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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 2014 -2015







    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”



    Acquisizione simultanea di T1 e T2 mapping del miocardio.



    3D-QALAS



    Maria De Crescenzo



    maria.decrescenzo.92[chiocciolina]hotmail.it














    Riassunto
    Le evoluzioni più recenti applicate alla RM cardiaca sono costituite dalla possibilità di ottenere - in ogni distretto miocardico - il valore assoluto dei tempi di rilassamento che rappresentano proprietà fisiche intrinseche dei tessuti. Tali metodiche sono denominate T1- mapping, T2-mapping e T2*-mapping. I metodi per il mapping T1 e T2 del cuore generalmente prevedono un lungo BH per misurare T1 o T2 in una singola slice 2D. È
    stato presentato un metodo 3D interleaved (3D-QALAS) per l’acquisizione simultanea del T1 e T2 mapping dell’intero miocardio del
    ventricolo sinistro con un singolo BH.
    3D-QALAS (3D-Quantification using an intervealed Look Locker acquisition sequence with T2 preparation pulse) è una Rapid Acquisition Gradient Echo spoiled 3D IR triggerata. È stata implementata su una Philips Ingenia 3T (Philips Healthcare, Best, the Netherlands). Il kernel della sequenza può essere diviso in una fase sensibile al T2 e una fase sensibile al T1, con cinque acquisizioni segmentate, una dopo la fase T2 e quattro dopo la fase T1. Le 5 acquisizioni sono ripetute tre volte durante un singolo BH, per un totale di 15 cicli cardiaci in un BH. Vengono usati i seguenti parametri: FA=5°, EPI Factor=90, TE=1.2 msec e TR=2.6 msec. La sequenza è stata messa a confronto con
    tecniche attualmente in uso per il T1 mapping (MOLLI, shMOLLI, SASHA) e T2 mapping (sequenze MultiEcho: Dark-blood TSE, Bright-Blood T2 magnetization-prepared) attraverso la valutazione di diversi parametri: 1) Tempo di acquisizione; 2) SNR; 3) Artefatti (da sensibilità a disomogeneità B1;da dipendenza dalla frequenza cardiaca; da effetto off resonance; da movimento).
    3D-QALAS è paragonabile per accuratezza e precisione alle tecniche attualmente in uso, e presenta come vantaggio una rapida acquisizione di misure quantitative su T1 e T2 nello stesso scan e con la copertura totale del ventricolo sinistro. Ciò permette al metodo di essere clinicamente applicabile ad un ampio spettro di disturbi cardiaci.
    Parole chiave
    3D-QALAS, T1-mapping, T2-mapping
    Introduzione
    Le tecniche per il T1 e T2 mapping, applicate all’imaging cardiaco in RM, hanno permesso di studiare in termini quantitativi le caratteristiche del tessuto miocardico. Queste nuove strategie di mapping valutano in modo oggettivo le caratteristiche del tessuto miocardico, fornendo una misura quantitativa e non qualitativa (la valutazione visiva) o semiquantitativa (la valutazione che deriva dalla comparazione di segnali differenti) che possono essere soggette a sottostima o a sovrastima dei parametri.
    Tra il 2011 e il 2012, le sequenze chiave per la valutazione miocardica erano rappresentate dalle LGE (Late-Gadolinium Enhanced) con pesatura T1 per lo studio di cicatrici e da sequenze con pesatura T2 per lo studio di edema (aree a rischio, miocarditi,…). Queste tecniche hanno la limitazione di non rendere possibile una quantificazione oggettiva del tessuto.
    Le sequenze LGE T1-pesate e le sequenze T2-pesate hanno lo scopo di ottimizzare il contrasto tra il tessuto normale e il tessuto patologico. Dunque, le patologie miocardiche diffuse (fibrosi, amiloidosi, ferro, grasso) non vengono rilevate.
    Grazie alle tecniche di mapping, è stato possibile creare una mappa di pixel dove ogni valore è il valore di T1, T2 o T2*e viene rappresentato con una scala di colori.
    In questo elaborato sarà presentato un nuovo metodo per eseguire simultaneamente il T1 e T2 mapping 3D intervallato del miocardio del ventricolo sinistro con un singolo breath hold di 15 cicli cardiaci.
    Tecnica e metodologia
    T1 mapping
    Il T1 mapping è generato da una serie di immagini acquisite a differenti pesature T1, dove ad ogni pixel viene associato il rispettivo valore di T1. Le mappe T1 possono essere visualizzate usando scale di colore per permettere un’interpretazione quantitativa visiva del valore indicato.
    I valori misurati di T1 sono influenzati da vari fattori fisiologici e tecnici: temperatura, età, malattia, ciclo cardiaco e sequenza usata. Ogni tipo di tessuto mostra un range caratteristico di valori T1 “normali” e la deviazione da questi può essere un segno indicativo di malattia.
    Tecnica
    Le tecniche per quantificare il T1 sono molteplici. Le principali vengono raggruppate in due categorie: 1. basate sull’inversione della magnetizzazione (IR con basso flip angle, Look-Locker, MOLLI, ShMOLLI); 2. basate sul recupero della saturazione (SASHA).
    IR con basso flip angle
    Le sequenze IR con basso flip angle (Siemens: FLASH-IR; G.E.: SPGR-IR; Philips: FFE-IR; Toshiba: FastFE-IR; Hitachi: RF spoiled SARGE-IR) rappresentano il metodo più semplice ma meno efficiente. Viene acquisita una singola immagine con sensibilità T1 in diversi BH dopo un impulso di inversione. In seguito viene eseguito un fitting delle intensità di segnale con la curva T1. Questo permette di acquisire una mappa T1 durante una specifica fase del ciclo cardiaco, ma richiede multipli BH.
    Look-Locker
    La sequenza Look-Locker (LL) è uno degli approcci più veloci per la quantificazione T1. Vengono acquisite più fasi dopo un impulso di inversione. Dopo una pausa sufficiente a consentire alla magnetizzazione di tornare all'equilibrio, il procedimento viene ripetuto fino a riempire l’intero k-spazio.
    MOLLI
    La sequenza MOLLI (MOdified Look-Locker Inversion recovery) è una variante della LL inversion recovery. Introduce due modifiche alla sequenza LL normale: l’acquisizione selettiva dei dati in un tempo di ritardo fisso del ciclo cardiaco, e la possibilità di combinare più set di immagini LL in un insieme di dati, per facilitare l'analisi finale. Il protocollo standard prevede 3 inversioni con 3, 3, e 5 immagini acquisite nelle battute dopo le inversioni, e 3 periodi di recupero del battito cardiaco tra le inversioni, di cui: 3 (3) 3 (3) 5. Tutte le immagini sono acquisite allo stesso ritardo dall'onda R per l'imaging semi-diastolico. La curva di fitting viene eseguita su una base di pixel usando i tempi reali di inversione misurati. Questo metodo utilizza una lettura Steady State Free Precession (SSFP) che porta la IR a recuperare più rapidamente ed a raggiunge uno stato stazionario che è minore della magnetizzazione all'equilibrio (M0).
    ShMOLLI
    La tecnica Shorted-MOLLI (ShMOLLI), richiede un'apnea respiratoria ridotta e utilizza un fitting di curve condizionali con un recupero incompleto della ML. Questa tecnica è stata proposta come mezzo per mitigare la dipendenza dell'accuratezza dell'immagine dalla frequenza cardiaca e per permettere l'accorciamento del tempo di breath-hold richiesto al paziente.
    SASHA
    SAturation Single Shot Acquisition (SASHA) è una sequenza basata sul recupero della saturazione. In queste tipologie di sequenze, ogni misurazione è indipendente dalle altre perché la ML parte da uno stato saturo, quindi la storia precedente della magnetizzazione viene eliminata.
    Non sono richiesti periodi di recupero tra le misurazioni successive a meno che non siano necessari lunghi tempi di recupero di saturazione per il montaggio. Viene usata una lettura SSFP.
    Applicazioni cliniche
    Il T1 del miocardio non patologico ha un range di valori compresi tra 900 e 1100 msec, con differenze dovute alla tecnica usata.
    Il T1 mapping individua malattie diffuse e in particolare vediamo che: le mappe del T1 nativo individuano zone edematose similarmente alle immagini ottenute con sequenze T2- pesate; le mappe del T1 post contrastografico individuano facilmente le zone di MI (Infarto miocardico).
    C’è stato un crescente interesse per il mapping T1 pre e post contrasto, che fornisce il coefficiente di partizione e il volume di distribuzione del Gd, parametri che sono proporzionali a ECV (volume di frazione extracellulare. Lo studio della distribuzione del mezzo di contrasto, o dell’ECV, rappresenta un marker non invasivo di fibrosi. Il T1 mapping fornisce informazioni non solo sulla fibrosi ma anche sulla dose di Gd, sulla clearance e sul tempo in circolo dopo l’iniezione.
    T2 mapping
    Per quantificare i tempi di rilassamento T2, devono essere acquisite molteplici immagini con diversa ponderazione T2. Ciò fornisce multipli punti lungo la curva di decadimento T2 per fare il fitting del modello di decadimento esponenziale del segnale. Risulta difficile stabilire un range di valori “normali” del T2 a causa della grande variabilità interindividuale.
    Tecnica
    Le principali tecniche per quantificare il T2 sono: 1. Dark-blood turbo-spin echo (DB-TSE); 2. Bright-Blood T2 magnetization-prepared (T2-Prep).
    DB-TSE
    È una sequenza Spin-Echo con doppio impulso di inversione per saturare il sangue. Le tecniche di T2 mapping TSE acquisiscono immagini a multipli tempi di eco (TE), fornendo multipli punti lungo la curva di rilassamento T2 per effettuare il fitting dei dati.
    Bright Blood T2 magnetization-prepared
    Sono sequenze derivate delle Gradient-Echo (GRE), più precisamente sono Balanced Steady-State Free Precession (Siemens: true-FISP; G.E.: FIESTA; Philips: b- FFE; Toshiba: true-FISP; Hitachi: b-SARGE) con gradienti bilanciati e un impulso di preparazione. L’impulso di preparazione conferisce il contrasto T2 alle immagini. Viene usato un sistema di lettura rapido per raccogliere rapidamente i dati, ovvero una lettura Steady-State Free Precession (SSFP). La sequenza acquisisce multiple immagini, ognuna con differente durata dell’impulso di preparazione T2 per generare la mappa T2. Applicazioni cliniche
    Le tecniche di T2 mapping si sono mostrate utili per una grande varietà di patologie cardiache. Quando aumenta il contenuto d’acqua, l’aumento del valore T2 è maggiore dell’aumento del valore T1.
    I tempi di rilassamento T2 sono sensibili ad edema del miocardio e sono elevati in miocardite, sarcoidosi e in caso di rigetto cardiaco. Inoltre sono utili nello studio di cardiomiopatie da sovraccarico di ferro: le proprietà superparamagnetiche del ferro accorciano i tempi di rilassamento T2 e T2* con conseguente rapido decadimento della magnetizzazione trasversa (MT). Il T2 mapping ha due potenziali vantaggi rispetto al T2* mapping: le sequenze di impulsi per la determinazione del T2 sono meno sensibili alla disomogeneità del campo magnetico statico e tipicamente producono immagini con elevato rapporto segnale-rumore (SNR).
    3D-QALAS
    Al fine di rendere il mapping dei tempi di rilassamento applicabili nella routine clinica, è importante che sia eseguito in tempi ridotti e con la completa copertura della zona di interesse, mantenendo sempre accuratezza e precisione nello studio. In questo lavoro è stato sviluppato un metodo veloce e accurato che acquisisce simultaneamente le mappe T1 e T2 con la completa copertura del miocardio del ventricolo sinistro durante un singolo breath hold.
    La sequenza 3D-QALAS (3D-QuAntification using an interleaved Look-locker acquisition Sequence with T2 preparation pulse), permette l’acquisizione 3D simultanea di T1 e T2 mapping.
    Tecnica
    La sequenza si basa su una Rapid Acquisition Gradient Echo 3D spoiled, (Siemens: MPRAGE; G.E.: FSPGR; Philips: TFE; Toshiba: Fast FE; Hitachi: MPRAGE), acquisita con trigger cardiaco. È stata implementata su una Philips Ingenia 3T (Philips Healthcare, Best, the Netherlands).



    Figura 1: Kernel della sequenza: 5 acquisizioni triggerate sul cuore (acq 1 – acq 5) eseguite durante la fine della diastole. Viene inviato un impulso T2 precedente alla prima acquisizione, che fa decrescere Mz proporzionalmente al rilassamento T2. Prima della seconda acquisizione viene applicato un impulso T1 per invertire la magnetizzazione Mz. Non viene applicato nessun impulso di preparazione prima delle altre acquisizioni. La tipica evoluzione della magnetizzazione Mz è mostrata come una linea grigia punteggiata. Ad ogni intervallo la magnetizzazione viene nominata da M1 a M13.

    La struttura della sequenza, illustrata in figura 1, può essere divisa in 2 fasi, una con ponderazione T2 e una con ponderazione T1. Le due fasi sono acquisite in 5 acquisizioni segmentate che vengono ripetute per 3 volte durante un singolo BH.
    La fase T2 inizia con un impulso a 90° non selettivo, seguito da due impulsi adiabatici di rifocalizzazione a 180°, in un tempo complessivo di 50 msec. Durante questo tempo la magnetizzazione trasversa (MT) che si trova nel piano xy, decresce con tempo di rilassamento T2. Dopo l’ultimo impulso a 180°, viene applicato un impulso a 90° per riportare il vettore di magnetizzazione sull’asse longitudinale z (ML). Dopo la fase T2, viene eseguita un’acquisizione Turbo Field Echo 3D.
    La fase T1 inizia con un impulso adiabatico di inversione a 180° 3D non selettivo seguito da un gradiente di spoiling. Dopo un tempo di inversione (TI) di 100 msec, viene eseguita una seconda acquisizione. Durante il seguente rilassamento T1, in battiti cardiaci consecutivi, vengono eseguite altre 3 acquisizioni.
    Quindi, l'acquisizione è effettuata una volta dopo l'impulso di preparazione T2 e quattro volte dopo l’impulso d’inversione della fase T1 (5 battiti cardiaci).
    Questo schema di acquisizione viene ripetuto 3 volte per riempire il k-spazio. È quindi sufficiente un singolo BH di 15 battiti cardiaci.
    In Tabella 1 sono riportati i parametri utilizzati per la scansione.





