in figura 2 identificati da due colori diversi.




    Figura 2. k-spazio RESOLVE


    Non si parla più di ss-EPI, ma di multi-shot EPI. Il segnale viene campionato per Kx/n° shot lungo la codifica di frequenza, dopo di che il blip del gradiente di fase consente la lettura della riga superiore, e così via fino a riempire la prima colonna. L’operazione viene ripetuta tante volte quante sono necessarie per riempire l’intero k-spazio.
    Ogni shot quindi ha una durata nettamente inferiore rispetto alla durata che avrebbe rispetto a quello di una sequenza convenzionale ss-EPI.
    Un limite da considerare nell’applicazione di tale sequenza multi-shot è il movimento che implica un mismatch nella registrazione dei dati.
    Infatti, il vantaggio principale della classica tecnica single shot è quello di poter registrare tutto il segnale utile in tempi molto brevi, tali per cui ogni movimento diventa irrilevamente.
    Per ovviare a questo problema, la RESOLVE prevede l’utilizzo di navigator sviluppati ad hoc ed acquisiti durante la sequenza. Inoltre si ha una sovrapposizione dei dati campionati dagli shot nella parte iniziale e nella parte finale, che garantisce anche un buon regridding dei dati registrati, soprattutto nelle interfacce tra le diverse letture.
    La RESOLVE è stata implementata per supportare il parallel imaging GRAPPA, così da ridurre la durata degli shots, e rendere la sequenza ulteriormente meno sensibile agli artefatti da suscettibilità magnetica.
    Di seguito sono riportati i dati utilizzati per il paragone tra DWI ss-EPI e RESOLVE acquisite con macchina 3T bobina 32 canali (es 1):
    RESOLVE: piano assiale, TR 3800 ms, TE 80 ms, 4 nex, 12 slices, 4 mm di spessore con 0.4 mm gap, matrice 320 × 256, b=700 s/mm2, GRAPPA x 2, 21 segmentazioni, FOV 163 mm, tempo di acquisizione 6–7 min (dipendente dalla riacquisizione).
    DW single-shot EPI: piano assiale, TR 3800 ms, TE 102 ms, 32 nex, 12 slices, 4 mm di spessore con 0.4 mm gap, matrice 192 × 192, b=700 s/mm2, GRAPPA x 2, FOV 220 mm, tempo di acquisizione 2 min 15 sec.
    Altri studi riportano una diminuzione dell’echo spacing sempre con macchine a 3T MAGNETOM Trio system (Siemens Healthcare) (es 2):
    RESOLVE: GRAPPA x 2, FOV 210 mm, matrice 224 x 224, dimensioni del pixel 0.9 x 0.9 mm, 19 slices, spessore 5 mm, 11 segmentazioni, echo-spacing 320 µs, TR 3380 ms, TE 68 ms, tempo di acquisizione 3 min 6 s.
    DW single-shot EPI: GRAPPA x 2, FOV 230 mm, matrice 192 x 192, phase partial
    Fourier fattore 6/8, dimensioni del pixel 1.2 x 1.2 mm, 19 slices, spessore 5 mm, echo-spacing 900 µs, TR 2800 ms, TE 87 ms, tempo di acquisizione 50 s.
    Discussione
    Le sequenze single shot EPI utilizzate in genere per lo studio della diffusione sono influenzate profondamente da artefatti da suscettibilità magnetica, che si esplicano lungo la direzione di codifica di fase. Nonostante l’evoluzione tecnologica abbia reso la lunghezza del treno di echi minore con l’introduzione dell’imaging parallelo, la risoluzione delle sequenze EPI rimane comunque inferiore rispetto ad altre tecniche di imaging di risonanza magnetica. La sensibilità alla suscettibilità magnetica è tanto maggiore quanto più sono elevati il campo a cui vengono effettuati gli studi e le performance richieste alla sequenza per raggiungere livelli di risoluzione spaziale maggiori. Infatti aumentando la matrice di acquisizione, cresce inesorabilmente il tempo di acquisizione necessario a riempire tutto il k-spazio in un singolo shot, che determina anche un aumento dell’influenza del decadimento T2*. Inoltre, come in tutte le sequenze multi echo, ogni rifocalizzazione del segnale ha un’intensità diversa dagli altri, in tal modo ogni echo ha una pesatura diversa. Questo introduce del blurring nelle ss-EPI che si traduce in un fattore degradante dell’immagine. Parametro predisponente all’aumento del blurring è il tempo di echo spacing: esso indica l’intervallo che intercorre tra due rifocalizzazioni consecutive, tempo a cui il rapporto segnale rumore è legato da una legge inversamente proporzionale. Da qui si intuisce quanto la lunghezza del treno di echi ed il tempo necessario al riempimento del k-spazio siano fattori influenti sulla qualità dell’immagine EPI, non solo dal punto di vista estetico, ma soprattutto dal punto di vista diagnostico.







    225] Figura 3. Il primo set di immagini corrisponde ad immagine traccia acquisita con b=1000s/mm 2 . Il secondo set è acquisito con b=0. In figura 3 sono riportate le immagini di una classica sequenza DWI. Si possono osservare le distorsioni in corrispondenza dell’apice delle rocche, dell’apofisi crista galli e dei seni frontali, dove sono presenti forti variazioni di suscettibilità magnetica. Inoltre si ha un’immagine a bassa risoluzione, la cui qualità è ulteriormente ridotta a causa del blurring che viene avvertito come una specie di filtro intrinseco che appiattisce l’immagine.
    Dai dati precedentemente analizzati si può perciò intuire quale sia il vantaggio della RESOLVE rispetto alle classiche ss-EPI.
    La sequenza va ad agire direttamente sulla lunghezza del treno di echi per ogni shot. Accorciando tale unità, il segnale registrato per ogni lettura diventa molto meno sensibile all’azione indesiderata delle disomogeneità di campo, per cui si ha una dipendenza minore dal T2*.
    L’echo-spacing subisce una netta diminuzione, cosicché il blurring diventa meno influente, con conseguente aumento della risoluzione spaziale percepita. Importante sottolineare anche il tempo che intercorre tra la lettura dei dati centrali del k-spazio e le estremità, espresso in ms: questo sarà di molto inferiore nelle EPI segmentate rispetto alle single-shot, evidenziando così una effettiva riduzione dei tempi di attivazione e lettura del segnale.
    La segmentazione del k-spazio rende possibile l’utilizzo di matrici più performanti.
    Non essendoci più la necessità di dover acquisire tutti i dati in un singolo istante, ogni shot può avere una lunghezza superiore rispetto alle ipotetiche ripartizioni che si otterrebbero segmentando una sequenza ss-EPI. In questo modo si ottiene un k-spazio finale composto da un maggior numero di campioni.
    Inoltre gli studi hanno dimostrato che è possibile utilizzare FOV più piccoli, ben gestibili con le nuove modalità di utilizzo dei gradienti di codifica. Se da un certo punto di vista si ha un miglioramento netto delle immagini dovuto alla riduzione del blurring, degli di artefatti da suscettività magnetica ed aumento della risoluzione spaziale, d’altro canto, anche la segmentazione del k-spazio fin qua descritta non è esente da criticità.
    Il problema principale da risolvere per rendere le sequenze multi-shot EPI utilizzabili per lo studio di diffusione, è quello degli errori di fase indotti dal movimento che possono verificarsi tra uno shot e l'altro e durante l'applicazione dei gradienti di diffusione.
    La RESOLVE basa la correzione degli errori di fase, che potrebbero verificarsi durante l'applicazione dei gradienti di diffusione, sull'utilizzo di navigator 2D. Tali navigator consistono in sequenze a bassa risoluzione spaziale che vengono acquisite in real time durante lo svolgimento della sequenza primaria.




    Figura 4. Diagramma temporale sequenza RESOLVE


    La figura 4 rappresenta il diagramma temporale di ogni shot della sequenza RESOLVE. La prima parte riguarda l’envelope iniziale della sequenza di diffusione, la seconda parte è il fulcro della readout segmentated EPI comprensiva del navigator. In blu sono indicati i gradienti di prephasing della codifica di frequenza. Il primo ha ampiezza variabile ad ogni shot poiché deve settare l’inizio della lettura. Successivamente inizia il treno di echi sufficiente a coprire la segmentazione del k-spazio prevista per lo shot. A questo punto vengono acquisiti i dati relativi al navigator. Il gradiente di codifica di frequenza viene nuovamente azionato in configurazione di prephasing, questa volta con ampiezza costante per tutte le segmentazioni, in modo tale da riempire sempre la zona centrale del k-spazio.
    Gli shot relativi a navigator alterati vengono scartati e ricampionati cosicché la sequenza non risenta degli artefatti dovuti al movimento.




    Figura 5a. Immagine navigator e suo k-spazio con shot alterato dal movimento






    Figura 5b. Immagine navigator e suo k-spazio correttamente acquisito


    Le figure 5a e 5b mostrano il funzionamento della sequenza con navigator: lo shot 6 nella figura 5a presenta un’immagine con una perdita di segnale, in corrispondenza dei peduncoli cerebellari. Tale fenomeno è riconducibile ad un k-spazio in cui i dati non sono ben concentrati, come invece avviene in tutti gli altri shot. Lo shot quindi è stato riacquisito.
    Questa operazione indubbiamente fa aumentare la durata totale della sequenza in maniera proporzionale al numero di ripartizioni da riacquisire.
    Di seguito sono riportati alcuni esempi in cui è possibile notare la differenza tra le immagini acquisite con la DWI ss-EPI e la RESOLVE.




    Figura. 6a DWI ss-EPI Figura 6b. RESOLVE


    Nelle figure precedenti sono riportate le immagini riferibili all’es 1, i cui dati sono stati precedentemente elencati. È possibile evidenziare nella figura 6a la presenza di forti artefatti da distorsione, sia in corrispondenza della freccia rossa, sia all’altezza dell’osso etmoidale: questi non sono presenti nella sequenza RESOLVE (fig. 6b).




    Figura 7. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio dell’encefalo


    La figura 7 riporta altre immagini relative a studi comparativi tra sequenza DWI ss-EPI e RESOLVE. La prima riga corrisponde alla sequenza ss-EPI, la seconda alla RESOLVE. La prima colonna e acquisita con b=0, mentre la seconda riporta le immagini traccia acquisite con b=1000 s/mm2.
    In questo set di immagini si può apprezzare, oltre alla risoluzione degli artefatti da suscettibilità magnetica, la bontà, in termini di risoluzione spaziale, della RESOLVE.




    Figura 8a. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio della mammella






    Figura 8b. Confronto tra DWI ss-EPI e RESOLVE nello studio della prostata


    Le figure 8a e 8b riportano esempi di applicazione della sequenza RESOLVE in altri distretti anatomici. Le prime righe delle due figure si riferiscono alla DWI ss-EPI, le righe sottostanti alla RESOLVE. La 8 riguarda l’esame della mammella: la prima colonna si riferisce all’acquisizione con b = 0, la seconda con b = 850 s/mm2. In 8b è riportato lo studio della prostata: nella colonna più a sinistra l’acquisizione con b = 0, nella colonna centrale l’immagine traccia con b = 1000 s/mm2 e nella colonna destra la mappa ADC. Matrice 192 X 192 sia per la DWI ss-EPI sia per la RESOLVE.
    Conclusioni
    La sequenza RESOLVE presenta vantaggi indiscutibili in termini di qualità. Andando ad agire sul campionamento del k-spazio la sequenza riesce a fornire immagini con maggiore risoluzione spaziale e ad eliminare gli artefatti tipici delle sequenze single shot EPI utilizzate per lo studio di diffusione. Tramite l’uso di navigator real time e di un’opportuna gestione dei dati, sono stati superati gli iniziali ostacoli per rendere la sequenza robusta nei confronti di artefatti da movimenti shot-to-shot.
    Di contro, proprio per eliminare questo inconveniente, si ha un aumento dei tempi di acquisizione che può raggiungere valori elevati. Tale dilatazione dipende dal numero di ripartizioni inquinate dal movimento e che quindi devono essere riacquisite.
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  20. Luca Bartalini
    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”



    MRI Prostata



    Aspetti tecnici per l’ottimizzazione dell’esame, posizionamento del paziente, individuazione Volum Of Interest (VOI), collocazione bande di saturazione, B0 shimming e valutazione dello spettro