    Tabella 1. Parametri di scansione.
    Il numero di punti del k-spazio richiesti è stato ridotto grazie all’utilizzo di un riempimento ellittico (elliptical scanning). Il centro del k-spazio è campionato per primo e alla fine
    viene campionata la periferia (ordine “low-high”).
    Per minimizzare gli artefatti da movimento cardiaco, la finestra di acquisizione è ristretta a 230 msec nella fine della diastole usando un trigger cardiaco ECG.
    Calcolo dei parametri
    I valori T1 e T2 sono calcolati tramite 5 misurazioni. In assenza dell’impulso RF, durante il delay time tra le acquisizioni, la Mz si rilassa con tempo T1, avvicinandosi alla magnetizzazione M0. In figura il rilassamento T1 interviene durante gli intervalli M3-M4, M5–M6, M7–M8, M9–M10, M11–M12 e M13–M1. Durante questo tempo ogni magnetizzazione Mn+1 può essere calcolata dalla precedente magnetizzazione Mn con un intervallo di tempo Dt secondo la formula:



    Durante l’acquisizione, il tempo di rilassamento T1 osservato è alterato da un effettivo tempo T1* a causa degli impulsi RF con un flip angle alfa e in seguente spoiling, ripetuti ogni TR.
    In figura, il tempo di rilassamento T1* interviene durante gli intervalli M2-M3, M6–M7, M8–M9, M10–M11 e M12–M13. La magnetizzazione longitudinale si avvicina alla magnetizzazione M0 e può essere descritta da:



    Nuovamente ogni magnetizzazione Mn+1 può essere calcolata dalla precedente magnetizzazione Mn con intervallo di tempo Dt, ma adesso secondo questa formula:



    Durante la fase T1, la magnetizzazione Mz è invertita.
    Durante la fase T2, la magnetizzazione Mz decresce di un fattore , dove TET2prep è la differenza di tempo tra l’impulso RF a 90° in direzione x, che porta la magnetizzazione verso il basso, e l’impulso RF a 90° in direzione –x, che porta la magnetizzazione verso l’alto.
    L’acquisizione completa fornisce 5 segnali misurati in ogni voxel, proporzionalmente alle magnetizzazioni M2, M6, M8, M10 and M12.
    I valori T1 e M0 sono calcolati voxel per voxel, utilizzando l'equazione 1-3 in un metodo iterativo che minimizza la differenza al quadrato tra la magnetizzazione prevista Mz e i cinque segnali.
    Il tempo di rilassamento T2 è calcolato usando le magnetizzazioni estrapolate appena prima della fase T2, M1, e subito dopo la fase T2, M2, secondo la formula:



    La generazione di mappe T1 e T2 è stata implementata su una versione unica di SyMRI® (SyntheticMR, Sweden) e richiede meno di 10 secondi su un PC standard (fig.2).



    Figura 2: Immagini 3D-QALAS. La scala di grigi indica valori da 0 a 2000 msec per il T1 (a sinistra) e da 0 a 300 msec per il T2 (a destra).
    Discussione
    Il metodo 3D-QALAS è apparso robusto ai cambiamenti del flip angle, della frequenza cardiaca e in caso di aritmie.
    Tempo di acquisizione
    Le tradizionali sequenze Look-Locker forniscono immagini del cuore in differenti fasi cardiache. Per avere immagini della stessa fase cardiaca con questa tecnica è necessario applicare multipli impulsi di inversione; questa procedura risulta però eccessivamente lunga perché richiede multipli breath hold.
    La sequenza MOLLI ottiene immagini della stessa fase cardiaca durante un unico breath hold. Una limitazione di questa tecnica è che necessita di 17 cicli cardiaci per l’acquisizione. La durata del breath hold risulta dunque troppo lunga per molti pazienti con problemi cardiaci.
    La sequenza shMOLLI risolve le problematiche legate al lungo breath-hold della sequenza MOLLI. Ha una struttura 5-1-1 e prevede un singolo ciclo cardiaco di riposo tra le acquisizioni Look-Locker. Si ottengono così 5-7 immagini durante l’acquisizione di 9 cicli cardiaci, il breath hold risulta dunque più breve. Essendoci però un insufficiente recupero della magnetizzazione, viene fatto un fitting con curve condizionali. Questo introduce un’incertezza maggiore del 15% nella stima del valore T1 rispetto alle tecniche MOLLI. La sequenza SASHA prevede anch’essa un breath hold ottimizzato. Acquisisce infatti in un singolo breath hold 10 immagini in altrettanti cicli cardiaci. È un metodo che mitiga la sottostima del T1 in MOLLI, dovuta ai lunghissimi tempi di inversione. Il ritardo di alcuni battiti cardiaci in MOLLI porta infatti ad una mancata saturazione del sangue e dunque ad una sottostima del valore T1. In SASHA ciò non si verifica grazie ai brevi TSat (tempi di saturazione) che garantiscono anche un breve tempo di acquisizione.
    Le tecniche per il T2 mapping con impulso di preparazione T2 (DB-TSE, Bright-Blood T2 magnetization-prepared) limitano il numero di TET2P a tre per ridurre la durata del breath- hold. Ogni immagine viene acquisita con 3 differenti tempi di preparazione T2 (0 msec, 24 msec e 55 msec) in 7 cicli cardiaci. Questi valori di TE sono basati sul range atteso di valori T2 del miocardio; il miocardio sano ha approssimativamente un valore T2 di 55 msec. Risultano già dunque ottimizzate per quanto riguarda il tempo di acquisizione.
    La sequenza 3D-QALAS fornisce simultaneamente il mapping 3D dei valori T1 e T2 in un singolo breath hold di 15 cicli cardiaci. Viene acquisito l’intero volume del miocardio del ventricolo sinistro e per acquisire la grande quantità di dati senza incrementare la durata del breath hold, vengono acquisiti solo un numero limitato di misure di T1 e T2 (una misurazione T2 dopo l’impulso di inversione T2 e 4 misurazioni T1 dopo l’impulso di inversione T1, ripetute per 3 volte per riempire il k spazio). Fornisce 13 slice del volume del ventricolo sinistro con un BH di 15 battiti.
    La sequenza può essere modificata in una versione più corta che acquisisce il k spazio in due segmenti invece di tre segmenti come nella versione originale. Così vengono acquisite 8 slice in un BH di 10 battiti, dando la stessa risoluzione della versione originale ma con meno copertura del miocardio del ventricolo sinistro. Questa versione modificata può essere utilizzata con pazienti che hanno difficoltà a trattenere il respiro e dà anche la possibilità di coprire interamente il ventricolo sinistro in 2 breath hold.
    Rapporto segnale/rumore
    Nel T1 mapping, il rapporto segnale rumore (SNR) è legato allo Steady State della magnetizzazione, il quale varia al variare del flip angle. Diminuendo il flip angle abbiamo una diminuzione di sensibilità alla frequenza cardiaca ma anche una riduzione del SNR. Essendo Gradient Echo Steady State Free Precession Balanced, sia per quanto concerne il T1 mapping sia il T2 mapping, presentano un ottimo SNR. Ogni sequenza che usa una lettura bSSFP presenta però spesso artefatti come il ghosting e il banding che rendono indecifrabili i valori T1 e T2.
    Lo svantaggio del metodo 3D-QALAS, basato su una sequenza Rapid Acquisition Gradient Echo spoiled, è il segnale intrinsecamente più basso rispetto a quello ottenuto con una bSSFP.
    Lo svantaggio in SNR nella spoiled Gradient Echo con basso flip angle, viene compensato però dal vantaggio di avere una vera acquisizione 3D, con una copertura intera del cuore e minori artefatti da movimento dentro e fuori il volume eccitato.
    Il mapping di un volume 3D permette di acquisire una maggiore quantità di punti del k spazio in un singolo BH rispetto alla quantità di dati che si acquisiscono con un’acquisizione 2D.
    Artefatti
    Sensibilità a disomogeneità B1
    I metodi di quantificazione possono essere sensibili alla disomogeneità del campo B1, che potrebbe influenzare il flip angle locale. Questo mostra una rivelante dipendenza dal flip angle usato.
    3D-QALAS è insensibile alle variazioni di flip angle delle RF nell’ordine di 4°-8°, come mostrato in Figura 3. Questo rende dunque indipendente il calcolo dei tempi di rilassamento indipendenti dalle variazioni di omogeneità del campo B1.



    Figura 3. Effetti sulla misurazione T1 (a sinistra) e T2 (a destra) usando differenti flip angle, α, durante l’acquisizione 3D-QALAS. I valori T1 sono confrontati con i valori T1 di riferimento misurati con sequenza Inversion Recovery. I valori T2 sono confrontati con i valori T2 di riferimento misurati con sequenza Multi Echo. I flip angle sono variati da 4° a 8°.

    Dipendenza dalla frequenza cardiaca
    La dipendenza dalla frequenza cardiaca rappresenta una sfida per i metodi di mapping, specialmente a lunghi tempi di rilassamento longitudinale. Non evince una dipendenza della sequenza 3D-QALAS alla frequenza cardiaca, differentemente dalle altre tecniche di mapping come mostrato in figura 4. Questo è un risultato dell’innovativo approccio della tecnica, che prevede una simulazione dell’evoluzione del recupero totale della magnetizzazione nel tempo durante l’acquisizione. Questo metodo iterativo appare più robusto rispetto all’ipotesi su cui sono fondate le tecniche di mapping T1, ossia che la magnetizzazione sia tornata a M0 dopo un certo delay time.
    In teoria, il range dinamico dei tempi di rilassamento può essere affetto dalla frequenza cardiaca. Il range dinamico diventa eventualmente leggermente inferiore a frequenze cardiache superiori rispetto a frequenze cardiache inferiori poiché il recupero del vettore di magnetizzazione è minore quando il tempo totale di acquisizione è più breve.
    Il metodo proposto è robusto a cambiamenti random della lunghezza del ciclo cardiaco.
    È applicata una distribuzione gaussiana del rumore alla lunghezza del ciclo cardiaco con percentuale di 5-10%. Ha un effetto minore alla quantificazione dei tempi di rilassamento. Con un livello di rumore maggiore del 15% si hanno artefatti dovuti all’esclusione di cicli cardiaci estremamente brevi.






    Figura 4. Dipendenza della frequenza cardiaca delle misurazioni T1 (a sinistra) e T2 (a destra). I valori T1 sono confrontati con i valori T1 di riferimento misurati con sequenza Inversion Recovery. I valori T2 sono confrontati con i valori T2 di riferimento misurati con sequenza MultiEcho. I valori T1 e T2 sono stati ottenuti con sequenza 3D-QALAS con diverse frequenze cardiache (40–120 bpm) .
    Effetto off-resonance
    L'effetto off-resonance è ben noto nelle sequenze SSFP poiché causa nella porzione periferica delle immagini artefatti a bande circolari (Moire Fringers). Variazioni regionali dovute all’incapacità di fare un perfetto shimming della variazione del campo B0 intorno al cuore possono apparire come variazioni regionali in T1 che determinano artefatto.
    In MOLLI ridurre l'angolo di nutazione (FA) diminuirà l'errore riguardante l’effetto off- resonance a spese di una riduzione di SNR, causando così una perdita di precisione e quindi mappe meno precise.
    Con tecniche SASHA e Bright Blood T2-magn prep, gli artefatti per effetto off-resonance inquineranno le immagini in modo considerevole, soprattutto con l’aumentare di B0, dunque con macchinari ad alta intensità di campo.
    Gli effetti off-resonance diventano ancora più problematici nelle applicazioni 3D delle sequenze bSSFP; da qui la scelta di basare la 3D-QALAS su una Rapid Acquisition Gradient Echo 3D spoiled con basso flip angle con una finestra di acquisizione ristretta a 230 msec a fine diastole.
    Suscettività magnetica
    A causa di artefatti da suscettività, presenti nel mapping 2D T1 e T2 ad alte intensità di campo, vengono esclusi segmenti cardiaci dallo studio (circa il 2-3% dei segmenti cardiaci per il T2 mapping; circa il 6-9% per il T1 mapping) per evitare errori nella stima dei valori.
    Con 3D-QALAS non vengono esclusi segmenti cardiaci perché la sequenza utilizza un TE di 1.2 msec e, come detto prima, una finestra di acquisizione limitata, rendendo la sequenza insensibile ad artefatti da suscettività. Lo studio interessa dunque il 100% del miocardio del ventricolo sinistro.
    Post processing
    Le mappe T1 e T2 in 3D-QALAS sono intrinsecamente co-registrate quindi si evitano errori nella registrazione effettuata in post-processing.
    Conclusioni
    Il confronto della sequenza 3D-QALAS con le tecniche attualmente in uso per il T1-mapping e per il T2-mapping ha mostrato buona accuratezza e riproducibilità della stessa.
    Questa tecnica permette una rapida acquisizione e fornisce informazioni quantitative di entrambi i tempi di rilassamento T1 e T2 nello stesso scan con copertura totale del ventricolo sinistro, permettendo l’applicabilità clinica a un ampio spettro di malattie cardiache.

    Bibliografia
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    Resonance (20l4).
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    [6] Salerno et al. “Comparison of Methods for Determining the Partition Coefficient of Gadolinium in the Myocardium Using T1 Mapping” J Magn Reson Imaging (2013).
    [7] Ferreira et al. “Myocardial Tissue Characterization by Magnetic Resonance Imaging: Novel Applications of T1 and T2 Mapping” J Thorac Imaging (2014).
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    [19] Odille et al “Nonrigid Registration Improves MRI T2 Quantification in Heart Transplant Patient Follow-up” Journal Of Magnetic Resonance Imaging (2014).
  2. 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

    [1] Ward K.M. et al. "A new class of contrast agents for MRI based on proton chemical exchange dependent saturation transfer (CEST)" JMR 2000 Mar;143(1):79-87
    [2] Liu G. et al. "Nuts and bolts of chemical exchange saturation transfer MRI" NMR Biomed. 26 810–28 (2013)
    [3] Moritz Zaiss et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) and MR Z-spettroscopy in vivo: a rewiew of theoretical approches and methods" Phys. Med. Biol. 58 R221(2013)
    [4] Van Ziji PC et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST): what is in a name and what isn't?" MRM Apr;65(4):927-48. (2011)
    [5] Zhu H. et al. "Fast 3D chemical exchange saturation transfer (CEST) imaging of the human brain." MRM Sep;64(3):638-44 (2010)
    [6] Kogan Feliks et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) Imaging: Description of Technique and Potential Clinical Applications" Current Radiology Report 1:102-114 (2013)
    [7] T. Shah et al. "CEST-FISP: A novel technique for rapid chemical exchange saturation transfer MRI at 7 T" MRM Vol 65, Issue 2, pages 432–437, February (2011)
    [8] Roberta Napolitano et al. "On-bead combinatorial synthesis and imaging of CEST-MRI agents to identify factors that influence water exchange", JACS, 133(33):13023-13030n(2011)
    [9] A. Dean Sherr et al. "Chemical Exchange Saturation Transfer Contrast Agents forMagnetic Resonance Imaging" Annual Rev Biomed Eng.; 10: 391–411 (2008)
    [10] Sun Z. et al "Simulation and optimization of pulsed radio frequency irradiation scheme for chemical exchange saturation transfer (CEST) MRI-demonstration of pH-weighted pulsed-amide proton CEST MRI in an animal model of acute cerebral ischemia." MRM Oct;66(4):1042-8 (2011)
    [11] Rachel Nora Scheidegger DPh in Biomedical Engineering at the MIT "Methods for Chemical Exchange Saturation Transfer Magnetic Resonance Imaging" (2013)
    [12] http://www.nmr.mgh.h...farrar/CEST.htm
    [13] Dina V. Hingorani et. al " An Enzyme-Responsive PARACEST MRI Contrast Agent That "Turns On" After Catalysis" ISMRM (2012)
    [14] Wei W. et al. "Correlation of gagCEST MRI with delayed gadolinium-enhanced MRI of cartilage" Contrast Media & Molecular Imaging, Vol 8, 293-331 (2013)
    [15] Subha Viswanathan et al "Multi-Frequency PARACEST Agents Based on Europium(III)-DOTA-Tetraamide Ligands” Angew Chem Int Ed Engl.; 48(49): 9330–9333 (2009)
    [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)
  3. 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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  4. 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”



    Angio-RM senza mezzo di contrasto



    Quiescent-Interval single-Shot (QISS)



    Corrado Di Dio



    didio.corrado[chiocciolina]gmail.com


    Riassunto
    Le sequenze Contrast-enhanced MR angiography (CE-MRA) sono usate di routine per valutazioni di quadri patologici riguardanti il sistema vascolare, come nel caso di Malattia Vascolare Periferica (PVD). Tuttavia, l’elevato costo dei mezzi di contrasto a base di Gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), in pazienti con funzionalità renale compromessa, hanno portato a un crescente interesse per sequenze MRA senza MDC. A tale scopo, è stata implementata la sequenza QISS (Quiescent Interval Single Shot), basata sull’effetto In flow, conosciuto anche come fenomeno time-of-flight (TOF), che acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) Single Shot 2D ECG-triggered.
    Ciò che questo studio propone è una valutazione dell’ottimizzazione della sequenza QISS, in confronto con le tecniche MRA maggiormente utilizzate per la valutazione di quadri vascolari patologici, andando ad analizzare gli aspetti tecnici, i parametri di acquisizione, di ottimizzazione e le limitazioni della sequenza QISS.
    La sequenza QISS può essere così riassunta: un impulso di presaturazione abbatte il segnale dello strato selezionato; durante l’intervallo di quiescenza (QI) il sangue non saturato fluisce all’interno della slice; il segnale è acquisito rapidamente utilizzando una sequenza Single Shot 2D Balanced SSFP; il trigger ECG delay è impostato tale che la fase sistolica avvenga durante l’intervallo QI e quella diastolica nell’acquisizione del segnale. Un impulso di saturazione spettrale del grasso è comunemente applicato alla sequenza. Il tempo di scansione per uno studio run-off angiografico degli arti inferiori varia da otto a undici minuti circa. La sequenza QISS è stata messa a confronto con sequenze TOF 2D, Native SPACE e un protocollo CE-MRA costituito da una Time-Resolved, seguita da un’acquisizione CE-MRA bolus-chase.
    L’ottimizzazione della tecnica ha dimostrato che rispetto a sequenze TOF 2D ECG-triggered, la qualità QISS è superiore; la sequenza è applicabile su una vasta tipologia di flussi e velocità, gli artefatti da movimento sono stati ridotti, poiché i dati sono acquisiti con una sequenza 2D Single Shot, e il tempo di scansione si riduce notevolmente. Inoltre, la visibilità del ramo arterioso principale e dei suoi collaterali risulta eccellente, con un uniforme segnale di fondo e soppressione del circolo venoso quasi totale, dimostrando, indipendentemente dalla gravità o localizzazione della malattia, una specificità e qualità d’immagine superiore rispetto alla sequenza Native SPACE e un’accuratezza diagnostica al pari delle tecniche CE-MRA.
    Parole Chiave
    Non-enhanced MR angiography (NE-MRA); Quiescent-Interval single-shot (QISS); Native SPACE MR; Time-of-Flight (TOF); Contrast-enhanced MRA (CE-MRA).
    1. Introduzione
    La Malattia Vascolare Periferica (PVD) è una manifestazione, potenzialmente debilitante, di aterosclerosi sistemica ed è associata a un aumento del rischio d’infarto miocardico, ictus e morte correlata. Le tecniche d’imaging comunemente usate che si prestano alla diagnosi di PVD, includono Tomografia computerizzata con MDC (Angio-TC), angiografia a sottrazione digitale (DSA) e tecniche Angio-Rm con MDC (CE-MRA). Quest’ultime, permettono una valutazione accurata di PVD, eliminando ogni rischio legato alle radiazioni ionizzanti e a procedure invasive. Tuttavia, il rischio di Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD), associato all'uso di mezzi di contrasto a base di gadolinio nei pazienti con funzionalità renale compromessa, è assai elevato. A tale scopo sono state implementate tecniche Angio-RM che non fanno uso di MDC (NE-MRA), eliminando in tal modo i potenziali rischi di nefropatia indotta dagli agenti di contrasto e di NFD. Le sequenze NE-MRA TOF 2D (Time of Flight) sono state usate per decenni, ma a causa dei lunghi tempi d’imaging (all’incirca un'ora o più) e della notevole presenza di artefatti nelle immagini, il loro uso è stato limitato in favore delle tecniche CE-MRA. Tuttavia, la combinazione dei recenti progressi tecnologici ha permesso l’implementazione di nuove tecniche NE-MRA alternative, che consentono una rappresentazione più robusta dei rami arteriosi, campi di vista più grandi e una quasi totale soppressione del segnale del circolo venoso. Queste includono sequenze Fast Spin Echo ECG gated, come le Fresh Blood Imaging (FBI) o le Native SPACE, nonché sequenze modificate basate Steady State Free Precession 3D Balanced. In particolare, la sequenza QISS (Quiescent-Interval Single-Shot), rappresenta una delle ultime implementazioni tra le tecniche NE-MRA, con la proposta di essere veloce ma soprattutto, insensibile ai movimenti del paziente, alla frequenza cardiaca e alle tipologie di flusso. Le sequenze FBI, per esempio, soffrono di un differente picco di segnale nei segmenti arteriosi distali, in ritardo rispetto a quelli prossimali. Inoltre l’ECG trigger delay è alterato alla presenza di lesioni stenotiche.
    La QISS acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) 2D Single Shot ECG-triggered. I primi studi a riguardo, confermano che QISS consente di valutare quadri di PVD con un’accuratezza diagnostica paragonabile alle tecniche CE-MRA.
    Questo studio si propone di analizzare e confrontare la sequenza QISS con le tecniche MRA che, allo stato attuale, sono maggiormente in uso per la diagnosi e valutazione di quadri vascolari patologici, andando ad analizzare gli aspetti tecnici, i parametri di acquisizione, di ottimizzazione e le limitazioni della sequenza QISS.
    2. Tecnica e Metodologia
    Una valutazione accurata della sequenza QISS, in confronto con le tecniche MRA attualmente più in uso, è stata realizzata analizzando gli articoli di maggiore interesse che nel tempo sono stati redatti in merito. In particolare, in tutti gli articoli che in questo lavoro sono stati presi in considerazione per la stesura dello stesso, i risultati ottenuti con tecnica QISS, sono stati confrontati a quelli acquisiti con tecnica CE-MRA, utilizzata come standard di riferimento per la diagnosi di Malattia Vascolare Periferica (PVD).
    La sequenza QISS, dunque, è stata comparata con acquisizioni di sequenze TOF 2D, Native SPACE e CE-MRA. Ogni confronto di QISS con una delle tecniche MRA prese in considerazione è stato eseguito su un corrispettivo campione di soggetti sani e pazienti con PVD documentata. Ogni confronto è stato considerato attendibile solo quando è stata verificata piena congruenza con le valutazioni effettuate tramite il relativo studio di riferimento CE-MRA.
    2.1. Quiescent-Interval Single-Shot (QISS)
    La sequenza QISS, illustrata in Fig. 1, acquisisce i dati utilizzando una sequenza Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) Single Shot 2D, sincronizzata tramite ECG-triggered.




    Figura 1. Diagramma temporale di una tipica sequenza QISS: impulso di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme (a sinistra) e regolare impulso a 90° (a destra).


    La tecnica QISS si basa sull’effetto “In - flow”, conosciuto anche come fenomeno Time of Flight (tempo di volo). Tale fenomeno è un effetto di moto, tipico dei fluidi, provocato dal wash-in e wash-out di spin in rapporto all’emissione degli impulsi di radiofrequenza RF. Il primo è legato all’incremento di segnale a causa dell’Entry slice phenomena e Flow related enhancement, mentre il secondo è legato alla riduzione di segnale per l’effetto dell’High velocity signal loss e Flow void phenomena (Fig. 2). I fenomeni suddetti sono strettamente legati alla velocità di flusso, al TR impostato nella sequenza e allo spessore dello strato studiato, secondo la relazione V= S/TR.




    Figura 2: Gli effetti di moto sono strettamente legati alla sequenza applicata.


    Il funzionamento della sequenza QISS può essere riassunto come segue:
    Considerata l’onda R di un elettrocardiogramma, dopo un breve ritardo (Trigger ECG Delay; circa 100 ms), relativo per ogni paziente, dall’onda R stessa, è applicato un impulso di saturazione iniziale, selettivo di strato, con lo scopo di portare a zero le magnetizzazioni longitudinali dei tessuti e dei flussi all’interno della slice selezionata. Il trigger ECG delay è calibrato tale che la fase sistolica (black blood) avvenga durante l’intervallo di quiescenza QI, e quella diastolica (bring blood) nell’acquisizione del segnale. Recenti studi hanno evidenziato i benefici riscontrati dall’utilizzo di un impulso di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme (Fig. 3), con una saturazione minore vicino alla porzione in-flow della slice, e una saturazione più robusta vicino al bordo out-flow della slice, con lo scopo di mantenere alto il segnale del sangue che altrimenti andrebbe incontro a saturazione. Infatti, per un flusso relativamente lento, come il sangue che scorre vicino ai bordi di un vaso con flusso laminare o il sangue delle piccole arteriole, l’intervallo di quiescenza QI non è in genere sufficiente a consentire il totale refreshment del sangue all'interno della fetta, con conseguente perdita di segnale a causa dei residui di sangue saturo al momento dell’acquisizione dati. Questo stesso problema peggiora con fette spesse e/o con un intervallo QI più breve. Alla luce degli articoli analizzati, il flip angle non è stabilmente limitato a 90°, ma può variare in funzione della velocità e tipologia di flusso del vaso considerato, dello spessore della fetta e dell’intervallo QI.




    Figura 3: Profilo d’impulsi di pre-saturazione nel dominio dello spazio.


    Una banda di saturazione “walking sat” è applicata in senso caudale al piano acquisito, in modo da saturare il sangue venoso entrante. Durante l’Intervallo di Quiescenza (QI), coincidente con la fase sistolica del ciclo cardiaco, sangue fresco insaturo fluisce rapidamente all’intero della slice d’interesse. Il QI è fissato di solito a circa 200-300 ms, ossia, abbastanza lungo da permettere un soddisfacente afflusso di sangue fresco, ma sufficientemente breve per evitare un sostanziale recupero T1 del tessuto di fondo in precedenza saturato. Se il QI è lungo rispetto al rilassamento T1 del tessuto di fondo, il segnale di quest’ultimo può aumentare e ridurre la visibilità dei vasi d’acquisire. Questo problema è maggiormente visibile per gli spin del tessuto adiposo, dato che l’intervallo QI è spesso nell'ordine del T1 del grasso (~250 ms). Pertanto, un impulso di saturazione spettrale del grasso è comunque applicato alla sequenza. In rapida successione sono applicati degli impulsi catalizzatori, che forzano la magnetizzazione degli spin dello strato selezionato al regime Steady State.
    A questo punto la sequenza SSFP Balanced (bSSFP) Single Shot 2D acquisisce i dati durante la fase di diastole del ciclo cardiaco, quando il flusso è lento o assente.
    L’intero processo è ripetuto per la slice successiva. Ad ogni shot è acquisito un pattern di dati con relativa codifica di fase, corrispondente a una riga del K-spazio.
    2.2. Ottimizzazione della Tecnica
    La sequenza QISS è stata ottimizzata su uno scanner Siemens MAGNETOM Avanto da 1,5 T, su un campione di soggetti sani e su fantoccio. Il processo di ottimizzazione della tecnica ha previsto numerosi confronti tecnici, riguardanti sia i parametri, che gli elementi tecnici della sequenza stessa. Tra i parametri valutati si è prestata particolare attenzione al tipo di sincronizzazione più efficace da utilizzare, se con ECG o pulsimetro; al tipo di riempimento del K-spazio, se totale o parziale, nonché alla traiettoria di acquisizione, se centrica (center-to-out) o periferica (out-to-center). Sono stati inoltre valutati gli effetti prodotti al variare del flip angle dell’impulso Rf di presaturazione (0° - 90° - 180°).
    2.3. Tecniche a Confronto: QISS versus TOF 2D ECG-triggered
    Sulla base dell’ottimizzazione della tecnica QISS, è stato eseguito uno studio comparativo, seppur limitato, con la tecnica TOF 2D ECG-triggered. Entrambe le sequenze sono state settate per una rapida scansione degli arti inferiori. QISS e TOF 2D sono stati confrontati su un campione di soggetti sani e su fantoccio a flusso programmabile, avente un fluido, per caratteristica intrinseca di contrasto, simile al sangue (T1 = 850 ms, T2 = 170 ms).
    I parametri d’imaging utilizzati sono riportati in tabella 1.