    Alice Bettacchioli



    alice.bettacchioli[chiocciolina]gmail.com


    Riassunto
    La RM della prostata, essendo l’esame più completo per valutare la ghiandola nella sua interezza, è molto richiesto per l’alta incidenza allo screening (PSA) delle lesioni e l’alta frequenza del tumore. L’obiettivo della RM è quello di stabilire la rilevanza del tumore in termini clinici; questo è possibile, secondo le odierne linee guida, grazie alla RM multiparametrica che, includendo immagini T2 pesate ad alta risoluzione (T2WI) e almeno due delle tre metodiche funzionali (DWI, PWI e MRSI), ci permette di ottenere non solo una valutazione morfologica ma anche funzionale offrendo una miglior caratterizzazione. Lo scopo di questo lavoro è quello di trattare le problematiche relative all’utilizzo della MRSI poiché la spettroscopia è in grado di dare moltissime informazioni funzionali e metaboliche ma richiede una grande attenzione tecnica, in quanto il risultato finale di un esame spettroscopico non è un immagine anatomica ma uno spettro, non sempre facilmente interpretabile. La spettroscopia della prostata sfrutta per la definizione del volume di interesse (VOI) una combinazione di point-resolved spectroscopy (PRESS) e 3D chemical shift imaging (CSI) piuttosto che la tradizionale single-voxel (SV) o la tecnica 2D. Questo complica lo studio perché implica l’utilizzo di codifiche di fase per la localizzazione spaziale, non previste nella SV, che essendo in numero limitato comportano artefatto di Gibbs o da troncamento. Tale artefatto è legato alla contaminazione intra ed extravoxel che può essere limitata o con l’ utilizzo di bande di saturazione intorno al VOI oppure sfruttando impulsi selettivi di presaturazione, in modo da ottenere informazioni solo dalla zona di interesse abbattendo il segnale dai tessuti circostanti. La corretta definizione del VOI risulta complicata ma fondamentale soprattutto in regioni con alta suscettibilità magnetica per ottenere uno shimming e conseguentemente uno spettro ottimale. Per la buona riuscita dell’esame e per ottenere spettri utili ai fini diagnostici, che contengono informazioni solo della zona di interesse, è indispensabile posizionare opportunamente il paziente e le bobine, individuare correttamente il VOI, collocare bande di saturazione intorno ad esso ed eseguire uno shimming ottimale; infine è opportuno fare un’ attenta analisi dello spettro ottenuto, che dovrà essere sottoposto ad una serie di processi quali sottrazione dell’acqua, del grasso e della linea di base, per poter correttamente valutare le concentrazioni relative ai picchi di colina e di citrato della ghiandola. Queste operazioni andrebbero eseguite, in accordo con il medico radiologo responsabile dell’esame, con l’affiancamento di un fisico; laddove non è possibile, è il tecnico che da solo deve essere in grado di valutare la correttezza dell’esame, perciò è necessario trattare gli aspetti tecnici relativi alla conduzione dello stesso con i dovuti accorgimenti che garantiscono l’ottimizzazione della tecnica.
    Parole chiave
    Spettroscopia a risonanza magnetica - prostata, PRESS, CSI, citrato, colina.
    Introduzione
    La prostata è una ghiandola fibromuscolare posta inferiormente alla vescica e attorno alla prima parte dell’uretra. Il tumore della prostata è secondo per frequenza. Lo screening, eseguito mediante esplorazione rettale digitale (DRE) e il controllo del livello del PSA (prostate-specific antigen), ha portato all’individuazione di tumori della prostata di basso grado. In caso di screening positivo viene eseguita un’ecografica prostatica utile per la valutazione della morfologia ma non per lo screening poiché il tumore ha aspetto ecografico eterogeneo; l’ecografia è indispensabile per eseguire la biopsia prostatica grazie alla quale è possibile, prelevando campioni in diversi punti della prostata, verificare o escludere la presenza di cellule tumorali. Spesso le biopsie prostatiche sono limitate alla zona periferica, porzione più grande che costituisce il 70% del volume ghiandolare, a livello della quale si sviluppano il maggior numero di patologie tumorali, ma non vanno a colpire la zona di transizione e centrale, non individuando lesioni presenti. Dato che, la nuova frontiera è rappresentata dalla capacità di differenziare tumori clinicamente rilevanti da quelli che se non scoperti non avrebbero dato evidenza di sè, l’esame RM della prostata risulta più completo per valutarla nella sua interezza, poiché permette sia lo staging locale che a distanza, grazie alla valutazione della capsula, delle vescichette seminali e dei linfonodi. Negli ultimi anni ha preso piede la RM multiparametrica per una valutazione funzionale oltre che morfologica della ghiandola. Secondo le odierne linee guida, durante un esame RM della prostata dovrebbero essere impiegate almeno due delle tre metodiche funzionali (DWI, PWI, MRSI). La DWI, basata sul concetto del moto browniano, permette di delimitare la zona tumorale, con diffusività ristretta rispetto al parenchima a causa della maggior densità cellulare e abbondanza di membrane intracellulari. Solitamente si tratta di scansioni multi b con b-value molto elevati (fino a 2000) per una miglior caratterizzazione. La PWI misura la vascolarizzazione del tessuto prostatico, dato che nel tessuto tumorale si ha un rapido wash-in e wash-out in fase arteriosa, eseguendo dei campionamenti seriati nel tempo dopo somministrazione del mezzo di contrasto. La perfusione è DCE; sfrutta sequenze time resolved T1W con dinamiche di circa 4 sec. Anche se poco utilizzata dall’analisi matematica dei dati, possono essere calcolati vari parametri, tra cui il più attendibile sembra essere il relative peak enhancement, correlabili all’aggressività del tumore. La MRSI, incrementa la specificità della RM nel rilievo del tumore prostatico, permettendo una valutazione del metabolismo tumorale (citrato, creatina e colina, mostrando la loro concentrazione in un voxel). Il rapporto creatina - colina su citrato, è positivamente correlato con il tumore prostatico e può dare una stima dell’aggressività dello stesso. Nella ghiandola sana solitamente viene escreto citrato, perciò lo troveremo in alta concentrazione, mentre in quella patologica aumenterà la presenza di colina. Dato che la spettro è molto soggetta ad errori, è fondamentale, l’ottimizzazione della tecnica, per ottenere spettri veritieri con informazioni utili ai fini diagnostici.
    Tecnica e metodologia
    Il protocollo di studio prevede l’utilizzo combinato di bobine di superficie phased – array ed endorettale. Le prime sono sfruttate principalmente per lo studio di base, in questo modo infatti si garantisce un elevato segnale a livello della ghiandola e un ottimo rapporto segnale – rumore (SNR). Per lo studio spettroscopico invece, insieme alla porzione anteriore della bobina phased – array, viene attivata la bobina endorettale. Lo studio di base, prevede l’acquisizione di scansioni panoramiche su tre piani, assiale, sagittale e coronale, SE - T1W e TSE - T2W su tutta la pelvi a cui si seguono scansioni SE - T1W, specifiche sulla prostata secondo i suoi assi principali. Lo studio spettroscopico è mirato alla porzione di ghiandola patologica in corrispondenza della quale viene opportunamente posizionato il VOI.
    Aspetti tecnici MRSI
    Per acquisire uno spettro occorre eccitare con una radiofrequenza un volume di tessuto e raccogliere con apposite bobine il segnale emesso dal volume stesso; tale segnale rappresenta il cosidetto Free Induction Decay (FID).

    Figura 1: FID segnale elettrico emesso dal volume di tessuto studiato.
    Il FID (Fig. 1) è la somma di più segnali elettrici il cui andamento nel tempo è rappresentato, in prima approssimazione, da sinusoidi che si smorzano esponenzialmente. L’ampiezza, la frequenza e lo smorzamento variano in rapporto alla molecola in cui si trova l’atomo in esame. La trasformata di Fourier (FT) è l’operazione matematica che permette di elaborare questi segnali elettrici trasformandoli in informazioni espresse in frequenze e quindi in spettri. Applicando la FT al FID, si ottiene infatti lo spettro (Fig. 2), costituito da un insieme di righe o picchi.

    Figura 2: esempio di spettro 1H in un soggetto sano acquisito nell’encefalo. Ben evidenti non solo i picchi della colina (Cho), creatina (Cr) ma anche N-acetilaspartato (NAA).
    Ogni picco è caratterizzato da due parametri fondamentali: la posizione, che dipende dalla frequenza di risonanza del nucleo in esame, e l’area, che è proporzionale al numero di nuclei risonanti a quella frequenza ovvero alla concentrazione del metabolita.
    Problematiche MRSI
    La spettroscopia è un esame complicato non tanto per l’esecuzione ma per la valutazione dei dati ottenuti. L’obiettivo è quello di ottenere uno spettro di qualità soddisfacente; il parametro che ci permette di valutare ciò è la risoluzione spettrale, ovvero la possibilità di distinguere senza ambiguità le diverse righe dello spettro. Per ottenere spettri di buona risoluzione è necessaria omogeneità di campo magnetico decisamente superiore a quella per l’imaging, pari a 0,1 ppm sul volume di diametro tra 30 e 100 mm. Lo shimming è l’operazione con cui si ottimizza ogni volta tale omogeneità nella regione anatomica in esame, controllando la corrente in opportune bobine. La scadente ottimizzazione dello shimming determina l’indesiderato allargamento dei picchi con conseguente difficoltà nel distinguere picchi vicini e quindi nell’interpretazione degli spettri. Un limite della spettroscopia è la bassa sensibilità della tecnica, soprattutto per quanto riguarda nuclei diversi dall’idrogeno (1H), presenti in concentrazioni ridotte. Di qui la necessità di campi magnetici elevati e molto omogenei per ottenere acquisizioni con soddisfacente SNR in tempi ragionevoli. Infatti la durata degli esami si aggira intorno ai 10 - 15 minuti. Dato che il segnale acquisito è proporzionale al numero di nuclei in risonanza e al numero di volte che la misura è ripetuta, per limitare il più possibile la durata dell’esame è necessario studiare volumi di dimensioni opportune, nel caso dell’ 1H si tratta di voxel con un valore minimo di 1 cm3. Nel caso dell’ 1H un problema aggiuntivo è rappresentato dal fatto che nei tessuti la concentrazione dell’acqua, ricchissima di idrogeno, è dalle 104 alle 105 volte superiore a quella dei metaboliti studiati; per questo motivo, quando si acquisisce lo spettro, l’intensità della riga dell’acqua è talmente grande che le righe dei metaboliti risultano assimilate al rumore di fondo: è quindi necessario sopprimerne il segnale. Inoltre per ottenere lo spettro del metabolita in esame bisogna scegliere opportunamente il tempo di eco (TE) che dipende sia dal decadimento T2 dei tessuti che dalle caratteristiche della macromolecola oggetto di studio, in relazione all’equazione del segnale (IS).
    IS = DP exp (- TE/ T2) [1- exp (TR/ T1)]
    In virtù di tale formula, visto che l’obiettivo della spettro è quello di misurare la concentrazione del metabolita, sarebbe lecito pensare di ridurre al minimo i termini esponenziali aumentando molto il TR e riducendo il più possibile il TE. Ciò non viene fatto poiché un TE molto breve genera un’ elevato segnale della linea di base delle macromolecole e maggiori interferenze delle ECC, presenti fino a circa 50 msec, che creano distorsioni.
    L’utilizzo di un TR elevato è significativo per un buon SNR ma si ripercuote sulla durata della sequenza.
    Sequenze MRSI: STEAM vs PRESS
    Le sequenze fin’ora implementate per l’indagine spettroscopica sono PRESS (point resolved spectroscopy) e STEAM (Stimulated echo acquisition mode). Le STEAM (Fig. 3), appartengono alle radiofrequency refocused echo – stimulated echo (RRE-STE). Sono caratterizzate da tre impulsi RF a 90° dopo i quali viene registrato l’eco stimolato. Il vantaggio dell’utilizzo delle STEAM è legato alla possibilità di spingersi a TE molto bassi, 8-10 msec, ma lo svantaggio è che hanno un SNR pari al 50% rispetto alle PRESS in virtù del campionamento dimezzato del segnale. Questo è il motivo per cui oggi si utilizzano principalmente le PRESS nonostante abbiano TE minimi intorno ai 20 msec.

    Figura 3: diagramma temporale STEAM.
    Le PRESS (Fig. 4), fanno parte delle radiofrequency refocused echo - spin echo pulse (RRE-SE); sono caratterizzate da tre impulsi RF: uno a 90° e due a 180°, che le rendono molto più robuste in termini di SNR rispetto alle STEAM.