    Tabella 1: Parametri d’acquisizione per studio comparativo QISS vs TOF 2D.


    2.4. Tecniche a confronto: QISS versus Native SPACE
    Per il confronto tra QISS e la sequenza Native SPACE, si fa riferimento a uno studio eseguito su uno scanner MAGNETOM Avanto della SIEMENS da 1,5 T, su un campione di 20 pazienti con PVD documentata. Per tutti e venti i soggetti sono state studiate le arterie periferiche degli arti inferiori, dal margine inferiore del bacino fino ai polpacci.
    Per il confronto tra le due tecniche sono stati utilizzati i parametri riportati in tabella 2.




    Tabella 2: Parametri d’acquisizione per studio comparativo QISS vs Native SPACE.


    Native SPACE acquisisce i dati utilizzando una sequenza Single Shot High Speed Spin Echo 3D ECG-gated con Flip Angle variabile (NATIVE : Non-contrast Angiography of the Arteries and Veins; SPACE: Sampling Perfection with Application Optimized Contrast by using different flip angle Evolution).
    Il Trigger ECG delay dall’onda R, calibrato in funzione del picco del flusso arterioso, nella sequenza QISS è fissato a circa 100 ms. Per ogni acquisizione Native SPACE invece, il Trigger ECG delay è stato stabilito utilizzando una sequenza Cine 2D Phase Contrast a diverse VENC (Velocity Encoding), secondo il distretto anatomico studiato. Inoltre, in Native SPACE è applicata una sottrazione d’immagini, tra la fase di diastole (bright blood; trigger delay = 0) e la fase di sistole (dark blood; trigger delay in linea con il picco arterioso).
    2.5. Tecniche a confronto: QISS versus CE-MRA
    Negli articoli presi in considerazione per questo confronto, il protocollo CE-MRA, applicato al campione studiato, è costituito da una Time-Resolved CE-MRA, alternata da un’acquisizione CE-MRA bolus-chase, di tutto il sistema arterioso periferico. Lo studio è stato eseguito su uno scanner MAGNETOM Avanto della SIEMENS da 1,5 T. L’acquisizione coronale del polpaccio con Time-resolved (time-resolved imaging with stochastic trajectories, o TWIST), è stata eseguita utilizzando 2-5 ml di agente di contrasto (Multihance o Magnevist) con velocità d’iniezione 2 ml/s. Oltre alla maschera, sono state acquisite un totale di 14 fasi. Per la tecnica bolus-chase è stato usato un bolus test con 1-2 ml di MDC, così da determinare il timing di acquisizione. Tutti e tre gli “steps” sono stati acquisiti prima e dopo somministrazione di MDC.
    I parametri tecnici utilizzati per l’acquisizione, in comparazione con la tecnica QISS, sono riportati in tabella 3.




    Tabella 3: Confronto tra la sequenza QISS e il protocollo CE-MRA.


    3. Discussione
    3.1. Ottimizzazione della Tecnica
    L’ottimizzazione della sequenza QISS ha individuato i parametri tecnici che risultino aver dato una migliore qualità d’imaging, alla luce dei confronti effettuati tra gli stessi (Fig. 4 a). Sugli articoli analizzati, è stato dimostrato che l’ECG-gating è superiore alla sincronizzazione con il semplice pulsimetro. Quest’ultimo infatti fa coincidere l’intervallo QI alla diastole del ciclo cardiaco, quando il flusso è più lento o assente, causando una perdita di segnale intravascolare. La differente qualità d’imaging tra l’acquisizione periferica del k-spazio (Fig. 4 b: out-to-center), rispetto quella centrica (Fig. 4 c: center-to-out) è drammatica. Quest’ultima mostra una soppressione del grasso molto più robusta rispetto alla traiettoria periferica, a causa del ridotto numero d’impulsi RF per la soppressione del grasso acquisiti al centro del k-spazio. L’acquisizione parziale del k-spazio, ha dato una qualità d’imaging superiore rispetto a quella totale, con una migliore soppressione del grasso. L’impulso di presaturazione iniziale, selettivo di strato, è assolutamente necessario (Fig. 4 d: acquisizione senza impulso di presaturazione). Con un flip angle di 180° la saturazione del tessuto muscolare è superiore (Fig. 4 e) rispetto a un impulso di presaturazione di 90° (Fig. 4 f).





    Figura 4. a-f: Ottimizzazione della tecnica: Parametri a confronto.


    L’uso di un angolo di 180° tuttavia, rende la sequenza QISS più sensibile alle variazioni della frequenza cardiaca rispetto a un flip angle di 90°. Una soluzione potrebbe essere rappresentata dall’applicazione d’impulsi di presaturazione dal profilo spaziale non uniforme. Questo infatti, renderebbe la sequenza QISS ancor meno sensibile alle variazioni di flusso, inclusa l’aritmia cardiaca, consentendo di acquisire, per esempio, il segnale di un fluido con velocità di flusso molto lenta, o addirittura, senza l’uso di sincronizzatori cardiaci.
    Dato il ridotto numero d’impulsi RF applicati con imaging parallelo e Parzial Fourier, la SAR non è un fattore limitante, nonostante l'uso di elevati Flip angle e l’acquisizione dei dati con una SSFP balanced. Tuttavia la tecnica QISS risulta insensibile alle inversioni di flusso e soffre di effetti da volume parziale per i vasi orientati orizzontalmente. La sequenza QISS non è intrinsecamente direzionale. Arterie molto tortuose con segmenti rivolti superiormente, possono mostrare perdita di segnale per effetto della banda di saturazione venosa. La direzionalità infatti deriva dalla banda di saturazione posta caudalmente o cranialmente allo strato studiato. Una seconda limitazione, seppur ben più rara, si può verificare per lo studio dell’addome. In questo caso, quando l’ECG è posto vicino al gantry del magnete, si possono verificare errori da mistriggering a causa d’interferenze Rf.
    3.2. Tecniche a Confronto: Valutazioni e Considerazioni
    In parallelo con la sequenza TOF 2D ECG-triggered, con caratteristiche simili di slice thickness e risoluzione spaziale, la qualità della tecnica QISS è nettamente superiore, gli artefatti da movimento sono ridotti e il tempo di scansione è molto più corto (Fig. 5). Inoltre è stato dimostrato, tramite l’uso di un fantoccio a flusso controllato, che la QISS, a differenza della sequenza TOF 2D, è applicabile a un ampio range di velocità di flusso. Nelle TOF 2D infatti, il rallentamento del flusso, in presenza di stenosi severe, induce ad artefatti da defasamento protonico, con conseguenza perdita dell’effetto In Flow e assenza di segnale all’interno del lume, con rischio di sovrastima del grado di stenosi. Oltretutto QISS è decisamente meno sensibile alle aritmie cardiache. A differenza delle sequenze TOF 2D-ECG triggered e FBI, in cui il segnale di fondo varia inevitabilmente con l’intervallo R-R, la qualità della QISS, nonostante un ritmo cardiaco irregolare, rimane eccellente, con il segnale di fondo uniforme in tutte le sezioni, grazie all’applicazione dell’impulso di presaturazione a inizio sequenza. Il recupero del segnale T1 del tessuto di fondo è determinato solo dall’intervallo di quiescenza QI, il quale è un valore costante.
    La TOF 2D tende a essere inaffidabile alla presenza di movimenti respiratori o intestinali. Questa infatti non consente di acquisire i dati in apnea. La sequenza QISS invece risente meno degli artefatti da movimento nella pelvi, poiché acquisisce i dati in Single Shot. Eventualmente il movimento sia eccessivo, in una singola apnea è possibile acquisire fino a 20 slices, oppure applicare il gating respiratorio (navigator).




    Figura 5: Acquisizione dei rami arteriosi pelvici: L’uniformità e i dettagli dei vasi sono nettamente superiori con QISS (destra) a rispetto alla 2D TOF (sinistra).


    Nonostante il confronto poco rigoroso di QISS con TOF 2D, la qualità con la quale la sequenza QISS ha rappresentato la struttura vascolare, a prescindere dalla gravità della malattia, suggerisce numerosi vantaggi clinici rispetto all’utilizzo della tecnica TOF 2D, sempre meno utilizzata per la valutazione del sistema vascolare periferico, a causa dei lunghi tempi di scansione e della scarsa qualità delle immagini.
    La sequenza Native SPACE acquisisce i dati utilizzando una 3D Spin Echo ultra veloce con elevata risoluzione spaziale. Questa è insensibile alle disomogeneità del campo magnetico statico e riesce a ben rappresentare la ramificazione vascolare, indipendentemente dall'orientamento rispetto la direzione testa-piedi. Confrontando le due sequenze, la QISS non richiede la modifica dei parametri d’imaging paziente-dipendente (per es. trigger ECG delay) e, in quanto tecnica non-sottrattiva che acquisisce i dati con una sequenza 2D Single Shot, è meno sensibile al movimento. Native SPACE acquisisce il flusso arterioso e venoso in un singolo passaggio coronale, ottenendo set di dati diastolici/sistolici, utilizzati in post processing per eseguire una sottrazione d’immagini, ed ottenere info sulle fasi di flusso. La sequenza QISS, a differenza della Native SPACE, permette di trattenere il respiro per le regioni addominali e pelviche, riducendo ulteriormente il rischio di artefatti da movimento. Lo studio pilota, in cui entrambe tecniche sono state applicate, ha dimostrato una sensibilità alla malattia vascolare periferica (PVD) similare per entrambe le tecniche NE-MRA. Tuttavia QISS ha mostrato una specificità superiore alla patologia (Fig. 6).




    Figura 6. a-c: Time resolved (A) e QISS (B) identificano egregiamente la presenza di stenosi e occlusioni. In Native SPACE © invece risultano poco diagnosticabili.


    La qualità delle immagini per QISS è stata significativamente migliore. La Native SPACE oltretutto non consente di eseguire acquisizioni in apnea, a causa dei possibili artefatti da misregistrazione delle frequenze, tra la fase sistolica e diastolica, con una perdita di segnale più o meno importante. Infatti, in molti casi la valutazione patologica con Native SPACE è stata alterata dalla scarsa qualità d’imaging, a causa dei movimenti del paziente, dalla non corretta sincronizzazione rispetto al picco di flusso sistolico in presenza di stenosi o occlusioni (pseudogating diastolico), o dall’eccessivo defasamento flusso-correlato durante la fase di diastole con conseguente perdita di segnale. Lo pseudogating diastolico consiste in una sincronizzazione accidentale tra acquisizione del segnale e frequenza delle pulsazioni arteriose (intervallo R-R = TR), per cui una sezione viene acquisita in sistole e la successiva in diastole. Tale fenomeno è strettamente legato al rallentamento relativo.
    Al contrario la QISS è decisamente meno sensibile ai patterns di flusso, consente di trattenere il respiro, e non è applicata nessuna sottrazione d’immagine.
    Considerando l’iconografia prodotta dal protocollo CE-MRA, utilizzato come standard di riferimento per la diagnosi di malattia vascolare periferica (PVD), applicato ai vari campioni che per questo studio sono stati analizzati, si evince come la sequenza QISS, posta a confronto, abbia un elevato grado di specificità (94.6% – 96.8%) e sensibilità (85.0% – 89.7%) alla patologia, dimostrando un’eccellente performance diagnostica (Fig. 7).




    Figura 7. Paziente con occlusione dell’arteria tibiale posteriore di destra. QISS (a sinistra) si correla bene con CE-MRA Time resolved (a destra) e con CE-MRA bolus-chase (centro).