    Figura 4: diagramma temporale PRESS (3D- CSI).
    SV vs CSI
    Le sequenze implementate per MRS possono essere SV o CSI 2D/3D. Nelle SV si acquisisce un unico spettro, che dà informazioni relative alla zona in cui è stato posizionato il voxel stesso. L’accensione dei gradienti serve solo per la localizzazione spaziale del voxel. Il volume di shimming corrisponde al volume del voxel stesso comprendendo anche qualche millimetro in più; intorno ad esso non vengono collocate le bande di presaturazione poiché le contaminazioni dall’esterno sono legate sia ai micromovimenti dell’organo pulsatile che al non perfetto profilo di eccitazione RF. Questa tecnica ha basso SNR per definizione; per ovviare a ciò si sfrutta un numero di misure elevate, si effettua uno shimming estremamente accurato e si scelgono voxel di dimensioni sufficienti, che dovranno essere posizionati opportunamente evitando zone di interfaccia.
    Nelle CSI si acquisisce un numero di spettri proporzionale ai voxel contenuti nella matrice 2D o 3D; a differenza delle SV saranno necessarie delle codifiche di fase per andarli a selezionare singolarmente. Questo comporta un aumento del tempo di acquisizione legato al numero di voxel della matrice sulle tre direzioni. La codifica di frequenza non viene utilizzata poiché non interessa la localizzazione spaziale basata sulla frequenza, tipica dell’imaging, ma l’acquisizione del segnale completo con tutte le caratteristiche di chemical shift intatte. Così facendo si colloca all’interno di ogni punto del k-spazio non un singolo valore digitale ma un intero echo. Dato che l’echo contiene il segnale proveniente da tutti i voxel eccitati, sarà necessario prima applicare la FT inversa per assegnare un segnale ad uno specifico voxel e poi la FT diretta per ottenerne lo spettro relativo. Il volume di shimming delle CSI è molto ampio per coprire tutta la regione in studio con conseguente riduzione locale dell’affidabilità legata alla frequenza di risonanza dato che lo shimming è ottimale se effettuato su piccoli volumi. Inoltre la CSI gode di una risoluzione spaziale bassa rispetto all’imaging (da 0,5 – 1 cm di voxel CSI). Per limitare il trascinamento delle code di segnale fra voxel vicini causato dalla bassissima risoluzione spaziale (artefatto di Gibbs), si collocano molte bande si presaturazione intorno al VOI. Un grosso problema della CSI è legato all’errore di codifica spaziale e localizzazione dovuto al chemical shift non solo fra acqua e grasso ma su tutti i metaboliti studiati. Inoltre, come nell’imaging, il FOV di acquisizione sarà nettamente superiore rispetto a quello di interesse proprio per evitare l’artefatto da ribaltamento, che in questo caso si presenta su tutti gli assi vista la codifica di fase multipla.
    MRSI prostata
    La prostata si presta alla SV nel caso si voglia studiare noduli isolati ben individuati nelle immagini T1W e T2W mentre si preferisce la CSI-3D per lo studio di una zona patologica più ampia. L’utilizzo delle 3D – CSI complica lo studio in relazione ai limiti che questa tecnica introduce rispetto all’imaging convenzionale. Alla luce di questo è nata la necessità di ottimizzare la tecnica per ottenere spettri corretti.
    Come precedentemente anticipato la CSI viene posizionata su un’ immagine anatomica di riferimento per riuscire ad identificare visivamente la zona di provenienza del segnale RM da cui verrà acquisito lo spettro. Dato che un eventuale spostamento fra la fase anatomica e spettroscopica potrebbe falsare la localizzazione visiva dello spettro, sarà fondamentale istruire opportunamente il paziente ricercando la massima collaborazione. Il paziente solitamente è in decubito supino, con le gambe distese ed i piedi rivolti verso il gantry. Per il posizionamento della bobina endorettale, eseguito dal medico, il paziente è in decubito laterale sinistro; il palloncino endorettale, all’interno del quale è alloggiata la bobina (Fig.5), viene inserito e gonfiato con 60 cm3 o più di aria oppure con 40-60 ml di liquido, come perfluorocarburo, solfato di bario, o altro fluido con suscettibilità simile a quella del tessuto prostatico.

    Figura 5: bobina endorettale Prostate ECOIL, Medrad.
    L' uso di un liquido inerte al posto dell'aria può ridurre notevolmente la variazione di suscettibilità tra il palloncino endorettale e la prostata. Tale riduzione di suscettibilità facilita l’omogeneizzazione del campo magnetico, migliorando la qualità dei dati spettrali ottenuti. Sarà compito del TSRM, a cui spetta il posizionamento della bobina di superficie, spiegare al paziente che durante l’esame non dovrà contrarre i glutei né respirare in modo irregolare. Ci sono poi altri accorgimenti da prendere:
    eseguire l’esame non prima di tre mesi dall’ultima biopsia prostatica; poiché le recenti emorragie potrebbero interferire in tutte le sequenze, limitandone la capacità diagnostica; in particolare in quelle spettroscopiche potrebbero contribuire alla formazione di artefatti e di picchi alterati;
    evitare, anche se sarebbe più comodo per il paziente, l’utilizzo di poggia gambe in modo da garantire una maggiore omogeneità di campo a livello prostatico;
    evitare di eseguire l’indagine dopo pranzo in modo da limitare la peristalsi intestinale;
    invitare il paziente, prima di eseguire l’esame, a minzionare per limitare la variazione dei rapporti fra gli organi interni durante l’esame.

    Tutte le acquisizioni sono orientate secondo l’asse maggiore della prostata. In particolare il VOI della sequenza spettroscopica è posizionato avendo cura di comprendere al suo interno l'intera prostata escludendo le vescichette seminali, la maggior parte dell’aria della bobina endorettale e il grasso adiacente. Inoltre, prima della sequenza spettroscopica viene eseguita l’intera procedura di ottimizzazione automatica. Successivamente viene ottimizzata manualmente la FWHM della linea dell’acqua, utilizzando sia lo shimming di primo e secondo ordine delle bobine. Durante lo shimming manuale, il tecnico o il fisico utilizza sia la grandezza e la forma del FID sia il picco dell’acqua per valutare la qualità dello stesso. Solo con shimming ottimale si possono acquisire spettri di buona qualità. In particolare, la buona omogeneità di B0 è necessaria per ottenere una sufficiente soppressione dell’acqua e dei lipidi.
    Intorno al VOI sono collocate delle bande di saturazione per limitare il trascinamento delle code di segnale tra voxel vicini causato dalla bassissima risoluzione della CSI. Maggiore è la risoluzione spaziale minore sarà l’artefatto di Gibbs con una riduzione della contaminazione tra voxel adiacenti a causa della quale viene rappresentato nello spettro un metabolita, alla giusta frequenza, che appartiene ad un voxel vicino con conseguenti errori nel referto. Per limitare le oscillazioni delle code viene utilizzato il filtro di apodizzazione anche se riduce intrinsecamente la risoluzione spaziale aumentando la larghezza del picco nella PSF. Le bande di presaturazione inoltre sono necessarie per abbattere il segnale di quei tessuti, in primis il grasso, che potrebbero contaminare lo spettro dei voxel adiacenti.
    Un’altra tecnica utilizzata per limitare la contaminazione dall’esterno verso l’interno implica l’invio al volume di shimming di impulsi selettivi di presaturazione, in modo da ottenere informazioni solo dalla zona di interesse abbattendo il segnale dai tessuti circostanti.

    Figura 6: posizionamento di FOV (area verde), VOI (area bianca), volume di shimming (area rossa) e bande di saturazione intorno al VOI nei tre piani assiale, sagittale e coronale.
    Oltre alle bande di saturazione (Fig. 6) sono generalmente presenti tre volumi posizionati sulle scansioni T2W:
    Il FOV (field of view), rappresentato dal quadrato verde, riproduce il campo di vista totale suddiviso nelle varie codifiche di fase;
    il VOI, rappresentato dal quadrato bianco, raffigura la porzione del FOV che verrà considerata nella ricostruzione; generalmente il VOI è la metà del FOV in ogni direzione per evitare gli artefatti da ribaltamento garantendo un oversampling del 150%. Chiaramente se aumento il VOI, per mantenere il rapporto fra i due, il FOV dovrà essere proporzionalmente aumentato mentre se riduco il VOI non necessariamente devo ridurre anche il FOV;
    il volume di shimming, rappresentato dal quadrato rosso, raffigura la zona a livello della quale è richiesta elevata omogeneità di campo. Deve essere collocato opportunamente evitando zone di interfaccia. La non corretta omogeneità di campo rischia di degradare la qualità dello spettro ottenuto, allargando le righe spettrali per il più veloce decadimento della MT. Questo complicherebbe la buona separazione del segnale dei metaboliti di interesse, colina e creatina, ostacolandone il riconoscimento e la quantificazione.

    Valutazione spettro: processing
    Il segnale, generato in bobina, deve essere elaborato attraverso il processing degli spettri tramite un apposito software; uno fra i più utilizzati è JMRUI. Il processing è quella fase di trattamento dei dati, successiva all’acquisizione, con la quale il segnale digitalizzato viene sottoposto a manipolazione matematica, al fine di aumentare la risoluzione apparente e/o migliorare il SNR. Ovviamente non si può aumentare il contenuto di informazione dei dati, ma si possono esasperare alcune informazioni a spese di altre.
    Prima di calcolare la concentrazione di metaboliti della zona oggetto di studio è opportuno valutare se lo spettro ottenuto riporta dati affidabili valutandone il SNR, lo shimming, la linea di base e i residui (Fig.7) che contribuiscono al rumore di fondo dello spettro. Generalmente, per analizzare gli spettri, si sottrae al FID ottenuto il segnale dell’acqua, che sovrasterebbe quello di qualunque altra molecola; poi si pone l’acqua alla frequenza “zero” e si va a vedere di quanti hertz (Hz) si discostano gli altri picchi. In seguito si sottrae la linea di base, il cui segnale è dovuto al contributo delle macromolecole e cambia nettamente in relazione al TE scelto per l’ acquisizione. La linea di base può essere calcolata troncando il FID sui primi 20-30 punti a livello dei quali c’è la massima influenza delle macromolecole; si applica la FT, si sottrae al segnale intero la parte iniziale del segnale e si esegue il fitting. È noto che la FT può essere applicata solo a matrice dello spazio K completa, quindi sarà opportuno riempire la porzione di matrice non acquisita utilizzando la tecnica dello zero filling, cioè attribuendo ai dati mancanti valore zero.

    Figura 7: correzione dello spettro acquisito tramite JMRUI; lo spettro originale (primo dal basso) viene sottoposto al fitting attraverso il confronto con le curve di riferimento individuate per i singoli componenti (seconda dall’alto). Lo spettro così ottenuto (terzo dall’alto) viene poi confrontato con quello acquisito per la valutazione dei residui.
    Successivamente viene messo in fase lo spettro per renderlo simmetrico; ciò può essere fatto automaticamente dalla macchina o manualmente dall’operatore attraverso due diverse operazioni:
    sfasamento di ORDINE ZERO, che sfasa simultaneamente tutti i metaboliti;
    sfasamento di PRIMO ORDINE, utilizzato per modificare la fase dello spettro lasciando inalterata quella di uno preso come riferimento (si sceglie quello che ha la maggiore asimmetricità).

    Tale operazione è necessaria poiché a fianco del picco ci può essere una distorsione causata sia dal movimento pulsatile cardiaco, che crea dei piccoli spostamenti della sostanza contenuta nell’area di selezione spettroscopica, sia dalle ECC. Infatti in spettroscopia sono molto importanti i contributi di fase generati dalle correnti spurie; per poter correggere tali contributi è necessario acquisire due segnali, dello stesso identico volume, di cui uno di base e l’altro identico solo con la soppressione dell’acqua attivata. La correzione della fase è fondamentale per stimare opportunamente la concentrazione del metabolita, che come sappiamo si ottiene integrando l’area sottesa al picco del metabolita stesso; avendo una fase non corretta con il grafico che passa parzialmente nella parte negativa, è possibile mandare in sottrazione e sottostimare il metabolita stesso. Il processo che realmente va a calcolare l’area sottesa alla curva è il fitting. Tale processo ci da il risultato quantitativo della spettroscopia poiché ci permette, una volta individuato il picco da studiare, di trovare una funzione matematica che può essere Lorenziana o una combinazione lineare di Lorenziana e Gaussiana, che più si approssima alla forma del picco ottenendo l’ampiezza e la fase dello stesso. L’operazione di fitting migliora la stima dell’area sottesa al picco, che dobbiamo studiare, permettendo di visualizzare alcuni metaboliti che altrimenti andrebbero persi perché presenti in concentrazioni minime.
    Il riconoscimento del metabolita solitamente è automatico, in quanto la macchina ha delle forme di spettro standard in memoria che vengono sovrapposte al segnale acquisito. I metaboliti di interesse a livello prostatico nella diagnosi tumorale sono: citrato (Ci), colina (Cho) e creatina (Cr). La creatina rappresenta la riserva energetica cellulare ed è un marker metabolico generalmente poco sensibile alle modificazioni indotte da diverse patologie; per questo motivo è possibile normalizzare alla creatina i valori degli altri picchi metabolici ed analizzare i dati in maniera semiquantitativa mediante l’andamento dei rapporti Cho/Cr. Creatina, colina e citrato risuonano rispettivamente a 3.0, 3.2 e 2.6 ppm. In condizioni normali l’analisi dello spettro mostra elevati livelli di citrato ed intermedi livelli di colina e creatina (Fig. 8a); mentre in caso di patologia neoplastica si osserva una ridotta concentrazione del citrato e l’aumento della concentrazione della colina (Fig. 8b).

    a b
    Figura 8: a) spettro ghiandola prostatica normale con alti livelli di citrato ed intermedi di colina e creatina; b) spettro ghiandola prostatica tumorale con bassi livelli di citrato ed elevati di colina.
    La diminuzione del citrato può essere attribuito sia ad un alterato metabolismo cellulare che ad un cambiamento nell’organizzazione tissutale e alla sostituzione delle aree normalmente occupate dai dotti ghiandolari ricchi di citrato con le cellule neoplastiche. L’elevazione della colina, marker di proliferazione cellulare, va attribuita ad un aumento sia della percentuale di cellule proliferanti sia della densità cellulare e al rimaneggiamento della composizione delle membrane cellulari. L' aspetto spettroscopico dei composti rilevabili con la MRSI della prostata, è determinato da una serie di fattori, in particolare la scelta del TE che a 1,5 T è pari a 120-130 ms mentre a 3 T varia fra 85 ms e i 145 ms.
    Conclusioni
    L’associazione di RM morfologica e spettroscopia 3D consente una precisa localizzazione del tumore prostatico, un’ottimale individuazione dello sconfinamento extracapsulare, garantendo inoltre una immediata valutazione dell’aggressività tumorale ed un corretto follow-up della terapia. Per ottenere risultati affidabili dall’ indagine spettroscopica è necessario che il segnale acquisito sia buono. Inoltre, dato che lo scanner non risponde mai nello stesso modo ed il paziente, supponendo che debba fare più controlli, non avrà le stesse caratteristiche fisiche, per limitare l’ incertezza delle misurazioni è fondamentale avere a disposizione un protocollo di studio ottimizzato garantendone, laddove è possibile, la riproducibilità.
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  21. Luca Bartalini
    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”



    Imaging RM con TE ultra-short



    Il ruolo della sequenza PETRA



    Luca Bartalini



    Libero Professionista



    bartalini.luca[chiocciolina]libero.it


    Riassunto
    Le sequenze con TE ultrashort consentono di studiare in modo attivo strutture che non rendono segnale nell'imaging standard fra cui tendini, legamenti e periorstale ossea. Verranno presentate le principali tecniche a sostegno di questo campo che differiscono in particolare nella gestione delle onde radio di eccitazione e nelle modalità di riempimento dello spazio K. Nello specifico verrà trattata la sequenza PETRA (Pointwise Encoding Time reduction with Radial Acquisition) che trova utilizzo sia nel campo sopraccitato che nell'imaging classico grazie alle particolari caratteristiche di gestione.
    Parole chiave
    Ultrashort TE; spazio K radiale; spazio K single point
    Introduzione
    Le sequenze standard utilizzate nei tomografi di risonanza magnetica, pur con sensibili variazioni legate alla intensità di campo magnetico e alla tecnologia applicata, consentono di avere dei tempi di eco dell'ordine delle decine di millisecondi per quanto riguarda le sequenze basate su eco di spin e del millisencondo, invece, con quelle basate su eco di gradiente. In queste condizioni, le strutture anatomiche caratterizzate da tempi di decadimento T2 inferiori al millisecondo, cederanno un segnale ipointenso, fino al vuoto di segnale, anche con il TE minimo impostabile e in tutte le pesature d'immagine (T1-T2-DP). Questo succede nei tessuti con strutture solide o comunque caratterizzate da legami molecolari molto forti come per esempio l'osso, legamenti e tendini. L'utilizzo della tecnologia ultrashort TE consente, in virtù della speciale costruzione degli impulsi radio e della gestione dei gradienti di campo con conseguente particolare allocazione delle frequenze spaziali, di scendere a tempi di eco tali da studiare attivamente le strutture sopraccitate. In letteratura si ritrovano vari articoli che descrivono lo studio di questi tessuti sfruttando le varie tipologie di sequenza attualmente a disposizione. Nel campo dentario [1;2], osseo [3], encefalico [4;5], rachideo [6], ginocchio [7], tendine di achille ed entesi tendinee [8-12], menischi [13;14], polmoni [15;16] e fegato [17]. Inoltre si ritrovano applicazioni nello studio dei nuclei diversi dall'idrogeno come sodio e fosforo [18-21]. L'utilizzo di TE in una scala compresa fra i 40 e i 100 microsecondi, per ciò che concerne la maggior parte degli scanner ad uso clinico, consentono di ridurre nettamente anche le distorsioni di immagine legate a interfaccie tissutali, particolarmente visibili nella regione anatomica del massiccio facciale o toracica. Verranno descritte quindi le principali sequenze utilizzate in tale campo quali RASP (RApid Single Point) e SPRITE (Single Point Ramped Imaging with T1 Enhanced) caratterizzate da spazio K cartesiano “single point”[22;23] , UTE (Ultra-short TE) con filling non cartesiano sia 2D che 3D [22;23], ZTE (Zero TE) con filling non cartesiano puro 3D [22;24;26], SWIFT ( SWeep Imaging with Fourier Trasformation) con filling non cartesiano puro 3D associato ad impulso RF adiabatico frazionato [22;24;25] ed infine PETRA (Pointwise Encoding Time Reduction With Radial Acquisition) caratterizzata da riempimento key hole 3D con sfera centrale cartesiana e periferia “radial half-projections” [5;22;24]
    Tecnica e Metodologia
    Le prime sequenze introdotte al fine di ridurre il TE minimo, rispetto a quelle standard già sviluppate, sono le cosiddette SP (Single Point) di cui fanno parte le RASP (Rapid Single Point) e SPRITE (Single Point Ramped Imaging with T1 Enhanced). Queste utilizzano dei brevi impulsi di eccitazione di tipo “hard” a banda larga, ceduti successivamente alla attivazione dei gradienti di campo. Sono caratterizzate da riempimento dello spazio K single point cartesiano con singolo punto campionato per ogni readout. Per tale caratteristica, in funzione anche della risoluzione spaziale richiesta, i tempi di acquisizione possono diventare proibitivi per la normale pratica clinica. In virtù del singolo campionamento per ogni eccitazione, il TE è esattamente sovrapponibile al tempo di codifica (encoding time), cosi come il decadimento T2* dei tessuti fra eccitazione e campionamento del segnale durante tutto l’arco temporale di riempimento dello spazio K. In questo modo si otterranno delle immagini con ottimi contrasti e con alto rapporto segnale-rumore (SNR).

    Figura 1: Diagramma temporale RASP/SPRITE [22]
    La figura 1 mostra il diagramma temporale delle sequenze SP. (A) Si evince come, previa attivazione dei gradienti di campo, venga ceduto l’impulso radio “TX” seguito dal campionamento “RX” al tempo di eco prestabilito. (B) Si dimostra il campionamento di una linea dello spazio K con l’attivazione costante del gradiente 2 e 3 per tutti i punti della stessa linea, mentre si modifica l’intensità del gradiente 1 durante le varie ripetizioni.
    Il secondo gruppo di sequenze è rappresentato dalle cosiddette UTE (Ultrashort TE) le quali cedono l’impulso radio di eccitazione prima della attivazione dei gradienti di campo inerenti al campionamento, come nelle sequenze standard di uso clinico, potendo quindi attivare un gradiente di selezione di slice per la codifica spaziale nell’ipotesi di acquisizione bidimensionale. In questo caso il riempimento dello spazio K avviene con semiproiezioni radiali sulla fetta oppure, nel caso di impulso radio non selettivo di strato, su una sfera tridimensionale. Il campionamento del segnale avviene contemporaneamente alla attivazione dei gradienti di codifica dopo un certo range temporale dalla disattivazione dell’onda radio e conversione trasmissione-ricezione (dead time), già nella fase di salita, prima quindi che quest’ultimo arrivi al suo plateau. Ciò incrementa il rischio di avere distorsioni di immagine a causa di codifica spaziale errata, proprio nella fase di salita, sommato alla formazione di correnti parassite, visti anche gli alti slew rate. Il TE corrisponde quindi all’inizio del campionamento, nella fase in cui vengono allocati i dati al centro dello spazio K. Successivamente vengono trasposti su una matrice cartesiana (regridding).

    Figura 2: Diagramma temporale UTE [22]
    La figura 2 mostra il diagramma temporale di base di una sequenza UTE con l’impulso radio TX ceduto con o senza un gradiente si selezione di strato a seconda di acquisizione rispettivamente 2D o 3D. Al tempo TE vengono attivati i gradienti di codifica con campionamento RX anche durante la fase di rampa. Segue uno spoiler di gradiente per eliminare eventuali segnali spuri.
    La terza variante è rappresentata dalle “projection imaging” come la ZTE (Zero TE) nelle quali si utilizza un hard pulse di eccitazione con previa attivazione dei gradienti di campo, come nelle SP ma, a differenza di quest’ultime, il campionamento è solo 3D non cartesiano puro (multi point radiale). L’inizio di quest’ultimo avviene dopo il dead time derivante dalla durata dell’impulso RF stesso e dalla conversione trasmissione-ricezione però, essendo attivati i gradienti precedentemente, si avrà una sfera centrale dello spazio K non campionata direttamente all’interno della quale verranno riallocate le frequenze spaziali in post processing. Le ZTE consentono di operare con tempi di eco e di ripetizione estremamente ridotti associati a campionamento rapido rispetto alle UTE. Hanno lo svantaggio di essere solo ed esclusivamente 3D, potendo contare inoltre su un impulso di eccitazione estremamente breve che limita, in funzione della massima intensità di B1, il flip angle ottenibile.

    Figura 3: Diagramma temporale ZTE [22]
    La figura 3(A) mostra il diagramma temporale della sequenza ZTE nella quale il campionamento avviene dopo il dead time (THW) con i gradienti attivati prima della cessione dell’impulso radio. (B) mostra il riempimento dello spazio K con lacuna di dati centrale.
    Il problema della limitazione del flip angle è stata risolta dalla sequenza SWIFT (SWeep Imaging with Fourier Trasformation ) nella quale l’impulso radio è di tipo adiabatico frazionato (hyperbolic secant family - HSn), consentendo il campionamento del segnale direttamente nei gap intrinseci alla modulazione di frequenza. Ciò significa che il TR equivale alla durata dell’impulso RF (mediamente fra 1 e 3 msec). Il filling spaziale è 3D non cartesiano puro (radiale). Anche in questo caso i gradienti di campo variano con bassi slew rate, in modo continuo, rimanendo attivi durante l’eccitazione ma, avvenendo contemporaneamente il campionamento del segnale , senza un dead time reale, si ha un riempimento completo dello spazio K, privo di lacune come nel caso delle ZTE. Tale sequenza ha lo svantaggio di richiedere generalmente delle modifiche hardware per poter lavorare efficacemente in virtù dell’alta complessità di gestione nella fase di switch fra modalità di trasmissione e ricezione.

    Figura 4: Diagramma temporale SWIFT [25]
    La figura 4 (a) mostra le caratteristiche della sequenza SWIFT con la suddivisione dell’impulso RF in sub impulsi all’interno dei quali avviene il campionamento del segnale. (b) Mostra il diagramma temporale con attivazione continua dei gradienti a bassi slew rate.
    L’ultimo sviluppo tecnologico riguarda la sequenza PETRA nella quale si ritrovano sommate le caratteristiche delle tecniche precedentemente trattate. Infatti è caratterizzata da un riempimento dello spazio K key hole con sfera centrale cartesiana, come nelle SP, ed una periferia radiale half projection, peculiarità ritrovata nelle ZTE. Quindi, anche in questo caso, parliamo della cessione di un impulso hard a basso flip angle, previa attivazione dei gradienti di campo, con un campionamento multi point radiale ad alta frequenza per la porzione periferica dello spazio K e uno single point cartesiano centrale grazie ad una sezione dedicata all’interno della sequenza di acquisizione. In quest’ultima si avrà quindi una attivazione a più bassa intensità dei gradienti che arriva ad essere nulla per K=0. La componente radiale diretta viene quindi campionata con semiproiezioni radiali (half projection), sovrapponibile alle ZTE, nella quale il completamento della linea dello spazio K sulla stessa direzione si ottiene con l’attivazione del gradiente alla stessa intensità ma polarità invertita. Si può quindi affermare che ogni proiezione radiale viene acquisita ad intensità di gradiente costante mentre, quella cartesiana, a TE costante. Questo rende la sequenza molto flessibile alla scelta del TE il quale può avere qualunque valore al di sopra del dead time con la conseguenza di aumentare le dimensioni della componente cartesiana al suo incremento, senza perdita di dati a bassa frequenza come nel caso delle ZTE.

    Figura 5: Diagramma temporale PETRA [24]
    La figura 5A mostra, al primo TE, l’acquisizione della parte radiale della sequenza PETRA. B, il campionamento della porzione cartesiana. C, il riempimento dello spazio K.
    La figura 5A completa, mostra il diagramma temporale della versione a doppio eco nella quale vengono acquisiti due spazi K diversi, il primo a TE ultra breve in modalità half projection e il secondo a TE breve , con riempimento completo senza omissione di dati nella porzione centrale. Questa variante viene adottata, in alternativa alla preparazione della magnetizzazione, per avere un’immagine con segnale derivante solo dai tessuti con T2 ultra breve, previa sottrazione delle due serie acquisite.