    Va riconosciuto comunque che CE-MRA offre notevoli vantaggi rispetto agli attuali metodi NE-MRA, come il tempo di scansione più breve, la capacità di acquisire immagini dinamiche, la rappresentazione concomitante delle arterie renali, e meno artefatti da impianti metallici. D'altra parte, con QISS e le altre tecniche NE-MRA, si ha sempre la possibilità di ripetere, tutta o in parte, l'acquisizione dei dati in caso di difficoltà tecnica o movimento del paziente, un’opzione che non è permessa con CE-MRA.
    4. Conclusioni.
    In conclusione, la sequenza QISS è un metodo rapido e facile da usare per la rappresentazione delle arterie periferiche, in particolare quando la somministrazione dei mezzi di contrasto iodati o a base di gadolinio è controindicata, offrendo una valida alternativa agli studi Angio TC e CE-MRA. Diversamente da altri metodi NE-MRA sottrattivi, non c'è bisogno di adattare sistematicamente i parametri d’imaging per ogni paziente. Dai numerosi articoli analizzati per questo studio, si può concludere che sia Native SPACE sia QISS sono sensibili alla malattia vascolare periferica (PVD), ma che la sequenza QISS può essere più vantaggiosa grazie alla migliore specificità e qualità dell'immagine.
    Bibliografia
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  5. 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”



    Angiografia RM



    Il ruolo della tecnica ibrida HOP-MRA



    Guido Di Bisceglie



    guidotfn[chiocciolina]yahoo.it


    Riassunto
    In ambito di Angiografia RM è ormai affermato l’utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA (Hybrid of OPposite contrast-Magnetic Resonance Angiography) che, a differenza delle sequenze TOF 3D standard, consente una miglior visualizzazione sia delle strutture vascolari a flusso veloce che di quelle a flusso lento senza l’utilizzo di mezzi di contrasto né l’incremento dei tempi di acquisizione.
    La tecnica, che trova applicazione negli studi angiografici cerebrali, combina le sequenze TOF 3D (Time Of Flight) standard, ideali per lo studio dei vasi sanguigni a flusso veloce, con le sequenze FSBB (Flow Sensitive Black Blood), indicate per quelli a flusso lento: viene così sfruttata la loro complementarietà.
    Utilizza sequenze Dual Echo Gradient Echo 3D, al fine di minimizzare il tempo d’acquisizione e la misregistrazione: il primo segnale di echo ottenuto deriva dalla sequenza TOF e vede l’applicazione di un Gradient Moment Nulling (Flow Compensation) per limitare quanto più possibile gli artefatti da Flow-void e quelli da Phase-encode displacement (PED); il secondo segnale di echo corrisponde alla sequenza FSBB e dopo la sua acquisizione vengono applicati un gradiente di rewinder ed uno di spoiling.
    Le due modalità per ottenere immagini tramite la tecnica HOP-MRA sono la sottrazione con pesatura semplice (SWS - Simple Weighted Subtraction) e la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS - Frequency Weighted Subtraction): vantaggio di quest’ultima è una considerevole riduzione degli artefatti da suscettività magnetica, a lieve scapito del rapporto segnale-rumore (SNR) nell’immagine finale.
    Sfruttando la complementarietà delle sequenze TOF e FSBB, la tecnica ibrida HOP-MRA si è dimostrata efficace nello studio simultaneo dei vasi sanguigni a flusso veloce e a flusso lento, distinguendosi anche per una miglior visualizzazione delle strutture vascolari collaterali (quali ad esempio i rami arteriosi distali), di solito difficilmente indagabili con la tecnica TOF 3D standard. Garantisce inoltre un buon rapporto contrasto-rumore (CNR) fra vasi sanguigni e tessuti stazionari e consente di ottenere immagini con tempi d’acquisizione contenuti e bassi livelli di SAR.
    Parole chiave
    HOP-MRA, Time Of Flight 3D, Flow Sensitive Black Blood, Dual Echo GRE 3D
    Introduzione
    Ad oggi, le principali metodologie diagnostiche in ambito MRA (Magnetic Resonance Angiography) sono rappresentate dalle sequenze TOF (Time Of Flight), PC (Phase Contrast) e CE (Contrast Enhanced), tutte e tre appartenenti alla categoria 'White Blood' ma diverse fra loro qualitativamente e nelle finalità di visualizzazione.
    Le sequenze TOF, impostate orientando il pacchetto di scansione perpendicolarmente al vaso sanguigno in esame, sfruttano l'effetto in-flow dovuto alla differenza di saturazione degli spin del sangue in seguito alla somministrazione di impulsi RF; le PC sono invece basate sul fenomeno fisico del phase-shift e permettono di ottenere immagini di fase, contenenti informazioni sulla direzionalità di flusso (ematico o liquorale); le CE, a differenza delle due tecniche precedenti, prevedono l'utilizzo di mezzi di contrasto (a base di Gadolinio associato ad un chelante, solitamente il Gd-DTPA) i quali, una volta iniettati per via endovenosa, causano una riduzione del T1 del sangue rendendo così le strutture vascolari distinguibili dai tessuti circostanti.
    Considerate singolarmente presentano vantaggi e limiti: ad esempio le sequenze TOF (Time Of Flight, denominate “White Blood” poiché nelle immagini ottenute il sangue presenta un’iperintensità di segnale rispetto ai tessuti stazionari) sono ideali per lo studio dei vasi sanguigni a flusso veloce ma non sono efficienti nella rappresentazione dei flussi ematici turbolenti, per i quali sono invece indicate le sequenze FSBB (Flow Sensitive Black Blood, ove il sangue presenta invece un'ipointensità di segnale) così come per lo studio dei vasi sanguigni a flusso lento e di quelli di dimensioni minori
    Di conseguenza, la tecnica ibrida HOP-MRA combina queste due tipologie di sequenze sfruttando al massimo la loro complementarietà per le finalità di visualizzazione delle strutture vascolari encefaliche, al tempo stesso senza aumentare il tempo di acquisizione complessivo.
    Tecnica e metodologia
    La tecnica ibrida HOP-MRA (fondamentalmente un’estensione della TOF 3D standard utilizzata per gli studi angiografici cerebrali) è basata sull'utilizzo della sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D (Figura 1), caratterizzata dall'assenza di un impulso RF di rifocalizzazione a 180° e dall'impiego di valori di Flip Angle minori di 90°, i quali danno come conseguenza un recupero più veloce della MML che permette così di utilizzare valori di TR e TE brevi e dunque di ottenere tempi d'acquisizione contenuti.
    Fra gli altri vantaggi legati alla sequenza troviamo anche l’abbattimento della misregistrazione causata da eventuali movimenti del paziente e l'ottenimento di livelli di SAR più bassi ed un miglioramento del CNR fra strutture vascolari e tessuti stazionari circostanti.
    Per tale sequenza, il riempimento del K-space è di tipo rettilineo standard multi echo multi contrast: vede cioè l’acquisizione di due o più linee di Ky per ogni TR, ognuna delle quali va a riempire una matrice diversa, mantenendo però lo stesso valore di Ky (e quindi la stessa codifica di fase) per entrambe, al fine di ottenere quindi due immagini con diverse pesature.




    Figura 1: sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D


    La sequenza Dual Echo Gradient Echo 3D può essere idealmente suddivisa in due parti: nella prima, in seguito all'invio di un impulso RF, dopo un tempo TE1 viene generato un primo segnale di echo corrispondente alla sequenza TOF, a cui segue un Gradient Moment Nulling a 3 assi (GMN; si tratta di una tecnica che prevede l’applicazione dei gradienti di campo magnetico al fine di mettere in fase gli spin di flusso con quelli stazionari, evitando artefatti; questo parametro viene denominato “Flow Compensation” su apparecchiature Siemens, GE e Philips, “FC”su Toshiba e “GR” su Hitachi); il secondo segnale di echo, generato dopo un tempo TE2, corrisponde invece alla sequenza FSBB e dopo la sua acquisizione vengono applicati un gradiente di rewinder ed uno di spoiling.
    I dati provenienti dalla raccolta dei due segnali di echo vengono ricostruiti in due immagini finali distinte, corrispondenti ovviamente alle sequenze TOF e FSBB.
    Rispetto alle “White blood”, il maggior vantaggio delle sequenze “Black blood” è costituito dalla loro capacità di generare contrasto negativo anche per gli spin del sangue a basso flusso, inclusi quelli appartenenti ai rami arteriosi di dimensioni minori, enfatizzandone così la visualizzazione; questo aspetto, unito all’eliminazione di gran parte del segnale dei tessuti stazionari circostanti (ottenuta tramite la sottrazione d’immagine), permette di ottenere immagini finali particolarmente dettagliate e caratterizzate da un CNR visibilmente maggiore (Figura 2).



    Figura 2a-b: misurazione del CNR tramite ROI (Region Of Interest) in sequenze TOF (a) e HOP-MRA (b)
    Il passo successivo consiste nella sottrazione dei dati acquisiti con la sequenza FSBB (in cui i vasi presentano un segnale ipointenso) da quelli acquisiti con la sequenza TOF (iperintenso), seguita dall'utilizzo di un algoritmo MIP (Maximum Intensity Projection) o mIP (minimum Intensity Projection).



    Figura 3a-b: confronto fra ricostruzioni MIP assiali in sequenza TOF (a) e HOP-MRA (b)
    Le due tipologie esistenti sono la sottrazione con pesatura semplice (SWS - Simple Weighted Subtraction) e la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS - Frequency Weighted Subtraction): vantaggio di quest’ultima è una considerevole riduzione degli artefatti da suscettività magnetica, a lieve scapito del rapporto segnale-rumore (SNR).



    Figura 4a-b-c: immagini di vasi encefalici ottenute con tecnica TOF, FSBB ed ibrida con sottrazione
    a pesatura semplice (SWS-HOP)
    Discussione
    L'utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA presenta indubbi vantaggi dal punto di vista diagnostico, ma in casi particolari può altresì rivelarsi meno efficace del previsto.
    In uno studio diagnostico [9] condotto tramite un tomografo da 1.5 T (Toshiba ExcelartTM XG SPIN Edition) su un campione di 23 soggetti (di cui 4 volontari sani e 19 pazienti con patologia steno-ostruttiva cronica dell’a. carotide interna o dell’a. cerebrale media) sono stati utilizzati i seguenti parametri:



    Tabella 1: parametri TOF e HOP-MRA a confronto; TE1 è relativo alla TOF, TE2 alla FSBB
    In seguito all’acquisizione dei dati è stata fatta una sottrazione di immagine con pesatura in frequenza (FWS), attivando poi un filtro passa alto ad entrambi i set di dati (TOF e FSBB) con la doppia funzione di ridurre la componente a bassa frequenza dei dati FSBB (associata ad artefatti da suscettività magnetica) ed enfatizzarne invece quella ad alta frequenza (proveniente dai vasi sanguigni, relativamente più alta rispetto alla TOF); infine, è stato applicato un algoritmo MIP identico a quello previsto anche nella TOF standard.



    Figura 5a-b: confronto fra i profili di CNR vasi-tessuti stazionari in sequenze TOF (a) e HOP-MRA (b)
    La valutazione visiva qualitativa condotta su entrambi i set di immagini finali dei due gruppi oggetto dello studio ha registrato una miglior visualizzazione dei vasi arteriosi periferici nel gruppo di volontari e delle aree distali a lesioni steno-ostruttive nel gruppo dei pazienti; in seguito, misurazioni della differenza di CNR vasi-tessuti stazionari fra la HOP-MRA e la TOF hanno confermato una maggiore intensità di segnale da parte dei vasi in esame (Figura 5), rilevando inoltre un aumento di CNR nelle aree avascolari.



    Figura 6a-b: immagini TOF (a) e HOP-MRA (b) di paziente con occlusione dell’a. cerebrale media sx
    Nonostante i numerosi riscontri positivi scaturiti, gli autori hanno anche individuato alcuni limiti e punti deboli legati all’utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA; ad esempio, rispetto alla TOF standard, l’incremento di segnale presentato dai vasi arteriosi prossimali non si è rivelato apprezzabile quanto quello raggiunto dai vasi distali: per lo studio dei primi rimane dunque maggiormente indicata la tecnica TOF standard oppure l’angiografia convenzionale, che a causa della sua elevata precisione è ancora considerata ‘gold standard’ per lo studio dei vasi distali e dei circoli collaterali (ma che, ovviamente, ha lo svantaggio di essere invasiva e di utilizzare radiazioni ionizzanti e mezzi di contrasto).
    Fra le problematiche specifiche riscontrate a causa dell’uso di sequenze FSBB, in alcuni pazienti si è verificata la visualizzazione concomitante dei vasi venosi di piccolo calibro: tale situazione è indesiderabile poiché potrebbe sovrapporsi alle strutture arteriose d’interesse, rendendole così meno distinguibili.
    Come prospettive di miglioramento, l’ottimizzazione dei filtri di post-processing permetterebbe di accorciare il TE2 per l’echo della sequenza FSBB (attualmente di 27 ms, sproporzionato rispetto ai 6.5 ms del TE1) e di aumentare ulteriormente il SNR nell’immagine finale. Potrebbe inoltre essere possibile l’implementazione di un impulso MTC (Magnetization Transfer Contrast) durante la raccolta del primo segnale di echo.
    In generale l'utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA vede frequentemente la presenza di particolari tipi di artefatti, legati alle caratteristiche delle strutture vascolari presenti nel distretto anatomico in esame ed alla scelta o meno, da parte dell'operatore, di mettere in atto alcuni accorgimenti regolabili tramite parametri specifici.
    Spesso, in particolar modo durante lo studio dei vasi arteriosi encefalici di calibro maggiore, si manifestano artefatti da Flow-void dovuti presumibilmente alla non perfetta linearità del Gradient Moment Nulling in relazione al primo segnale di echo della sequenza, derivante dalla TOF.
    Per ridurre l'entità di tali artefatti sì è rivelato più efficace l'utilizzo di un GMN a due assi (che agisce lungo le due direzioni di codifica di fase) anziché a tre assi (Figura 6) [2].
    Un altro vantaggio delle immagini ottenute usando la sottrazione con pesatura in frequenza (FWS) associata ad un GMN a due assi è il raggiungimento di un alto valore di CNR nei vasi ad alto flusso, sia nelle loro porzioni rettilinee che in quelle curvilinee, a confronto
    con le immagini ottenute tramite la tecnica TOF standard.



    Figura 7: artefatto da Flow-void (frecce) dopo l'applicazione di un GMN a 3 assi e a 2 assi
    Sono altresì frequenti gli artefatti da Phase-encode displacement (PED) nei quali il segnale proveniente dai vasi sanguigni viene shiftato dalla sua posizione originale in relazione alla velocità di flusso, all'angolo formato dal flusso e dal gradiente di frequenza (acceso in modalità di lettura) ed alla forma dei gradienti utilizzati nella sequenza.
    A differenza dell'artefatto da Flow-void, per ridurne l'entità si è rivelata più idonea l'applicazione di un GMN a 3 assi nella prima parte della sequenza.
    Come mostrato nella Figura 7, per quanto riguarda la FSBB, le pareti vasali vengono visualizzate correttamente nella loro posizione sia con l'utilizzo di un GMN a 2 assi (freccia) che con uno a 3 assi.