    Figura 6: Sottrazione d’immagine da PETRA doppio eco [24]
    La figura 6 (a-b) mostra rispettivamente l’eco a TE ultrashort (microsecondi) e TE breve (millisecondi) della PETRA doppio eco. © Mostra la sottrazione di immagine delle due serie precedenti.
    In virtù dei TR e dei FA impostati la pesatura di immagine varia in un range compreso fra T1 e DP con dei contrasti simili alla classe di sequenze Rapid acquisition GRE – Fid imaging (spoiled GRE). All’interno della sequenza vengono inseriti periodicamente degli spoiler per la magnetizzazione trasversa al fine di eliminare o comunque limitare l’influenza dello steady state sui contrasti di immagine. Può essere introdotto un impulso di saturazione spettrale tissutale o un impulso di preparazione della magnetizzazione ogni “n” ripetizioni senza modifica del TR. L’impulso viene ceduto con la contemporanea disattivazione dei gradienti di campo, interrompendo la ciclicità della fase e quindi agendo lui stesso da spoiler. La componente T2 del segnale può essere esaltata associando opportune preparazioni della magnetizzazione.
    Discussione
    Tutte le sequenze trattate sono di difficile inquadramento all’interno di famiglie specifiche. Infatti, considerando come parametro la modalità di generazione del segnale RM, non possono essere inserite nel gruppo delle radiofrequency refocused echo (RRE), in quanto non è presente nessun impulso di rifocalizzazione, né delle gradient recolled echo (GRE) in quanto non è presente un gradiente di prephasing e, conseguentemente, nessun segnale di eco. In tutte le sequenze trattate infatti si ha semplicemente una lettura diretta del FID imposto dalla radiofrequenza inviata. Questo è uno dei motivi per il quale tali sequenze sono in grado di scendere a TE dell’ordine dei microsecondi. In virtù dei bassi TR, oltre che dei ridottissimi TE, la magnetizzazione trasversa non ha tempo di defasarsi prima del successivo impulso di eccitazione conseguentemente, se non venissero adottate strategie specifiche, i contrasti di immagine sarebbero dominati dallo steady state. In particolare, per la sequenza PETRA, tale effetto viene evitato con una variazione di intensità dei gradienti fra la lettura del segnale e la cessione del successivo impulso (gradient spoiler). La sequenza prevede l’eventuale inserimento di impulsi di preparazione della magnetizzazione come quelli Invertion recovery (IR) o di saturazione spettrale i quali agiscono già in sé da spoiler, essendo inseriti ogni “n” ripetizioni (5-20) , interrompendo quindi la ciclicità. Durante la cessione ti tali impulsi tutti i gradienti vengono disattivati e sono presenti comunque degli spoiler RF dedicati. I contrasti di immagine generati dalla sequenza PETRA sono simili a quelli delle rapid acquisition GRE - FID imaging e possono essere modificati utilizzando appropriati impulsi di preparazione. Nello specifico, per esaltare il contrasto T1 dell’immagine, viene utilizzata la preparazione IR con impulso RF a 180° che, in funzione del TI impostato, può variare il rapporto segnale-rumore (SNR) e/o contrasto-rumore (CNR) fra tessuti con diversi tempi di rilassamento longitudinale, particolarmente utile per la differenziazione fra sostanza bianca e grigia dell’encefalo. Questa tipologia di applicazione la ritroviamo nella sequenza rapid acquisition GRE con preparazione della magnetizzazione (MPRAGE), nella quale l’ottimale CNR viene assicurato dalla preparazione IR degli eco campionati nelle linee centrali dello spazio K. Per PETRA vale lo stesso principio infatti, avendo la porzione centrale campionata con sistema single point cartesiano, i segnali ottimamente preparati, verranno posti in questa regione. Inoltre, il punto centrale della matrice (K=0), verrà campionato come primo in assoluto, evitando quindi che, durante la cessione degli impulsi successivi, ci siano delle alterazioni di contrasto derivanti dallo steady state. PETRA è quindi efficace nello studio tissutale con MDC endovenoso, riuscendo ad ottenere un buon enhancement nelle ponderazioni T1 associate alla preparazione della magnetizzazione di tipo IR. E’ interessante notare come questo approccio non sarebbe attuabile con le sequenze ZTE e SWIFT per le quali non è possibile un riordinamento sistematico della porzione centrale dello spazio K.

    Figura 7: Evoluzione temporale ML in PETRA con preparazione IR [27]
    La figura 7 mostra l’andamento della magnetizzazione longitudinale (ML) durante la fase di inversione-acquisizione della componente cartesiana dello spazio K. Gli impulsi di preparazione vengono ceduti ogni “n” ripetizioni come per la MPRAGE. In funzione del TI e TW (tempo di attesa) cambia il risultato sull’immagine in termini di SNR e CNR.

    Figura 8: Confronto fra MPRAGE e PETRA su encefalo [22]
    La figura 8 mostra un confronto fra MPRAGE e PETRA acquisite sullo stesso paziente con scanner a 3T e voxel isotropico da 1mm dalla durata di 6 minuti circa per entrambe. Oltre alla buona risoluzione di contrasto ottenuta da entrambe le immagini è molto interessante notare come, in virtù del TE ultrashort, PETRA riesca a cedere segnale dalla componente ossea che risulta essere nullo, sovrapponibile all’aria, nella MPRAGE. Alla luce di ciò, si noti come le strutture anatomiche della rocca petrosa siano perfettamente visibili, prive di distorsioni di immagine caratteristiche delle interfacce aria-osso. Questo è legato anche alla assenza di correnti indotte in relazione alle caratteristiche di gestione dei gradienti di campo i quali non vengono accesi e spenti velocemente bensì risultano costantemente attivi, variando lievemente di intensità ad ogni eccitazione con slew rate estremamente contenuti (<5 T/m/s). PETRA, per l’ultima considerazione fatta, risulta anche efficace nella netta riduzione del rumore acustico rispetto alle sequenze standard. Quest’ultima varia a seconda dei parametri geometrici e temporali utilizzati oltre che al tipo di hardware a disposizione. Una buona parte del rumore di fondo viene infatti generato dalla conversione tra fase di trasmissione RF e ricezione del segnale. Utilizzando per questo un sistema di bobine rice-trasmittenti la riduzione acustica può divenire drastica rispetto ad una MPRAGE con caratteristiche sovrapponibili, fino a diventare praticamente appena udibile. Tale peculiarità risulta molto importante nella normale attività clinica, in particolare nel campo pediatrico e su alti campi (3T-7T). Possiamo ritrovare la riduzione del rumore acustico anche nelle ZTE e SWIFT che sono però molto meno manipolabili e conseguentemente più difficilmente applicabili nella routine clinica.

    Tabella 1: Confronto fra parametri MPRAGE, PETRA e 3D FLASH su scanner 3T [5]
    La tabella 1 mostra un confronto diretto fra parametri standard delle tre tipologie di sequenze ottimizzate per lo studio encefalico standard. Si noti che PETRA, rispetto alla MPRAGE, utilizza un TR dimezzato ed un TE nettamente ridotto dell’ordine dei 70 microsecondi. Il valore minimo impostabile è legato al dead time dello strumento che si può aumentare a seconda delle necessità. Nei tomografi per uso clinico può essere gestito mediamente fra i 40 e 100 microsecondi. Il FA è molto basso in PETRA a causa della necessità di trasmettere un range di frequenze molto ampio che è peculiare degli impulsi RF molto brevi. Ciò impedisce, in funzione del limite di ampiezza di B1, di ottenere angoli di nutazione ampi. Tutto ciò a vantaggio del deposito energetico in termini di SAR. Rispetto invece alle 3D-FLASH (spoiled GRE) si noti come quest’ultime riescano ad avere una risoluzione spaziale nettamente superiore con la possibilità di valutare dettagli anatomici molto fini. A causa però del TE relativamente elevato si ha la totale cancellazione delle regioni anatomiche sottoposte ad alta suscettività magnetica.
    Conclusioni
    Si può concludere quindi che la sequenza PETRA, e più in generale le ultrashort TE, contengono potenziali vantaggi per il paziente nella normale attività clinica grazie alla possibilità di abbattere il rumore acustico, specialmente su pazienti critici e su tomografi ad alti campi magnetici (3-7T), riuscendo inoltre a descrivere strutture normalmente distorte a causa della suscettività magnetica locale. Inoltre, la possibilità di studiare attivamente tessuti con tempi T2 ultrabrevi, apre la strada per la diagnosi su strutture ad oggi a pannaggio di altre metodiche, come quelle dentarie, anche con l'utilizzo di imaging RM basato su nuclei diversi dall'idrogeno. Ciò con l'obiettivo di migliorare la diagnosi sulle strutture anatomiche non direttamente valutabili con studi RM a TE standard e limitare la somministrazione di radiazioni ionizzanti.
    Ringraziamenti
    Ringrazio il gruppo RM-online per il supporto tecnico e tecnologico, la Dott.ssa Irene Rigott per il prezioso aiuto nella traduzione di testi scientifici e tutti i colleghi partecipanti al master per il supporto tecnico e umano.
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    Time Reduction With Radial Acquisition (PETRA), MRM 000:000–000 (2011)
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  22. Luca Bartalini
    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



    sbicchi[chiocciolina]usl4.toscana.it


    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.




    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:
    a b

    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]:




    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]:




    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] :




    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] :




    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] :




    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:




    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:

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





    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
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  23. Luca Bartalini
    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



    cappelli.ste[chiocciolina]gmail.com


    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.



    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.



    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.



    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).



    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.



    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).



    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.



    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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  24. Luca Bartalini
    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”



    L’evoluzione tecnologica in angiografia RM



    Il ruolo della sequenza TrueSTAR



    Luca Provvedi



    lprov24[chiocciolina]gmail.com


    Riassunto
    Lo sviluppo delle tecniche di Risonanza Magnetica ha avuto nell'ultimo decennio un miglioramento tecnologico, legato all'utilizzo di apparecchiature nuove e performanti, che hanno permesso la nascita di nuove sequenze, con lo scopo di rendere gli esami di Risonanza Magnetica più semplici da refertare per il medico radiologo.
    In angiografia RM, l'esigenza di ottenere una migliore visualizzazione dei vasi e i problemi correlati alla somministrazione in alcuni pazienti di mezzo di contrasto a base di gadolinio, hanno dato una spinta ulteriore ad implementazioni scientifico-tecnologiche.
    La recente implementazione, argomento di questo lavoro, è denominata TrueSTAR (Signal Targeting With Alternating Radiofrequency) ed è basata su sequenza Rapid Acquisition GRE – SSFP – Fid + echo imaging, chiamata TrueFISP dalla casa produttrice Siemens e sulla marcatura degli spin del sangue, grazie alla tecnica ASL (Arterial Spin Labeling).
    Questa evoluzione ha permesso il raggiungimento di un'elevata risoluzione temporale dell'ordine delle decine di millisecondi, consentendo l'ottenimento di un'elevata qualità d'immagine paragonabile all'angiografia e all'angio TC.
    L'utilizzo della tecnica TrueSTAR con gradienti bilanciati, permette di ottenere un alto SNR proveniente dai liquidi, con un contrasto intrinseco T2/T1. La preparazione della sequenza con la marcatura degli spin del sangue, fornisce una miglior visualizzazione dei vasi rispetto al fondo, accentuandone quindi il contrasto.
    La sequenza consente di ottenere immagini con alto SNR e CNR, grazie ai miglioramenti apportati dalla sequenza TrueFISP, rimuovendo gli artefatti da flusso pulsatile con l'attivazione del gradiente di compensazione.
    La risoluzione sul piano di questa tecnica è molto elevata, di 1-3 mm ed è inoltre possibile ridurre i tempi di acquisizione tramite l'utilizzo dell'imaging parallelo, scegliendo un appropriato fattore di accelerazione.
    La possibilità da parte dell'operatore di poter utilizzare apparecchiature sempre più performanti, ha contribuito a migliorare le conoscenze nel campo delle applicazioni avanzate di Risonanza Magnetica.
    Parole chiave
    Angiografia RM, Arterial Spin Labeling, TrueSTAR, vasi sanguigni, gradienti bilanciati
    Introduzione
    Questo lavoro, che si fonda su un'evoluzione dell'angiografia RM, vuol dimostrare l'importanza e l'utilità di questa nuova tecnica di acquisizione.
    Il contenuto è quindi a carattere scientifico-tecnologico e mette in risalto i vantaggi dell'impiego di questa nuova sequenza [1].
    Il problema principale, che si verifica negli esami di angiografia RM, sia di tipo TOF che PC, è il raggiungimento di una risoluzione temporale e spaziale non sempre adeguata al tipo di indagine; riuscendo ad applicare, grazie alla tecnica ASL [1;3;11;15], l'utilizzo di impulsi di radiofrequenza, combinati con lo schema della sequenza TrueFISP, questa difficoltà è stata parzialmente superata [4-7] .
    Un ulteriore scoglio è dato dallo scarso SNR intrinseco della tecnica, poichè l'impiego del metodo con un bolo di spinta aggiuntivo per ottenere una marcatura del sangue corretta, non è adeguato perchè il tempo in cui il sangue risulta marcato è troppo basso.
    E' necessario quindi, utilizzare il sistema con boli di spinta aggiuntivi ad intervalli regolari, per ottenere una marcatura del sangue omogenea per un tempo prolungato, migliorando così il SNR finale [3;12].
    Il segnale totale dato dalla tecnica ASL, è intrinsecamente basso, perchè si ha, una dipendenza dal T1 del sangue che fluisce nei vasi arrivando alla regione di interesse, una dipendenza dal T1 del tessuto e una dipendenza dal tempo di transito del sangue.
    Per migliorare qualitativamente il SNR occorre perciò, eseguire molte ripetizioni.
    Grazie a questa nuova sequenza è possibile avere molte informazioni dagli spin del sangue, servendosi dei vantaggi offerti dalla tecnica ASL, perchè dal flusso sanguigno in arrivo da una zona verso un particolare tessuto [9;17], è possibile evidenziare in maniera efficace eventuali patologie, quali malformazioni artero venose, aneurismi e tumori [1;8;9;10;17;18;19].
    Lo scopo di questo lavoro è quello di introdurre e incentivare l'utilizzo corretto della tecnica TrueSTAR con il vantaggio ulteriore di diminuire notevolmente i livelli di SAR, poichè l'angolo e la durata degli impulsi di radiofrequenza vengono abbreviati [13;16;20].
    In futuro, questa tecnica potrebbe diventare uno dei caposaldi delle applicazioni avanzate di Risonanza Magnetica.
    Tecnica e metodologia
    In aggiunta alle tecniche standard che si basano sugli effetti di TOF e PC, la RM è in grado di offrire un'ottima visualizzazione dei vasi, servendosi dei principi dell'ASL.
    Con l'utilizzo di questa metodologia, inizialmente gli spin del sangue prossimi alla regione di imaging, vengono invertiti grazie al posizionamento di un piano di labeling, marcando gli spin stessi. Successivamente si ha un piccolo ritardo temporale, dopo il quale si ottiene l'immagine di labeling. Lo step seguente consiste nell'acquisire un'altra immagine, definita di controllo, dove invece gli spin del sangue non sono marcati.
    Tramite la sottrazione delle due immagini, eliminando il segnale proveniente dai tessuti stazionari, abbiamo come risultato un'immagine pesata in perfusione.