    Figura 8: confronto fra TOF, FSBB e HOP-MRA con GMN a 3 assi e a 2 assi, ottenute con algoritmo
    MIP (TOF e HOP) e mIP (FSBB)
    Conclusioni
    Nell’ambito dell’angiografia cerebrale, la tecnica ibrida HOP-MRA ha dimostrato di contenere potenziali vantaggi per il paziente grazie alla sua efficacia nello studio simultaneo dei vasi sanguigni a flusso veloce e a flusso lento, distinguendosi anche per una migliore visualizzazione delle strutture vascolari collaterali (in particolar modo i rami arteriosi distali di minori dimensioni), di solito difficilmente indagabili con la tecnica TOF 3D standard. È in grado di abbattere la misregistrazione delle frequenze, garantisce un maggior rapporto contrasto-rumore (CNR) fra vasi sanguigni e tessuti stazionari e consente di ottenere tempi d’acquisizione contenuti e bassi livelli di SAR.
    In casi particolari (quali la rappresentazione delle strutture arteriose prossimali) presenta ancora dei limiti, ma anche margini di miglioramento in termini di accorciamento del TE2 ed incremento del SNR nell’immagine finale, tramite ottimizzazione dei filtri di post-processing.
    Ringraziamenti
    ...........
    Bibliografia
    [1] J. Ramhalo et al. “Vascular Imaging of the Central Nervous System: Physical Principles, Clinical Applications and Emerging Techniques” (© 2014, Wiley-Blackwell)
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    [13] Q. A. Acton, Ph.D. “Cerebral Arterial Diseases: Advances in Research and Treatment” (© 2011 ScholarlyBrief Editions)
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  6. 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"



















    Angio RM senza mezzo di contrasto



    Sequenze TRANCE (Philips)



























    Chiara Bua Giancarro



    UO Radiologia Nuovo Ospedale “Santo Stefano”, Prato



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    bg.c[chiocciolina]libero.it










    RIASSUNTO
    Oggigiorno la sempre maggiore diffusione della RM e degli scanner, consente alle aziende leader nel settore, di offrire tecniche di acquisizione di immagini, bobine e strumenti adatti a studi angiografici di alta qualità. Inoltre, le tecniche angiografiche di RM senza mezzo di contrasto, in pazienti con insufficienza renale e a rischio di NSF (fibrosi sistemica nefrogenica), hanno interesse clinico crescente grazie alla mancante somministrazione di gadolinio. Lo scopo di questo lavoro è di presentare le sequenze TriggeredAngiographyNon-ContrastEnhanced( TRANCE ) e b- TRANCE di Philips ( balanced ).
    Le sequenze TRANCE vengono impiegate principalmente per lo studio delle arterie renali e degli arti inferiori. Si basano su una tecnica sincronizzata con il ciclo cardiaco, che permette la sottrazione di immagini acquisite in varie fasi del ciclo stesso, per la visualizzazione di vene e arterie. TRANCE utilizza la tecnica 3D-TSE (3D Turbo Spin Echo). L’intensità del segnale del sangue dipende dalla velocità del flusso sanguineo nel vaso di interesse e dal tempo di ritardo del trigger cardiaco. Vengono acquisite due serie di immagini, una in sistole e una in diastole. In sistole il segnale delle arterie risulta scuro a causa dell’elevata velocità del flusso sanguineo, mentre il segnale delle vene è intenso perché il flusso è più lento. In diastole il segnale di arterie e vene risulta comunque intenso. La tecnica TRANCE sottrae la fase sistolica dalla diastolica, mostrando così le arterie brillanti su background scuro. Esistono anche le sequenze b-TRANCE (balanced) che utilizzano un impulso preliminare di inversione con selezione di uno slab e di uno slab REST per la soppressione del parenchima e delle strutture venose. Le arterie appaiono chiare grazie all’afflusso di sangue non saturo dell’aorta entro il TI (tempo di inversione), il cui valore si determina col triggering cardiaco.
    Saranno descritti l’analisi delle sequenze TRANCE e b-TRANCE, il protocollo di scansione e le tecniche di esecuzione dell’esame.
    PAROLE CHIAVE
    Non CE-MRA, TRANCE, b-TRANCE,Triggering cardiaco, Sottrazione
    INTRODUZIONE
    La capacità della RM di visualizzare il flusso sanguigno e di creare immagini angiografiche, fu descritta per la prima volta da Laub nella seconda metà del 1980 introducendo il concetto di Time of Flight ( TOF ) e da Dumoulin che descrisse il metodo di angiofrafia a contrasto di fase (PC). Il fenomeno del tempo di volo (TOF ossia Time-Of-Flight) è provocato dell’entrata/uscita (wash-in/wash-out) di spin in rapporto all’emissione degli impulsi di RF.Le metodiche angio-RM PC consentono, invece, la visualizzazione dei vasi, sfruttandogli effetti di defasamento protonico da fenomeni di flusso.La tecnica angio-RM può essere applicata con due modalità diverse: una 2D (ossia acquisizione successive di sezioni contigue) e una 3D (ossia acquisizione simultanea di un volume suddiviso in partizioni multiple, con possibilità di rielaborazioni MIP).Nel corso degli anni successivi l’evoluzione tecnologica, l’aumento dell’intensità dei campi magnetici, lo sviluppo di bobine e di software dedicati hanno permesso la creazione di tecniche di imaging perfezionate e molto sofisticate.Nel 1994 Prince introdusse il concetto di CE_MRA ( contrast enhanced-MRA).
    L’utilizzo del gadolinio come mezzo di contrasto permette di visualizzare rapidamente un ampio territorio vascolare. Ciò è possibile se viene utilizzato l’iniettore automatico per avere un bolo di mezzo di contrasto omogeneo, se viene calcolato correttamente il tempo di circolo e se si stabilisce all’interno della sequenza il corretto riempimento del K spazio.Successivamente, gli ulteriori progressi della tecnologia, hanno portato alla nascita delle angiografie time-resolved 3D (ovvero acquisizioni ad alta risoluzione spaziale e temporale che svincolano l’operatore dal calcolo del tempo di circolo) e all’ introduzione del movimento del tavolo porta-paziente, che permette l’acquisizione di FoV ampi (e.g. angio-Rm degli arti inferiori).Tuttavia, dal 2008, è cresciuto l’interesse clinico per le tecniche NCE-MRA (non contrastenhanced MRA), ovvero senza impiego di mezzo di contrasto.Nonostante sia le tecniche TOF che PC siano tecniche di angio-RM senza mdc, col termine NCE-MRA si indica una categoria di sequenze create per ovviare ai difetti delle prime due nello studio di alcuni distretti vascolari.
    Philips propone per studi NCE-MRA:
    Sequenze TRANCE (per lo studio vascolare degli arti inferiori)
    Sequenze b-TRANCE (per lo studio delle arterie renali)









    Figura 1: confronto tra CTA, CE-MRA, NCE-MRA


    TECNICA E METODOLOGIA
    Sequenze TRANCE
    Le sequenze TRANCE utilizzano una tecnica 3D non selettiva TSE ( appartengono alla classe delle Radiofrequencyrefocusedecho SE Echo Train ) basata sulla sincronizzazione con il ciclo cardiaco, che permette la sottrazione di immagini acquisite in varie fasi del ciclo stesso, per la visualizzazione di vene e arterie. L’intensità del segnale del sangue dipende dalla velocità del flusso sanguineo nel vaso di interesse e dal tempo di ritardo del trigger cardiaco. Vengono acquisite due serie di immagini, una in sistole e una in diastole. In sistole il segnale delle arterie risulta scuro a causa dell’elevata velocità del flusso sanguineo (per defasamento degli spin e conseguente effetto flow void ), mentre il segnale delle vene è intenso perché il flusso è più lento. In diastole il segnale di arterie e vene risulta comunque intenso. La tecnica TRANCE sottrae la fase sistolica dalla diastolica, mostrando così le arterie brillanti su background scuro. Per una miglior soppressione della immagine di fondo è possibile applicare anche un impulso di inversione STIR. Si tratta di sequenze principalmente impiegate per lo studio vascolare degli arti inferiori.








    Figura 2: sequenza TRANCE, sottrazione fase sistolica da diastolica






    Di seguito è riportato il diagramma temporale della sequenza TRANCE ( Figura 3)








    Figura 3: sequenza TRANCE, diagramma temporale


    Uno dei limiti di questa tecnica è la misregistrazione spaziale dato che solo una parte dell’acquisizione 3D si ottiene in un ciclo cardiaco e l’effetto blurring è causato dalla lettura FSE, mentre il segnale decade per effetto T2. L’impiego dell’imaging parallelo ( SENSE per Philips) può ovviare a questi artefatti.
    Un altro parametro di importanza fondamentale è il calcolo del tempo di delay del trigger cardiaco sia per la fase sistolica che diastolica. Per ogni distretto corporeo in studio viene applicato un “ECG-PrepScan”, ovvero un’acquisizione single slice, multi shot, fast spin echo con triggering cardiaco per trovare i tempi di delay ottimali.
    Il tempo di acquisizione si aggira tra i due e i quattro minuti. Ampi distretti corporei possono essere studiati applicando FoV multipli grazie allo spostamento del supporto porta-paziente. Possono essere impiegati FoV ampi (da 380 fino 450 mm) ed alte matrici.
    E’ stato osservato che l’impiego del Flow compensation in fase diastolica esalta il segnale brillante delle arterie e in fase sistolica, invece, ne abbatte il segnale. Studi hanno dimostrato che un ampio angolo di rifocalizzazione permette un alto SNR ma l’attenzione rivolta al SAR pone delle limitazioni.
    Per quanto riguarda i valori di FLIP ANGLE (FA), questi possono variare tra 90° e 120°, in quanto il suo valore influenza la sensibilità al flusso della sequenza. Vasi di calibro maggiore, quali l’arteria poplitea, sono meglio visibili con valori di FA elevati, a differenza di quelli a calibro minore che vengono studiati con valori di FA più bassi.
    Al termine dell’acquisizione si possono fare ricostruzioni simil-angiografiche con il software di post processing ( MIP, ricostruzioni radiali, etc…) e nel caso dello studio vascolare di tutto l’arto inferiore, riunificare i vari FoV e ottenere immagini dell’arto in toto.
    Studi hanno dimostrato che la qualità delle immagini TRANCE può essere paragonate a immagini CTA e DSA, soprattutto se acquisite con scanner a 3 Tesla.Le varie aziende leader nel settore hanno diffuso implementazioni simili: Toshiba con FBI (fresh-bloodimaging), Siemens con NATIVE (NC-RM of arteries and vein), GE con Inhanced 3D Deltaflow.
    Nella tabella ( Tabella 1 ) al paragrafo “ Conduzione dell’esame” , vengono riportati in dettaglio tutti i parametri tecnici della sequenza implementata sullo scanner RM Philips Ingenia 1.5T dell’ospedale S.Stefano di Prato.








    Figura 4 e 5: immagini sequenze TRANCE, arto inferiore


    Sequenze b-TRANCE
    Le sequenze b-TRANCE impiegano la tecnica balanced steady-state free precession con sincronizzazione col trigger respiratorio ( appartengono alla classe delle RapidAcquisition GRE 3D b-SSFP Fid+Echo ). Vengono utilizzate per lo studio dei vasi per la capacità di rilevare un elevato segnale dal sangue, ma hanno lo svantaggio di mostrare iperintense sia le vene che le arterie; per ovviare a questo viene inserito un impulso di inversione prima del gradiente di lettura; sono impiegate soprattutto per lo studio delle arterie renali (sono uno strumento efficiente per la loro valutazione essendo studi ad alta sensibilità e alto valore predittivo negativo,figura 6).








    Figura 6: sequenza b-TRANCE, immagine MIP delle arterie renali


    L’impulso di inversione a 180° è impiegato per invertire il segnale di una vasta regione che comprende i reni e la vena cava inferiore. Dopo il tempo di inversione (TI) successivo all’impulso di inversione, è applicato un impulso selettivo 3D b-SSFP su reni e arterie renali.
    Successivamente all’impulso di inversione il segnale dei tessuti, incluso il sangue della vena cava, viene recuperato attraverso rilassamento T1 e dopo il TI appropriato diventa zero (generalmente intorno al secondo). Il TI è scelto in modo da sopprimere i tessuti di background e in modo da permettere al sangue arterioso non saturato ( cioè ”nuovo, fresco” ) di entrare nella regione di interesse e avere segnale elevato.E’ necessario applicare prima del gradiente di lettura un impulso per sopprimere il grasso dato che recupera molto velocemente e può risultare iperintenso. Bande di presaturazione (REST per Philips , figura 7) sono utili ai margini inferiori e superiori del FoV per il grasso della parete addominale e per la soppressione del sangue venoso.








    Figura 7: posizionamento REST






    Tutta l’acquisizione è sincronizzata col trigger respiratorio e ogni parte dell’acquisizione 3D si ottiene all’interno di un ciclo respiratorio per ovviare agli artefatti da misregistrazione.
    Il tempo di acquisizione varia tra due e quattro minuti, dipende dalla collaborazione del paziente e dalla risoluzione spaziale desiderata.
    Al termine dell’acquisizione si possono fare ricostruzioni simil-angiografiche con il software di post processing ( MIP, ricostruzioni radiali, etc…)
    Le varie aziende leader nel settore hanno diffuso implementazioni simili: Toshiba con time-SLIP (time spatiallabellinginversionpulse), Siemens con NATIVE TrueFISP, GE con IFIR (inhanceinflowinversionrecovery).
    Nella tabella (Tabella 2 )al paragrafo successivo, vengono riportati in dettaglio, tutti i parametri tecnici della sequenza implementata sullo scanner RM Philips Ingenia 1.5T dell’ospedale S Stefano di Prato.
    Di seguito, invece, il diagramma temporale della sequenza.












    Figura 8: sequenza b TRANCE, diagramma temporale


    Conduzione dell’esame
    Il paziente non deve eseguire particolare preparazione perché non viene somministrato mezzo di contrasto.Si ricorda l’adeguata anamnesi e la corretta compilazione del questionario per le controindicazioni relative all’esame RM.Il TSRM provvede ad eseguire l’esame nel pieno rispetto delle norme di sicurezza (controindicazioni, protezioni acustiche, posizionamento paziente e bobine, SAR, etc).
    Per quanto riguarda lo studio degli arti inferiori il paziente è supino ed entra nel gantry con i piedi; le bobine utilizzate sono le due anterior (per Philips) phased array 32 canali e la bobina posterior integrata nel supporto porta-paziente.Si posiziona il trigger cardiaco.
    Per lo studio delle arterie renali il paziente è supino con la testa che entra per prima nel bore.Si posizionano le bobine come per lo studio classico dell’addome. Viene utilizzata una bobina anterior(per Philips) phased array 32 canali e la bobina posterior integrata nel supporto porta-paziente.Si applica il trigger cardiaco e/o respiratorio.
    Prima di applicare le sequenze di studio angiografico si eseguono scansioni T1 e T2 pesate rispettivamente secondo i piani assiali e coronale per posizionare al meglio il FoV di acquisizione.
    Di seguito, nelle tabelle successive, vengono riportati i parametri tecnici delle sequenze TRANCE e b-TRANCE ( sono stasi ripresi i principali parametri, con i rispettivi valori, delle sequenze implementate sullo scanner RM 1.5 T Ingenia recentemente installato nel servizio di risonanza magnetica dell’ospedale S.Stefano di Prato, presso il quale lavoro ).