    Figura 1: Diagramma temporale della sequenza TrueSTAR [1]
    La tecnica ASL viene distinta in due classi; la CASL (Continuous Arterial Spin Labeling) e la PASL (Pulsed Arterial Spin Labeling). A seconda della tecnica, il gradiente utilizzato per codificare spazialmente gli spin marcati, può essere applicato in due modi: nel caso della tecnica CASL viene applicato per tutta la durata del processo di “etichettamento”, al contrario nel caso della tecnica PASL viene applicato ad intermittenza.
    Dopo gli impulsi di marcatura degli spin vascolari, si ha un tempo di intervallo che permette agli spin di trovare una posizione definitiva data precedentemente dal gradiente di codifica spaziale, prima che inizi la sequenza di imaging vera e propria.
    Tra le due la tecnica maggiormente utilizzata è la PASL, impiegata in numerose applicazioni avanzate, tra cui proprio la sequenza TrueSTAR.
    Il vantaggio di applicare lo schema della sequenza TrueFISP alla tecnica, consiste nell’eliminare gli effetti della disomogeneità del campo magnetico, grazie alla stabilità intrinseca della sequenza dovuta alla presenza dei gradienti bilanciati.
    E’ necessario, per ottenere una buona qualità d’immagine, che il gap nello slab tra le fette non sia troppo elevato, in modo da evitare il contributo del rilassamento T1 degli spin del sangue, che introdurrebbe un’ importante perdita di segnale.
    Per ottenere una visualizzazione migliore dei vasi rispetto al fondo viene di solito utilizzato un treno di impulsi di inversione selettivi all'interno dello slab di acquisizione; ciò aiuta a diminuire il segnale proveniente dal CSF e dai restanti tessuti stazionari, i quali darebbero altrimenti vita ad artefatti.
    Analizzando qualitativamente un'immagine acquisita con la sequenza TrueSTAR, possiamo evidenziare che il contrasto risulta ottimale, l'immagine è priva di artefatti, con eccellente risoluzione spaziale.
    Per quanto concerne le acquisizioni TrueSTAR 3D, si ottiene un SNR adeguato scegliendo un angolo di flip intorno ai 30°, combinando quest'artificio con l'utilizzo dell'imaging parallelo.

    Figura 2: Flip angle ottimale per una sequenza TrueSTAR [1]
    Per capire bene la struttura della sequenza è importante sottolineare che i tessuti stazionari non forniscono segnale, perché durante gli impulsi di radiofrequenza alternati, ricevono la radiofrequenza sempre allo stesso modo, mentre gli spin del sangue vengono invertiti, quindi raddoppiando l’intensità dei valori, si ottiene un segnale risultante elevato.
    Il segnale inizialmente ha la massima intensità e man mano decresce quando il tempo tra la marcatura degli spin del sangue e la lettura del segnale aumenta, a causa del rilassamento T1.
    Se parliamo di angiografia RM a sangue bianco, il bersaglio da marcare è dato dagli spin del sangue, se invece si tratta di angiografia a sangue nero, il target è dato dai tessuti stazionari, in modo che il fondo risulti iperintenso, mentre i vasi ipointensi.
    Attraverso una scelta appropriata dello spessore del volume di marcatura, del ritardo tra la marcatura e la lettura del segnale del TR e del TE possiamo ottenere un’ottima visualizzazione della struttura vascolare in studio.
    Per diminuire gli effetti delle correnti spurie dovute all’accensione e spegnimento repentini dei gradienti e mantenere l’effetto dello steady state, il gradiente di selezione combinato con gli impulsi di inversione, è applicato sia per le acquisizioni pari che per le acquisizioni dispari delle fette.
    Se vogliamo utilizzare il parametro definito con il nome scientifico Non Square Field Of View e chiamato FOV phase della casa produttrice Siemens, per rettangolarizzare il FOV, mantenendo un’ottima risoluzione di contrasto e diminuendo il tempo di acquisizione, non è necessario servirsi delle bande di presaturazione, perché il segnale dei tessuti stazionari viene eliminato intrinsecamente dalla tecnica.




    Figura 3: Illustrazione della tecnica STAR [4]


    In un esame RM eseguito tramite la tecnica ASL si utilizzano due bobine; una invia l’impulso di radiofrequenza per la marcatura degli spin del sangue, l’altra ha il compito di riceverlo e di avviare la sequenza di imaging.
    Il trasferimento di magnetizzazione, che provoca la saturazione delle molecole dell’acqua libera determinando una perdita di segnale e di contrasto nella tecnica CASL, non costituisce un problema nella tecnica PASL ed in particolare nella sequenza TrueSTAR, perchè gli impulsi di radiofrequenza sono inviati in modo alternato e quindi non viene dato tempo alle molecole di acqua libera e alle macromolecole di scambiarsi energia.
    La sequenza TrueSTAR trova impiego in molte applicazioni RM su molti distretti corporei; i vasi cerebrali (in particolare il Poligono del Willis), i vasi del collo (in particolare le carotidi), le arterie renali e le arterie coronarie.
    Per quanto riguarda l’imaging RM delle arterie carotidi, l’utilizzo della sequenza TrueFISP, combinata con la preparazione apportata dalla tecnica ASL, permette una rapido esame angiografico. Poiché il flusso all’interno delle carotidi è unidirezionale, la sincronizzazione della sequenza con ECG non risulta necessaria.




    Figura 4 a, b, c: Sequenza e imaging con tecnica STAR [9]


    L’esempio nell’immagine soprastante riporta l’acquisizione di immagini di scout del collo assiale e coronale. Il pacchetto viene posizionato sulla regione di interesse nell’immagine assiale, parallelamente alla biforcazione carotidea, ma perpendicolarmente al decorso delle carotidi stesse, secondo i principi TOF.
    La regione di labeling, nella quale si inviano gli impulsi di radiofrequenza alternati, viene posizionata nell’immagine coronale, andando a coprire il cuore, l’arco aortico ed il tratto iniziale delle arterie carotidi. In questo modo gli spin del sangue che fluiscono verso la regione di interesse, ricevono gli impulsi di radiofrequenza, vengono marcati e forniscono segnale nell’immagine finale, mentre i tessuti stazionari verranno saturati.
    La scelta del TI, che è definito l’intervallo di tempo fra l’applicazione degli impulsi di radiofrequenza alternati di labeling e il campionamento della linea centrale del k-spazio, diventa fondamentale per riuscire ad ottenere un segnale iperintenso dai vasi; TI lunghi permettono un flusso maggiore degli spin del sangue nella regione di imaging, ma il segnale proveniente dal sangue si riduce a causa del rilassamento T1 molto elevato.
    Ovviamente anche il TR deve essere scelto oculatamente e di solito, non scende mai al di sotto dei 2000 ms, poiché altrimenti avremo la saturazione degli spin del sangue causata dall’intervento dei gradienti bilanciati, che permettono il recupero della magnetizzazione longitudinale.
    Quando sfruttiamo la tecnica ASL, combinata con l’utilizzo della sequenza con gradienti bilanciati, dobbiamo tener presente che la durata del treno di echo non deve superare i 200 ms, altrimenti non riusciremo ad ottenere un segnale iperintenso dai vasi, perché i molti impulsi di radiofrequenza non potrebbero essere captati dal sangue che ha una velocità elevata e quindi esce velocemente dal pacchetto di imaging.
    Per ovviare a questo inconveniente è utile utilizzare l’imaging parallelo, che diminuisce le linee di codifica di fase del k-spazio, in combinazione con l’half fourier phase enconding.
    Per riuscire ad ottenere un CNR adeguato tra i vasi ed il fondo, è necessario che il tempo di labeling sia inferiore ai 900 ms, in modo che la sottrazione tra l’immagine con gli spin del sangue marcati e quella senza la marcatura avvenga correttamente ed in modo che la struttura dei vasi sia rappresentata nella sua interezza, perché il tempo in cui vengono invertiti gli spin vascolari si riflette sulla visualizzazione dell’estensione dei vasi stessi.
    Nella tecnica TrueSTAR 4D, la preparazione della sequenza, che consiste nella marcatura degli spin ematici, viene accoppiata con lo schema dei gradienti bilanciati, che dà luogo ad immagini cine multifase, offrendo un’elevata risoluzione temporale e spaziale.
    La preparazione della sequenza ha lo scopo di non disturbare l’innesco ed il mantenimento del fenomeno dello steady state, infatti ogni impulso di inversione è frapposto a due impulsi ά/2 tipici della sequenza TrueFISP, per mantenere il segnale della magnetizzazione, successivamente codificato dal gradiente di lettura a diverse fasi, imposte dal gradiente di codifica di fase. Viene applicato un impulso di presaturazione all’inizio della sequenza per eliminare il contributo di segnale dei tessuti di fondo.
    Analizzando un esperimento condotto su uno scanner Siemens Tim Trio 3T, possiamo riuscire a capire l’importanza dell’ottimizzazione dei parametri in una sequenza TrueSTAR.
    Il test è stato condotto comparando una sequenza TrueSTAR ed una sequenza
    EPI Look-Locker, con riempimento del k-spazio di tipo segmentato con più di tre passaggi, essendo multiecho.
    E’ stata utilizzata una bobina a polarizzazione circolare, dove il campo a radiofrequenza B1 è sempre perpendicolare al campo magnetico statico B0, specifica per la testa a 12 canali.
    Allo studio hanno partecipato quattro soggetti di 25 anni.
    Per entrambe le tipologie di sequenze sono stati usati i seguenti parametri:

    Tabella 1: Lista di parametri [11]
    L’esame è stato condotto in combinazione con l’impiego della sincronizzazione cardiaca tramite ECG. Sono state impostati 15 passi di codifica di fase ogni 52 ms, con il risultato di un tempo di scansione di protocollo di circa 6 minuti. L’operatore ha eseguito l’esame su un’apparecchiatura performante, quindi ha potuto impostare un fattore di accelerazione uguale a 2 servendosi dell’imaging parallelo con algoritmo GRAPPA (Generalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition), fornendo delle immagini con il vantaggio di diminuire i livelli di SAR e i tempi di acquisizione.




    Tabella 2: Differenze di flip angle, SNR e CNR tra TrueSTAR e Look-Locker EPI [1]


    La possibilità di scegliere TR e TE brevi, con un FOV ristretto, stressando molto l’elettronica dei gradienti ed in contempo l’isotropicità del voxel, ha consentito il raggiungimento di una risoluzione spaziale ottimale in relazione al tipo di indagine; infatti è possibile apprezzare dalla seguente immagine il dettaglio anatomico fornito dalla rappresentazione dei vasi, che compongono il Poligono del Willis.



    Figura 5: Immagine MIP dell'acquisizione TrueSTAR con 52 ms di risoluzione temporale e 1 x 1 x 1 mm3 di risoluzione spaziale [1]
    Come risultato finale l’acquisizione con tecnica TrueSTAR si è rivelata più efficace rispetto all’acquisizione effettuata con tecnica Look-Locker; infatti l’SNR ed il CNR dell’acquisizione TrueSTAR sono risultati maggiori del 39% rispetto alla versione Look-Locker.
    Per riuscire ad eseguire un ottimo esame, inserendo nel protocollo una sequenza TrueSTAR, occorre che i gradienti dell’apparecchiatura siano di ultima generazione, ad elevate performance e ad esempio con i seguenti valori tipici: ampiezza media del gradiente = 0,78 mT/m, picco massimo del gradiente = 7 mT/m. Inoltre l’impulso a radiofrequenza inviato dalla bobina deve essere stabile, con valori intorno a B1 = 1.63 μT/m, essendo l’intensità dell’impulso di radiofrequenza sei ordini di grandezza inferiori rispetto all’intensità del campo statico B0.
    Discussione
    I vantaggi offerti dall’acquisizione tramite sequenza TrueSTAR sono notevoli rispetto alle classiche acquisizioni angiografiche che si servono degli effetti TOF e PC.
    L’enorme vantaggio risiede nella totale cancellazione del fondo, essendo la tecnica stessa intrinsecamente di natura sottrattiva. Ciò, collegato alla riduzione degli effetti della disomogeneità del campo magnetico statico, grazie all’utilizzo dei gradienti bilanciati, comporta il miglioramento del SNR e del CNR.
    In sostanza molti artefatti vengono eliminati. Uno tra essi e molto rilevante è l’artefatto a “tendina veneziana”, particolarmente fastidioso nelle acquisizioni TOF e comunque presente anche se si imposta il parametro MOTSA (Multi Overlapping Thin Slab Acquisition).
    L’artificio ha la funzione di limitare l’artefatto, non di cancellarlo, perché l’acquisizione di più slab, contenenti alcune partizioni 3D embricate fra loro fra gli slab stessi, permette di raddoppiare il segnale che, proveniente dal sangue in entrata ed in uscita dalle fette embricate, viene misurato più volte; si ha comunque un leggero decremento di segnale, dovuto alla radiofrequenza che attraverso i propri impulsi, satura in parte gli spin del sangue di ogni slab, spanciando in parte negli slab adiacenti, a causa della sovrapposizione.
    La tecnica TrueSTAR fornisce i migliori risultati con l’acquisizione di un unico slab di imaging su tutto l’encefalo con spessori di fetta sottili e voxel isotropico; in tal modo l’artefatto a “tendina veneziana” viene pressoché eliminato.