    Tabella 1: parametri tecnici sequenza TRANCE








    Tabella 2: parametri tecnici sequenza b-TRANCE






    CONCLUSIONI
    Oggi la sempre maggiore diffusione della RM e degli scanner, consente alle aziende leader nel settore, di offrire tecniche di acquisizione di immagini, bobine e strumenti adatti a studi angiografici di alta qualità. La formazione del TSRM, la conoscenza delle apparecchiature con cui lavora,la struttura e i parametri che costituiscono la sequenza da applicare, sono fondamentali per ottenere un esame con valore diagnostico.
    BIBLIOGRAFIA
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  7. 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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    [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)
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    [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)
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  8. 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”











    CE-MRA 4D



    Sequenza Twist



















    Francesco Mutterle



    francesco.mutterle[chiocciolina]gmail.com










    1. Riassunto
    Il progresso tecnologico e la necessità di esami ad altissima risoluzione temporale in molti distretti corporei hanno reso possibile lo sviluppo e l’affermazione di sequenze angiografiche che sono in grado di acquisire in modo dinamico l’intera fase di somministrazione di mezzo di contrasto.
    Le sequenze Twist (Time-resolved angiography With Interleaved Stochastic Trajectories) sono Rapid Acquisition Gradient Recalled Echo Fid Imaging 4D, con una risoluzione spaziale anche sub-millimetrica e temporale velocissima. Grazie al bolo di contrasto, ci permettono di seguire istante dopo istante l’impregnazione dei vari tessuti nelle varie fasi arteriose e venose. L’intero K-spazio viene acquisito all’inizio e alla fine dell’acquisizione, mentre nelle restanti fasi dinamiche, questo viene diviso in 2 zone, A e B. La zona A corrisponde alle basse frequenze spaziali (centro del K-spazio), mentre la zona B alle alte frequenze spaziali (periferia del K-spazio). Le frequenze relative al centro del K-spazio vengono acquisite in maggiore percentuale, ma nei parametri della sequenza è possibile comunque impostare la percentuale di alte e basse frequenza spaziali da acquisire nelle varie fasi dinamiche, decidendo di avere più segnale o più risoluzione temporale. La loro velocità è dovuta anche alla possibilità di potere usare grandi fattori d’accelerazione grazie all’Imaging Parallelo. Verranno descritte le caratteristiche principali del tipo di sequenza.
    Le sequenze Twist sono sequenze molto versatili poiché possono essere utilizzate in molti distretti corporei e per molte tipologie d’esame, permettono di ridurre la quantità di mezzo di contrasto utilizzato, offrono un’ottima risoluzione spaziale, e possono essere oggetto di un ampio post-processing grazie alla loro natura volumetrica.
    2. Parole chiave
    Angiografia, Time-Resolved MRA, Twist, 4D
    3. Introduzione
    Gli esami di risonanza magnetica fanno sempre più parte della routine quotidiana delle moderne radiologie, grazie all’immenso e inarrestabile progresso delle tecnologie utilizzate e alla migliore preparazione del personale sanitario.
    Un settore dove le case produttrici hanno investito sempre maggiori risorse è l’MRA (Magnetic Resonance Angiography), ovvero l’angiografia applicata agli esami di RM.
    Sono state messe a punto negli anni diverse tecniche di applicazione, ognuna con i propri vantaggi e svantaggi, come ad esempio le sequenze CE-MRA, le quali utilizzano un mezzo di contrasto a base di gadolinio, mentre le tecniche TOF (Time of Flight) e PC (Phase Contrast) non dipendono da questo tipo di sostanze.
    Le sequenze CE-MRA sono tutt’ora considerate le più affidabili, a patto di iniziare l’acquisizione con il timing corretto, poiché non risentono di possibili artefatti, come la sovrastima del grado di stenosi a livello dei vasi, che affligge in certi casi le scansioni TOF. Nelle CE-MRA però, se il centro del K-spazio viene acquisito troppo presto, non viene raggiunto il massimo segnale all’interno delle arterie, mentre se è acquisito in ritardo, compariranno le strutture venose a disturbare le immagini.
    Il miglioramento negli anni di magneti, gradienti, lettini, bobine, imaging parallelo, tecniche di riempimento del K-spazio, ha portato ad un ulteriore balzo in avanti di queste sequenze CE-MRA, dapprima da 2D a 3D, e in seguito da 3D a 4D.
    Le 4D hanno un campo di applicazione più specifico rispetto alle 3D, ma sono una di quelle componenti che stanno, appunto, facendo affermare sempre di più la risonanza magnetica come una tipologia d’esame universale, affidabile, multiparametrico e ripetibile nel tempo.
    La sequenza Twist è la proposta dell’azienda tedesca Siemens, utilizzata per esami dinamici.
    4. Tecnica e metodologia
    La sequenza Twist (Time-resolved angiography With Interleaved Stochastic Trajectories) è una sequenza proprietaria Siemens, mentre le corrispetive sequenze sviluppate dalle altre case produttrici sono Tricks per quanto riguarda GE, e 4D-Trak per quanto riguarda Philips, ognuna con le proprie caratteristiche specifiche.
    Gli studi dinamici vengono definiti 4D, poichè, alle sequenza CE-MRA 3D utilizzate più frequentemente, aggiungono un'ulteriore informazione, un'ulteriore »dimensione«, quella della risoluzione temporale. Vengono definite dinamiche in quanto è possibile osservare praticamente in tempo reale e nel loro insieme, i fenomeni che avvengono all'interno del letto vascolare: come arriva il mezzo di contrasto, come si distribuisce all'interno degli organi e dei vasi, come defluisce, se ci sono distretti con un andamento anomalo, se si concentra in prossimità di neoformazioni.
    Il diagramma temporale della Twist si basa sulla struttura delle RA-GRE Fid-Imaging (Rapid Acquisition Gradient Recalled Echo).









    Figura 1. Diagramma temporale RA-GRE Fid-Imaging.






    Come si può notare dall'immagine soprastante, nel primo step del diagramma temporale vengono applicati un gradiente di selezione di strato (G slice) e un impulso di RF minore di 90° che deflette la magnetizzazione macroscopica longitudinale (MML) dall’asse longitudinale Z verso il piano traverso X-Y. Nel secondo step, vengono applicati un gradiente di strato inverso, per compensare il defasamento dovuto alla sua precedente applicazione e per individuare la partizione nel volume, un gradiente di fase (G phase) per individuare la specifica riga del K-spazio, e un gradiente di frequenza (G freq.) per indurre un defasamento nella magnetizzazione trasversa e definire la direzione all’interno del K-spazio. Nel terzo step, viene applicato il gradiente di lettura (G freq.) inverso, che permette la lettura del segnale, mentre nello step 4 si genera un impulso di spoiler per azzerare la componente di magnetizzazione trasversa residua, in modo da rendere il sistema immediatamente pronto per un nuovo treno di impulsi. Da questo punto, gli step si ripetono.
    In questa tecnica angiografica (Contrast Enhancement), il contrasto tra vasi e tessuto stazionario viene creato iniettando nel flusso sanguigno un agente di contrasto in grado di accorciare il T1 dei tessuti, non creando problemi di saturazione del flusso, come potrebbe accadere nella tecnica TOF, aumentando il loro segnale. Utilizzando i giusti valori dei parametri, il sangue risulterà iperintenso, mentre i tessuti circostanti scuri. Quando parliamo di valori corretti dei parametri, ci riferiamo ad un TR che deve essere cortissimo, nell'ordine dei 2-10 ms, un TE altrettanto veloce, da 1 a 5 ms, per evitare la pesatura T2, un Flip Angle molto basso pari a 15-30°, che impiegherà meno tempo a deflettere la magnetizzazione essendo piccolo.
    Ricordiamo che questo tipo di sequenza si basa sul fenomeno dello Steady-State Free Precession, ovvero il TR deve essere inferiore rispetto al T2 dei tessuti. Dopo una prima fase transitoria molto breve definita di “Transient State”, infatti, si arriva allo stadio di Steady-State Free Precesion, dove i tessuti non riescono a recuperare totalmente la propria magnetizzazione longitudinale, e nel frattempo la loro magnetizzazione trasversa non riesce a defasare totalmente. Il segnale che siamo in grado di leggere, detto segnale di Fid, relativo alla lettura del Fid, è direttamente proporzionale all’effetto dell’impulso di radiofrequenza applicato e al relativo Flip Angle.









    Figura 2, A e B. A) Campionamento completo dell’intero K-spazio; B) campionamento completo della porzione A, campionamento al 33% della porzione B.






    La risoluzione temporale è altissima, permettendoci di poter visualizzare più immagini per secondo, ideale per esami dinamici. Il K-spazio viene acquisito con traiettorie semi-randomizzate e per ogni fase diviso in due parti, A e B. Come sappiamo, il contrasto dell’immagine è contenuto nel centro del K-spazio, mentre le informazioni relative alla risoluzione spaziale provengono dalla periferia. Poiché con questa sequenza dobbiamo eseguire esami contrastografici, dovremo essere molto veloci nella scansione: il flusso sanguigno è molto rapido, e la quantità di mezzo di contrasto iniettata è limitata. Con questa sequenza, in base al tipo di esame che è necessario svolgere, possono essere decisi il numero di fasi, la percentuale del centro e della periferia del K-spazio da campionare. Se ad esempio avessimo bisogno di una risoluzione temporale altissima, potremmo impostare una percentuale di acquisizione bassa nella periferia; viceversa, nel caso avessimo bisogno di risoluzione temporale non esasperata e anche di un certo livello di dettagli, saremo costretti a trovare un compromesso tra tempo, porzione centrale e periferica. Per ogni fase vengono sempre scansionate sia centro sia periferia, ma usualmente la periferia in una percentuale molto minore.
    Il mezzo di contrasto utilizzato è a base di gadolinio (Multihance 0,1 mmol/kg), somministrato per via endovenosa, il quale non potrà essere somministrato a tutti quei pazienti che hanno manifestato reazioni avverse e allergiche a questo tipo di agenti e a coloro che non godono di una buona funzionalità renale.
    5. Discussione
    La sequenza Twist usualmente si trova alla fine dei protolli di acquisizione. L'inizio della sequenza prevede 2 fasi a vuoto, senza contrasto, che rappresentano la cosiddetta »maschera«. Dopo le prime due fasi, inizia l'iniezione del mezzo di contrasto, ad un flusso circa di 3ml/s. Il numero di fasi totali è preimpostato all'interno della sequenza in base all'esame da svolgere.
    La controparte Philips, 4D TRAK, utilizza un riempimento del K-spazio detto Key-Hole: viene acquisita prima la periferia, mentre nelle successive fasi viene campionato esclusivamente il centro, in modo da dare maggiore risalto al contrasto dell'immagine, caratteristica fondamentale nell'imaging angiografico. Le caratteristiche principali sono l'acquisizione randomizzata del K-spazio centrale (CENTRA Key-Hole), parallel imaging (SENSE) con alti fattori d'accelerazione, e utilizzo di Half-Fourier.
    La sequenza Tricks, proprietaria GE, utilizza il procedimento »Echo Shared«. Le porzioni B, C, D della periferia vengono acquisite 3 volte meno frequentemente del centro (A) nel seguente modo: D, A, C, A, B, A. L’intero K-spazio è campionato nel suo complesso all’inizio e alla fine della TR-MRA.
    La Twist, utilizza un procedimento che possiamo definire ibrido tra le due, come in parte già illustrato nel paragrafo precedente: nella prima e nell'ultima fase vengono acquisiti sia porzione centrale sia porzione periferica. Nelle altre fasi vengono acuisiti centro e frazioni di periferia, in funzione delle percentuali impostate. Le partizioni si susseguono sequenzialmente, mentre al loro interno il riempimeno del K.spazio è spirale, con le traiettorie della periferia interconnesse tra di loro, mentre i punti campionati sono scelti in base alla loro distanza radiale dal center.
    Per aumentare la velocità d'acquisizione, è possibile agire su altri parametri. Il Partial Fourier ci consente di acquisire poco più della metà delle linee di K-spazio ricostruendo la parte restante, grazie alla Conjugate Simmetry. L'imaging parallelo (IPAT), grazie ai sofisticati software e a moderni algoritmi come GRAPPA, permette di aumentarte il fattore di accelerazione, anche a valori di accelerazione alti, dimuendo tempo d'acquisizione, importante sia nella routine, sia per i pazienti che faticano a permanere all'interno del gantry.
    Il campo di applicazione di questa sequenza è da trovarsi nella diagnosi, studio, follow-uo di malformazioni artero-venose, studio delle carotidi, arterie spinali, studi osteo-articolari periferici, addome, studi cererali, del collo, pianificazioni preoperatorie, e in generale, qualsiasi esame che necessiti di informazioni dinamiche.













    Figura 3. Acquisizione Twist per studio di carotidi.






    Uno studio condotto da Sonja Kinner et al. [8] ha valutato l'utilizzo della sequenza Twist nella valutazione di dissezione aortica acuta, per cartterizzarne la morfologia. Le angiografie dinamiche forniscono infatti un'altissima risoluzione temporale permettendo di assistere all'andamento del flusso e della propagazione dell'agente di contrasto. Lo scopo dello studio infatti era di valutare la qualità d'immagine, accuratezza diagnostica, informazioni sul flusso combinate con alta risoluzione spaziale e temporale per la valutazione preoperatoria. Un numero di pazienti pari a 19 è stato oggetto di studi sia dinamici sia 3D convenzionali. I risultati si possono riassumere principalmente in 3 punti: 1) in pazienti con dissezione aortica, la qualità d'immagine di una CE-MRA dinamica si è rivelata minore rispetto alle tradizionali CE-MRA 3D; 2) la Twist fornisce ulteriori informazioni dinamiche, utilizzabili per visualizzare il flusso di falsi lumi, e perfusione del parenchima degli organi, fondamentali per gli interventi; 3) solo un piccolo quantitativo di mezzo di contrasto è necessario per eseguire l'esame e non è richiesto un timing specifico, al contrario delle sequenze 3D convenzionali, dove deve essere perfetto.
    Di seguito è riportata una tabella che contiene i principali parametri utilizzati in protocolli osteo-articolari per lo studio degli arti inferiori nell'Azienda Ospedaliera Universitaria Careggi di Firenze.