    Figura 6: La prima riga in alto mostra immagini acquisite con tecnica TrueSTAR. Notare l'assenza dell'artefatto a tendina veneziana [10]
    Inoltre, per ridurre gli artefatti da saturazione da flusso, molto evidenti soprattutto nella periferia del k-spazio, è risultata fondamentale l’implementazione che consiste nell’utilizzo di impulsi selettivi di inversione adiabatici, che non permettono scambi di energia fra gli spin del sangue e quelli dei tessuti stazionari, prima che gli spin del sangue entrino nello slab di acquisizione.
    In futuro, la tecnica TrueSTAR potrà essere ulteriormente sviluppata attraverso il miglioramento della forma d’onda di questi particolari impulsi.
    Per ottenere un’ottimale inversione degli spin ematici che fluiscono verso lo slab di acquisizione, è possibile apportare miglioramenti alla tecnica, facendo si che, dopo ogni impulso alternato, la fase degli spin del sangue sia sempre la medesima rispetto a quella degli spin stazionari: non deve esserci mismatch, altrimenti si possono verificare errori di registrazione lungo la codifica di fase, che alterano poi di conseguenza la lettura del segnale. Il segnale risultante non risentirà degli effetti off-resonance dovuti a piccole modificazioni del campo magnetico, che influiscono sulla frequenza e la velocità di precessione degli spin.
    La tecnica PASL, utilizzata per l’acquisizione TrueSTAR, ha un grosso vantaggio rispetto alla CASL, infatti si va ad eccitare uno slab più ampio in modo da avere la marcatura del sangue molto vicina all’ingresso nello slab di acquisizione, per non perdere la magnetizzazione che invece si ha nella CASL, perché il piano di labeling si trova ad una distanza maggiore rispetto allo slab di acquisizione.
    Per migliorare ulteriormente la risoluzione spaziale in direzione di codifica di slice, in futuro sarà possibile applicare gli approcci utilizzati per le angiografie RM che si servono dell’utilizzo del mezzo di contrasto, quali ad esempio, l’utilizzo del riempimento del k-spazio key-hole, che acquisisce una volta la periferia e simultaneamente più volte il centro, per ottimizzare la risoluzione di contrasto. Tutto ciò può essere accoppiato con l’impiego dell’imaging parallelo.
    Un piccolo svantaggio causato dalla preparazione della sequenza di tipo inversion recovery con impulsi alternati, risiede nella contaminazione degli spin del sangue venoso derivanti dal labeling, ciò può essere minimizzato scegliendo un’appropriata banda di saturazione per annullare il segnale proveniente dal sangue venoso, oppure aumentando lo spessore dello slab di imaging.
    Un semplice metodo per prevenire i possibili artefatti da pulsazione, comunque lievi per la presenza intrinseca del gradiente di compensazione nella sequenza TrueFISP, consiste nell’applicazione del gating cardiaco, in modo da sincronizzare l’acquisizione in una fase determinata del ciclo cardiaco, di solito in diastole. In tal modo è possibile ottenere una risoluzione spaziale isotropica, anche se, al costo di utilizzare meno step di codifica di fase per l’acquisizione.
    Le ricostruzioni MIP, che provengono dall’acquisizione TrueSTAR, risultano di migliore qualità se le compariamo con le ricostruzioni provenienti dalle classiche acquisizioni TOF e PC, in virtù del raggiungimento di una miglior risoluzione spaziale e di contrasto.
    Se utilizziamo una finestra di visualizzazione di codifica a colori delle immagini acquisite con tecnica TrueSTAR, possiamo evidenziare i vari compartimenti del Poligono del Willis ed eventuali MAV.



    Figura 7: Immagini MIP coronali e sagittali derivate dall'acquisizione tramite la preparazione con tecnica ASL [21]




    Figura 8: Finestra di visualizzazione a colori [22]


    La tecnica in futuro potrà inoltre essere migliorata ed utilizzata maggior frequentemente per studiare i difetti di flusso vascolare a livello delle valvole cardiache, attraverso l’impiego di una base costituita da una sequenza TrueFISP in modalità cine, che permette di acquisire e mostrare il flusso sanguigno a livello delle valvole cardiache, con una singola apnea breath-hold della durata di circa 20 secondi, tutto questo con lo scopo di raggiungere una elevatissima risoluzione temporale.
    La sequenza è molto utilizzata su apparacchiature ad alto campo (1,5 T e 3 T), infatti la qualità delle immagini è nettamente superiore rispetto alle apparecchiature a basso campo (es. 0,5 T), perchè l’intensità massima e la slew rate dei gradienti raggiungono livelli elevati.
    In particolare se impostiamo la sequenza su un’apparecchiatura a 3T possiamo riuscire ad ottenere un contrasto ottimale tra arterie e vene scegliendo TR lunghi, facendo sì che l’intensità del segnale delle vene periferiche si riduca, favorendo appunto il contrasto con i vasi principali.
    Gli sviluppi dell’imaging parallelo nell’angiografia RM ed in particolare nella tecnica TrueSTAR sono importanti, perché non solo aiutano a diminuire il tempo di acquisizione senza perdere troppo SNR, ma aiutano a limitare il blurring, gli artefatti da movimento e le distorsioni dovute agli effetti di suscettività magnetica.
    Come già abbiamo accennato nella parte della tecnica e della metodologia, risulta molto importante scegliere il giusto tempo di labeling per marcare gli spin del sangue, in base al tipo di quesito diagnostico. Infatti in caso di pazienti con problemi cardiaci, aventi tempi di circolo lenti, è necessario impostare tempi di labeling più alti di 900 ms, anche se tempi lunghi riducono il segnale finale, dopo l’operazione digitale di sottrazione tra l’immagine di labeling e l’immagine di controllo.
    Utilizzando tempi di labeling più lunghi è comunque possibile acquisire i vasi nella loro maggiore estensione.
    Per ridurre i tempi di acquisizione, oltre all’impiego dell’imaging parallelo, è possibile impostare il parametro Half Fourier Phase Encoding, denominato dalla casa produttrice Siemens “Phase Partial Fourier”. Esso acquisisce il 53 % del k-spazio e per la proprietà della matrice hermitiana ricostruisce i dati della parte mancante.
    Il parametro è applicabile dopo la preparazione della sequenza data dagli impulsi di radiofrequenza che marcano gli spin del sangue, prima che il segnale sia acquisito e letto, con la funzione di riempire i k-spazi delle fette all’interno dello spessore dello slab di imaging selezionato.
    Conclusioni
    Come detto in precedenza questo lavoro è a carattere scientifico tecnologico, e quindi dobbiamo pensare agli sviluppi futuri che questa tecnica potrà avere.
    Secondo me è importante considerare il fatto che l’introduzione di nuove tecniche di riempimento del k-spazio per ridurre i tempi di acquisizione ed aumentare il contrasto delle immagini, insieme alla possibilità di ridurre l’intervallo di tempo tra la marcatura degli spin del sangue e l’acquisizione vera e propria, ottenendo un procedimento sottrattivo migliore, permetterà alla tecnica di svolgere un ruolo di assoluto primo piano nella diagnosi di patologie dei vasi.
    Questo percorso volto al miglioramento continuo delle tecniche avanzate di Risonanza Magnetica dovrà portare ad un minor utilizzo dell’angiografia a sottrazione digitale o della TC con mezzo di contrasto, che sfruttano l’utilizzo dei raggi X ed hanno molte controindicazioni per il paziente, anche per l’impiego di elevate quantità di MDC, facendo sì che l’angiografia RM basata su tecnica ASL diventi la metodica gold standard per la visualizzazione di eventuali patologie vascolari.
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    [18] Sardashti M. et al. “Spin-Labeling Angiography of the Carotids by Presaturation and Simplified Adiabatic Inversion” MRM 15:192-200 (1990)
    [19] Federico E. Mordini et al. “Time-Resolved Spin-Labeled Balanced Steady-State Free Precession Cineangiography for Visualizing Intracardiac Shunt: Technical Considerations and Clinical Feasibility” MRM 68:1798-1807 (2012)
    [20] Miyazaki M. et al. “Nonenhanced MR Angiography” RSNA Volume 248 numero 1:20-43 (2008)
    [21] W. Dai et al. “MR Cerebral Angiography Using Arterial Spin Labeling for Dynamic Inflow Visualization and Vessel Selectivity” ISMRM 17:275 (2009)
    [22] M. Helle et al. “Superselective MR-angiography based on pseudo-continuous arterial spin labelling and first applications in AVM patients” ISMRM 19:364 (2011)
  25. Luca Bartalini
    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”



    Analisi delle tecniche CEST



    Aspetti pratici, sviluppi e innovazioni



    Elisa Lucchesi



    elara.lucchesi[chiocciolina]gmail.com


    Riassunto
    Il principio alla base del CEST (Chemical Exchange Saturation Tranfer) è quello di impiegare dei protoni scambiabili, che risuonano ad una frequenza diversa da quella della massa d'acqua, i quali vengono saturati selettivamente adoperando degli impulsi a radiofrequenza. La saturazione passa dai protoni alla massa d'acqua, ed il segnale di quest'ultima si riduce. Malgrado questa tecnica sia molto promettente, esistono delle limitazioni cliniche che riguardano gli artefatti dovuti alle inomogeneità del campo magnetico statico (B0), dei gradienti applicati (B1) e alla difficoltà di separare il contrasto CEST dal MT (Magnetization Transfer).
    Parole chiave
    CEST; Rateo di Scambio; Tempo di saturazione; artefatti da B0/B1; MT
    Introduzione
    Da quando la metodica CEST fu scoperta per la prima volta nel 2000[1], sono stati molti gli studi che hanno cercano di migliorarne il suo impiego[2-4]. Questo contrasto, basandosi sullo scambio chimico, si traduce in una visualizzazione indiretta a bassa concentrazione, dei protoni utilizzati. Ciò è possibile tenendo in considerazione che: il tempo di scambio deve essere sufficientemente veloce (nel range dei msec) tra il compartimento del protone saturato e dell'acqua; mentre il tempo di saturazione deve essere sufficientemente lungo (range dei secondi), perché vi sia una differenza di chemical shift tra il protone interscambiabile ed il pool dell'acqua[2-6]. L'entità dell'effetto CEST dipende quindi sia dal tasso di scambio che dal numero di protoni scambiabili (concentrazione) [3;6]. Conoscere gli altri fattori che lo influenzano [8;9], come ad esempio la relazione in base al T1 dei protoni dell'acqua o all'intensità del B0, serve per sfruttare correttamente questa dipendenza[11;12]. Tuttavia si richiedono dei compromessi in termini di tempi di acquisizione (con allungamento del tempo dell'esame), che ne precludono la diffusione anche per l'elevata sensibilità alle disomogeneità del campo magnetico statico (B0), dei gradienti applicati (B1) e alla difficoltà di separare il CEST dal MT[10;12]. Si è quindi cercato di sviluppare nuove sequenze[6;7;10] in grado di adoperare gradienti, anche se non performanti, in grado di correggere gli eventuali errori nell'immagine attraverso l'acquisizione di mappe di correzione, impulsi di saturazione selettivi[11;12] e algoritmi che aiutino nell'analisi degli spettri per ricavarne dei valori quantitativi[2;4;11;19]. In questo enorme scenario, si è cercato un'organizzazione partendo da quelli che si ritengono alcuni aspetti fondamentali e che si è voluto approfondire per mostrare: quali recenti mezzi di contrasto[13-16] siano stati introdotti e cosa possano visualizzare, quali sequenze potrebbero essere impiegate, quali correzioni apportare per gli artefatti tipici[ 5;7;20], cosa considerare nel caso di analisi quantitativa[13;18].
    Tecnica e Metodologia
    Agenti di contrasto CEST

    I contrasti CEST utilizzabili possono essere di tipo esogeno o endogeno e dipendono dal tipo di scambio, ovvero se avviene tra protoni singoli, tra protoni e molecole, a livello compartimentale o l'insieme dei due. Possiamo avere agenti suddivisi in: diamagnetici (DIACEST), paramagnetici (PARACEST) ed iperpolarizzati (HYPERCEST).
    Questi ultimi sono un caso particolare, poiché adottano come solvente al posto dell'acqua lo xeno, che può essere iperpolarizzato per consentire adeguata sensibilità di rilevamento. Ognuno di questi contrasti, a sua volta, ha proprietà basate sul chemical shift e sul marker impiegato.
    DIACEST
    Sono di tipo endogeno: sfruttano marker naturali non metallici. Il range di queste particelle è molto basso: circa 0–7 ppm. Gli studi in vivo sono relativamente semplici e vengono adoperati pepitidi, zuccheri e liposomi. Recentemente, l'impiego di nanovettori sta cercando non solo di calcolare la concentrazione di metaboliti ed enzimi, ma anche di monitorare il livello di pH.



    Tabella 1: Esempi di agenti di contrasto DIACEST







    Fig 1a-c: applicazione gagCEST [14]


    Studio condotto su un ginocchio: le immagini T1 illustrano la progressione di malattia (associata a perdita GAG), prima (a) e dopo contrasto (b); mappa colorimetrica MTRasym ©.

    PARACEST
    Estremamente sensibili, questi agenti di contrasto sono esogeni e sfruttano il legame con metalli paramagnetici (ad es. Europio o Gadolinio). Hanno uno scambio più veloce dei DIACEST e si visualizzano anche a basse concentrazioni. Necessitano di elevata stabilità della molecola che deve essere opportunamente chelata per evitare tossicità.
    Richiedono un elevata energia di deposito e hanno molta MTC intrinseca.
    Un aspetto interessante è che si possono somministrare più mezzi di contrasto e attivarli individualmente e selettivamente.




    Figura 2: Mappa pH e Temperatura [20]


    Mappe in vivo post somministrazione di PARACEST (in cui pixel evidenziati mostrano una probabilità del 95%) sovrapposte a immagini pre-iniezione: a sinistra si mette in evidenza il pH; a destra la temperature (°C).

    HYPERCEST
    Sfrutta il gas Xeno che è innoquo e può essere inalato. Esso viene iperpolarizzato con una luce laser, che migliora il segnale ed è incorporato ad un biosensore si lega a specifiche proteine bersaglio o ligandi. Poiché il sensore, risulta estremamente sensibile, si riesce a discriminare bene tra quello libero e quello legato al tessuto target, dal momento che il contrasto è maggiore nei siti in cui si trova vincolato.
    Si stanno conducendo studi relativi all'imaging del polmone.
    Tipologie di Sequenze
    In ambito clinico e di ricerca impostare correttamente una sequenza svolge un ruolo fondamentale, affinchè si possa ottenere un' immagine che evidenzi il target, rispettando il rateo di scambio e dando il tempo di saturazione corretto. Questo, per il TSRM, significa andare ad ottimizzare i parametri che consentano di risparmiare il tempo senza intaccare la qualità dell'immagine (e di conseguenza falsare l'analisi quantitativa). A tal scopo, conoscendo le caratteristiche del contrasto che si sta usando, dovrò tenere conto:

    Tabella 2: Parametri di ottimizzazione
    Gli agenti CEST sono adatti ad elevati campi magnetici: la separazione dei protoni scambiati con l'acqua è proporzionale a B 0, più la variazione è ampia, più i mdc CEST con rateo di scambio veloce saranno avvantaggiati, i tempi di rilassamento T1 rallenteranno il recupero della magnetizzazione aumentando il contrasto CEST.
    Si possono impiegare impulsi di saturazione rettangolari CW (Continuous Wave) o Pulsed [Fig 3]: a differenza di questi ultimi i primi sono più efficienti, perchè consentono la completa e veloce saturazione dei protoni del soluto.



    Figura 3: Schemi di confronto tra impulsi continui e pulsati [10]



    Si osserva come nello schema CW (a) si abbiano solo due parametri, mentre le Pulsed (b) devono tener conto: del FA (Flip Angle), del numero di impulsi, dell'intervallo tra essi etc.
    La scelta del tipo di sequenza - SE (Spin Echo), GRE (Gradient Recolled Echo), Hybrid GRE-SE (Spin Echo-Gradient Echo ibrida) - va attentamente valutate, in particolare perchè si richiede un breve tempo di scansione, e in alcuni tipi di esami è necessario mantenere una elevata risoluzione temporale. Esistono due possibili strategie per aumentare quest'ultima: usare sequenze di impulsi veloci basate sullo Steady State GRE ad es. EPI (Echo Planar Imaging), oppure sequenze non basate sullo Steady State come le FLASH (Fast Low-Angle Shot).
    Conoscere il tipo di riempimento del K-Spazio e sapere il tempo necessario per raggiungerne il centro massimizzerà il contrasto (poichè come sappiamo è la parte centrale che detiene tale informazione per l'intera immagine), in accordo con l'effetto CEST. Per un risparmio di tempo si preferisce acquisire con sequenze 3D, ma si deve effettuare una correzione post processing conoscendo il T1 di rilassamento e la traiettoria di acquisizione nel K-Spazio.
    Correzione degli artefatti
    L'estrema sensibilità del CEST comporta irrimediabilmente una serie di artefatti di cui principali sono: le disonomogeneità dovute al B 0 , al B 1 e quelle legate alla presenza del grasso. Nella [Fig 4] si illustrano i vari passaggi relativi all'acquisizione e al post-processing.
    Fare lo shimming nell'area anatomica di interesse riduce le disomogeneità come ad es. eddy current, per la presenza del paziente (che perturba il campo magnetico statico).
    Lo shimming può essere utile nell'acquisizione dei valori che serviranno a generare la mappa di B 0 . Misurando B 0 per ogni voxel, si potranno correggere le disomogeneità del campo magnetico statico in fase di post-processing. In alternativa, si possono sfruttare delle mappe di fase per correggere quella di B 0 , però ci sono problemi di co-registrazione con lo spettro CEST e bisogna tener conto della sottostima che porta all'aliasing.
    Un metodo di recente sviluppo è il WASSR (Water Saturation Shift Referencing). Esso raccoglie una seconda serie di immagini, utilizzando deboli impulsi di saturazione, affinché la perdita di segnale sia causata dalla saturazione diretta dell'acqua. Anche le disomogeneità dei gradienti, richiedono delle mappe di correzione: vengono misurate con un metodo a doppio angolo a 30° e a 60°, correggendo le mappe MTRasym (MTR asimmetriche) alla frequenza del glutammato.
    Se una quantità non trascurabile di grasso è presente, questo porta all'artefatto da chemical shift, che va a complicare l'analisi delle immagini a causa della mancanza di scambio di contrasto nei protoni del grasso in un voxel.




    Figura 4: Schema di acquisizione ed operazioni di post- processing [2]
    Calcolo quantitativo del CEST
    E' possibile fare non solo una stima della concentrazione del metabolita che vogliamo studiare, ma possiamo anche calcolare il pH intracellulare.
    Questi effetti di saturazione, dipendenti dalla frequenza, sono visualizzati come gli spettri del MT tracciando la saturazione in acqua ( SSAT ) normalizzata, mediante il segnale senza saturazione (S0) in funzione della frequenza di saturazione.
    Questo fornisce il cosiddetto Spettro-Z o Spettro CEST [Figura 5].




    Figura 5 [2]: Spettro CEST e MTRasimmetrico



    Tale spettro è caratterizzato dalla saturazione diretta simmetrica (DS) intorno alla frequenza dell'acqua, cui si assegna il valore di 0 ppm. Questa saturazione diretta può interferire con il riconoscimento degli effetti CEST; si utilizza quindi la simmetria dei DS attraverso un rapporto di analisi MTRasym rispetto alla frequenza acqua. L'analisi presuppone intrinsecamente i contributi indipendenti dei soluti e dei protoni dell'acqua.
    Il rapporto MT ( MTR = 1 - Ssat/S0 ), è un processo caratterizzato dalla sottrazione sia a destra (- Δω) e che a sinistra (Δω) dei rapporti di intensità del segnale.
    Questo tipo di quantificazione è spesso difficile da riprodurre in laboratorio perché, a meno che l'efficienza di saturazione non sia il 100 %, l'effetto dipende dalla forza del B 1 applicato e dalla geometria della bobina. Si può migliorare prendendo i rapporti sinistri/destri di attenuazione del segnale, ma facendo questo si complica la quantificazione in termini di tassi di scambio e concentrazioni. Discussione
    Il contrasto CEST è particolarmente indicato per elevati campi, superiori ai 3T, perché si ha un incremento del CNR (Contrast Noise Ratio). E' da considerare che, proprio ad elevati campi magnetici, vi c'è un aumento quadratico della SAR (Specific Absorbition Ratio) che non può essere ignorato. L'impiego di pulsed CEST consentirebbe un notevole risparmio di energia depositata al tessuto, anche se di conseguenza si riduce il CNR.
    Sono stati presi in considerazione diversi tipi di sequenze [Tabella 3], con la possibilità di avere una elevata risoluzione temporale ( requisito essenziale nelle acquisizioni dinamiche).



    Tabella 3: Riassunto caratteristiche delle sequenze analizzate
    Come tipi di sequenze rapide, sono state prese in considerazione le RARE (Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement), le FLASH, le EPI (Echo Planar Imaging), le FISP (Fast Imaging with Steady-State Precession) e le GRASE. Si sono osservate: le caratteristiche intrinseche di ogni sequenza, la velocità di acquisizione, l'adeguatezza del SNR (Signal to Noise Ratio) e del B0. Tra queste le RARE hanno dato le migliori immagini ad alti campi magnetici, grazie al loro impulso addizionale di rifocalizzazione, che però aumenta la SAR. Le FLASH riescono a risolvere il problema dell'energia assorbita, ma producono immagini di bassa qualità per l'estrema sensibilità alle Eddy Current (correnti parassite) e alla disomogeneità di B0. Le sequenze EPI, avendo un gradiente di lettura veloce, possono essere sfruttate per le acquisizioni dinamiche dove la risoluzione spaziale può essere trascurata a vantaggio di quella temporale. Le FISP sono state adottate al posto delle note TrueFISP, perchè con il bilanciamento parziale dei gradienti prima del successivo impulso, evitano gli artefatti a banda che si genererebbero ad elevati campi magnetici. Inoltre, hanno una notevole riduzione del tempo di acquisizione rispetto alle FLASH e il rapporto segnale/rumore nel tempo aumenta, se si realizza la massima sensibilità CEST.
    Le sequenze GRASE 3D [Figura 6] si comportano bene soprattutto in fase di post-processing in cui la sottrazione delle mappe di correzione genera delle ottime immagini. In particolare si possono osservare gli artefatti (freccia bianca), risolti dopo la correzione (vedi serie in basso). Si può ridurre ulteriormente il tempo di scansione dell'immagine adottando l'imaging parallelo: ad es. SENSE (Sensitivity Encoding).




    Figura 6: Serie di immagini di una sequenza GRASE 3D [5]


    Tra le strategie per ridurre gli artefatti, in particolare quelli da chemical shift, vi è quella di impiegare dei gradienti di crusher per sopprimere il segnale del grasso dalle immagini CEST basate su Spin Echo.
    Si può aggiungere un breve impulso selettivo, dopo l'impulso lungo di saturazione CEST al fine di ridurre il grasso e aumentare la qualità delle immagini, ma questo rende sensibili alle disomogeneità di B0.
    L'analisi asimmetrica (MTRasym) si basa anche sul presupposto intrinseco di simmetria, di contributi non CEST, intorno al segnale dell'acqua. Questo presupposto sperimentalmente non è sempre corretto nel caso delle misurazioni in vivo, ma anche in vitro. Attualmente si ricercano nuovi algoritmi di correzione che approssimino le curve per descrivere il più fedelmente possibile lo Spettro-Z (attraverso il fitting). Nel caso dell'encefalo, dove si trova un brusco cambio di interfaccia, gli artefatti da volume parziale complicano questa operazione di fitting. Il meccanismo LOVARS (Length and Offset Varied Saturation) è basato sia sul tempo di saturazione che sulla compensazione asimmetrica (intorno all'acqua) del contrasto CEST.
    Un insieme di immagini viene acquisito man mano, variando sistematicamente i parametri di saturazione (così da modulare l'effetto CEST) con variazione sistematica dei parametri di saturazione in diverse frequenze e fasi. Dopo l'applicazione della FFT (Fast Fourier Transform) o di un modello lineare generale, si può utilizzare direttamente la mappa creata, per analizzare e decomporre gli schemi di modulazione LOVARS, come perdita di segnale d'acqua in fonti separate. La mappa così ottenuta, che non risente delle disomogeneità di B0, può correggere anche gli errori di B1 analizzando il rapporto di contrasto ai diversi tempi di saturazione. Il grande svantaggio è purtroppo la minor sensibilità alla concentrazione degli agenti CEST o al rateo di scambio chimico.
    Conclusioni
    L' indagine tramite CEST ha consentito lo sviluppo di traccianti biologici che potessero raggiungere una molecola o un tessuto target, evidenziandone con l' imaging la concentrazione ed il pH, attraverso un impulso selettivo. Le applicazioni future sono promettenti: ad es. si stanno sviluppando nanovettori che possano arrivare nella zona di recidiva tumorale discriminandola dal tessuto sano. Per poter sfruttare al meglio questa versatile risorsa, è necessario impiegare tomografi con campi magnetici elavati (non inferiori ai 3T). In base alle esigenze del tipo di esame, l'impiego di sequenze 3D che possano risparmiare i tempi di acquisizione è quello che consente di avere un buon CNR, senza aumentare eccessivamente la SAR e riducendo gli artefatti dovuti alla presenza di disomogeneità di B0 , B1, e del grasso. Le complicazioni sperimentati non devono rappresentare una limitazione, ma una sfida a proporre nuove soluzioni.
    Bibliografia

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    [16] Simona Baroni con il contributo del Prof. Enzo Terreno, Dipartimento di Chimica, Università di Torino, Teaching File " MRI CEST agents: LipoCEST" European Institute For Biomedical Imaging Research (2012)
    [17] A. Dean Sherry, Teaching File, "CEST & PARACEST Theory & Practice" AIRC (2007)
    [18] Guanshu Liu et al. "PARACEST MRI With Improved Temporal Resolution" MRM, 61:399 – 408 (2009)
    [19] Chien-Yuan Lin et al."In Vivo Imaging of paraCEST Agents Using Frequency Labeled Exchange Transfer MRI" MRM, 71:286–293 (2014)
    [20] Nevin McVicar et al. "Simultaneous In Vivo pH and Temperature Mapping Using a PARACEST-MRI Contrast Agent" MRM, 70:1016–1025 (2013)

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