    Tabella 1. Principali parametri sequenza Twist 4D, utilizzata in protocolli osteoarticolari, per studi angiografici degli arti inferiori, coscie. Azienda Ospedaliero Universitaria Careggi.


    Le TR-MRA possono, inoltre, essere d’aiuto in pazienti pediatrici, per il minor utilizzo di mezzo di contrasto, e in pazienti che necessitano di esami possono tollerare solamente esami molto corti.
    Un’altra pubblicazione [14] ci illustra come lo studio ad alta risoluzione temporale e spaziale angiografico della mano con Twist MRA, permette di visualizzare le patologie vascolari comparabilmente alle tradizionali 3D MRA, aggiungendo inoltre fondamentali informazioni dinamiche, che un tempo erano ottenibili solamente con tecniche invasive, come la DSA.
    Tutte le immagini, dopo l’acquisizione, sono oggetto di un elaborato post-processing. Le immagini maschera servono appunto per questo, cioè potere eseguire processi di sottrazione. Il MIP (Maximum Intensity Projection) è la tecnica utilizzata più sovente. E’ possibile ruotare le figure, inclinarle in qualsiasi piano, isolare piccolissimi particolari, eseguire zoom molto spinti, eliminare porzioni di strutture che disturbano la corretta visualizzazione e alte molteplici operazioni tutte volte che vogliamo per arrivare alla migliore e corretta diagnosi. 6. Conclusioni
    La sequenza Twist si rivela un'ottima sequenza dinamica in grado di dare fondamentali elementi per la diagnosi in pazienti critici, in larga maniera adattabile alle proprie esigenze e ad un sempre più vasto numero di esami. Sarà interessante valutare, in futuro, l'apporto che porteranno nella routine quotidiana e in questa sequenza, il sempre maggiore progresso tecnologico, relativo a bobine e scanner, nuove e ancora più sofisticate tecniche di riempimento del K-spazio, maggiori risoluzioni spaziali, un imaging parallelo più veloce ed efficiente, che rendereranno l'MRI e le sequenze Time-Resolved MRA elementi sempre più imprescinbili nella diagnosi.
    7. Bibliografia
    [1] John N. Morelli et al. “Technical Considerations in MR Angiography: An Image-Based Guide” JMRI 37:1326–1341 (2013)
    [2] Ulrich Kramer et al. “Pretreatment Evaluation of Peripheral Vascular Malformations Using Low-Dose Contrast- Enhanced Time Resolved 3D MR Angiography: Initial Results in 22 Patients” AJR 196:702–711 (2011)
    [3] Thomas M. Grist et al. “Time-Resolved Angiography: Past, Present, and Future” JMRI 36:1273–1286 (2012)
    [4] Materiale didattico 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”
    [5] D. R. Hadizadeh et al “High temporal and high spatial resolution MR angiography (4D-MRA)” Fortschr Röntgenstr 186:847–859 (2014)
    [6] Kristine A. Blackham et al. “Applications of Time-Resolved MR Angiography” AJR 196: 613-620 (2011)
    [7] Kambiz Nael et al. “Time-Resolved MR Angiography in the Evaluation of Central Thoracic Venous Occlusive Disease” AJR 192:1731-1738 (2009)
    [8] Sonja Kinner et al. “Dynamic MR Angiography in Acute Aortic Dissection” JMRI 00:000-000 (2014)
    [9] Frank R. Korosec et al. “Time-Resolved Contrast Enhanced 3D MR Angiography” MRM 36:345-351 (1996)
    [10] Jurgen Hennig et al. “Time-Resolved Projection Angiography after Bolus Injection of Contrast Agent” MRM 37:341-345 (1997)
    [11] Gerhard Laub et al. “Syngo TWIST for Dynamic Time-Resolved MR Angiography” Magnetom Flash 3/2006
    [12] R. P. Lim et al. “3D Time-Resolved MR Angiography (MRA) of the Carotid Arteries with Time-Resolved Imaging with Stochastic Trajectories: Comparison with 3D Contrast-Enhanced Bolus-Chase MRA and 3D Time-Of-Flight MRA” AJNR 29:1847–54 (2008)
    [13] S. R. Boddu et al. “Contrast-Enhanced Time-Resolved MRA for Follow-Up of Intracranial Aneurysms Treated with the Pipeline Embolization Device” AJNR 35:2112–18 (2014)
    [14] Anton S. Quinsten et al. “Let’s TWIST again: Temporal and Spatial High-Resolution 3D MR-Angiography of the Hand” Magnetom Flash 2/2008
    [15] A. Seeger et al. “Feasibility of Noninvasive Diagnosis and Treatment Planning in a Case Series with Carotid-Cavernous Fistula using High-Resolution Time-Resolved MR-Angiography with Stochastic Trajectories (TWIST) and Extended Parallel Acquisition Technique (ePAT 6) at 3 T” Clin Neuroradiol (2014)
    [16] Hale Ersoy et al. “MR Angiography of the Lower Extremities” AJR 190:1675–1684 (2008)
  9. 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
  10. Luca Bartalini
    NOTE DI RESPONSABILITA'



    Le tesi pubblicate su questo blog sono consultabili liberamente ma NON e' consentito il download sui propri dispositivi.



    Tutto il materiale contenuto e' autoprodotto basandosi sulla letteratura allegata ma non controllato da nessun organo di revisione ufficiale.



    Lo staff di "Fermononrespiri" e gli autori delle tesi non si prendono nessuna responsabilita' in caso di contenuti errati o non allineati alla suddetta letteratura.



    --------------------------------------------------------------------------------------------------------------



    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

    ELENCO TESI






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  11. Luca Bartalini
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    Le seguenti tesi sono state materiale di esame finale del MASTER di primo livello per l'anno 2013-2014 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, in particolare in relazione a formule matematiche e simboli complessi

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  12. 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
  13. 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”



    Correzione degli artefatti da movimento nelle sequenze 3D



    Tecnica 3D PROMO



    Andrea Spagnolo



    U.O.C Radiologia, ospedale G. Fracastoro, san Bonifacio (VR)



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    spa.andrea[chiocciolina]hotmail.it


    Riassunto
    Il movimento del paziente in risonanza magnetica è da sempre una frequente causa di artefatti sull’immagine finale, che spesso possono compromettere le informazioni diagnostiche della scansione. Ciò si verifica principalmente in presenza di pazienti non collaboranti. Il largo impiego di sequenze volumetriche di lunga durata, ha amplificato non poco il problema. Per ovviare a questi inconvenienti, viene introdotta da General Electric (GE) la tecnica 3D PROMO (3D PROspective MOtion correction method), basata sull’immagine e agente in tempo reale, durante la scansione. La nuova metodica è stata già implementata con successo nelle sequenze 3D SPGR fid imaging (T1W 3D PROMO). Per dare una soluzione completa nell’imaging 3D quotidianamente usato, sono state introdotte anche sequenze 3D TSE pesate in T2 (3D T2W PROMO). La tecnica si avvale di 3 navigator ortogonali (S-Nav), ovvero sequenze a basso TR e TE integrate nella scansione 3D, i quali hanno la funzione di campionare i movimenti del segmento in esame, e di conseguenza riposizionare lo slab di acquisizione in modo corretto. Tali navigator sono poi ripetuti con le nuove coordinate, dopo ogni scansione, a seconda dell’entità del movimento, in un meccanismo di auto-correzione. La tecnica 3D PROMO si basa sull’impiego del Filtro di Kalman esteso (EKF), un algoritmo matematico, che permette di valutare lo stato di un sistema dinamico a partire da una serie di misurazioni soggette a rumore. Nel nostro caso tale filtro si avvale delle immagini a bassa risoluzione prodotte dai navigators, per valutare il movimento del segmento secondo 6 gradi di libertà. Le linee di k-spazio deteriorate dal movimento vengono riacquisite in modo automatico, al fine di aumentare la robustezza del metodo PROMO. Ad oggi la tecnica descritta offre molti vantaggi in particolar modo nell’imaging pediatrico.
    Parole chiave
    correzione del movimento, navigator, Kalman, prospettico, PROMO
    Introduzione
    L’evoluzione dei sistemi di correzione del movimento in Risonanza Magnetica negli ultimi anni è stata considerevole. Le tecniche maggiormente implementate fino ad oggi sono i trigger fisici per il respiro in ambito toraco addominale, i navigator di tipo prospettico o retrospettivo, le nuove traiettorie di riempimento dello spazio-K 2D (radial multishot). Queste ultime hanno segnato un’importante innovazione dal punto di vista tecnico, estendendosi dagli studi neuro ed articolari, ai distretti addominali. I limiti più considerevoli di queste sequenze sono da ricercarsi nella alta sensibilità ad artefatti dovuti al riempimento radiale del k-spazio. E’ necessario inoltre ricordare, che la tecnica di correzione del movimento con radial multishot rimane comunque retrospettiva, quindi corregge lo spostamento esclusivamente dopo la scansione. I recenti sviluppi tecnologici hanno inoltre condotto ad un sempre più largo impiego di sequenze volumetriche, con acquisizione di un k-spazio 3D, con aggiunta di una codifica di fase lungo l’asse Z. Le scansioni 3D consentono di ottenere grossi vantaggi in termine di rapporto segnale rumore (SNR), dovuti all’eccitazione di uno slab completo, tuttavia un singolo movimento del paziente durante la scansione, causerà artefatti su tutto il set di dati acquisiti e lungo tutti e tre i piani ortogonali. Inoltre la lunga durata di queste sequenze favorisce statisticamente il verificarsi del movimento. Ciò ha reso necessaria l’introduzione di tecniche di tipo prospettico, che correggano il movimento in real time su tutti i piani, quali la tecnica 3D PROMO (3D PROspective MOtion correction method), oggetto di questo elaborato. Presentata recentemente da General Electric, questa metodica va a correggere gli artefatti da movimento nei tre piani, in modo prospettico ed in tempo reale; riducendo il numero di sequenze non diagnostiche e di esami da programmare con sedazione. Analizziamo passo passo i punti chiave di questa importante innovazione.
    Tecnica e metodologia
    Il movimento durante una scansione in Risonanza Magnetica si manifesta in modi diversi sull’immagine finale, anche a seconda di come il paziente si muove durante la scansione. L’artefatto più comune è il cosiddetto “Ghosting”, ovvero la ripetizione ciclica di alcune strutture lungo la direzione di codifica di fase. L’artefatto è causato da cambiamenti a livello del modulo e della fase degli spin (phase shift), dovuti al movimento, e si verifica principalmente quando lo spostamento è di tipo inter-shot, ovvero tra una codifica di fase e l’altra. I “ghost” sono tanto più evidenti quanto più ampio è stato il movimento, e tanto più sovrapposti quanto più ravvicinati temporalmente sono stati gli shift del paziente. L’effetto di trascinamento è spesso più evidente per i bordi e le parti di contorno dell’immagine (periferia dello spazio-k). Il movimento risulta evidente in codifica di fase a causa della relativa lentezza del processo, rispetto alla codifica di frequenza. Tuttavia gli spostamenti in alcuni casi possono verificarsi anche durante la fase di lettura del segnale; in questi casi si parla di intra-shot movement, il quale causa spesso artefatti da blurring, quindi una sfocatura generale sull’immagine. Il movimento può essere di tipo fisiologico; in questi casi risulta abbastanza prevedibile e allo stesso tempo facilmente correggibile. I movimenti respiratori in senso supero-inferiore e antero-posteriore vengono spesso corretti tramite l’utilizzo di trigger prospettici o con sistemi retrospettivi. La pulsazione nella maggior parte dei casi viene mitigata con delle bande di pre-saturazione, o allontanata dalla zona d’interesse modificando in modo favorevole la direzione della codifica di fase. Il movimento volontario risulta invece del tutto imprevedibile, e difficilmente correggibile con sistemi tradizionali. In ogni caso i movimenti di tipo fisiologico, data la loro periodicità sono soliti dare artefatti da ghosting, mentre gli spostamenti volontari spesso causano blurring.



    Figura 1. Artefatti da movimento, le frecce indicano alcuni artefatti da ghosting lungo la direzione di codifica di fase.
    I sistemi di correzione del movimento in Risonanza Magnetica si dividono in tre grandi gruppi: sistemi prospettici per la correzione del movimento durante la scansione stessa (quali navigator, trigger, sistemi di gating), sistemi retrospettivi (in gran parte modelli matematici per la correzione del movimento dopo la scansione), tecniche particolari di acquisizione dei dati grezzi (k-spazio radial multishot di tipo PROPELLER, tecniche di imaging single shot), con correzione in ogni caso retrospettiva . I navigator prospettici hanno avuto largo impiego nell’imaging dell’addome, come soluzione al movimento del diaframma. La tecnica PACE (Prospective Acquisition CorrEction), introdotta da Siemens, sfrutta appunto questo tipo di navigator prospettico: una sequenza mono o bidimensionale (1D PACE e 2D PACE) posizionata a livello della cupola diaframmatica, che da informazioni in tempo reale sul movimento respiratorio. I sistemi di acquisizione radiale del k-spazio, sono stati introdotti con successo negli ultimi anni, nella correzione del movimento nelle sequenze 2D. In questo tipo di acquisizione si può parlare esclusivamente di movimento di tipo in-plane, quindi relativo esclusivamente alla slice eccitata dall’impulso RF. Per quanto riguarda i movimenti through-plane, l’acquisizione radial multishot va a correggere solo in parte i movimenti causati lungo l’asse Z, ovvero quelli relativi alla singola slice. Nuove tecniche sono state recentemente proposte per correggere in modo prospettico il movimento su tutti e tre gli assi e nelle scansioni con acquisizione 3D. Esse si basano principalmente sull’utilizzo di navigator, brevissime sequenze che vanno ad acquisire parzialmente, ed in modo rapido il k-spazio, consentendo di monitorare in tempo pressoché reale la posizione dell’oggetto, che stiamo studiando. Alcune di queste tecniche basano il loro funzionamento sulla diretta corrispondenza fra k-spazio ed immagine, la quale consente di dire che una qualsiasi traslazione nel dominio delle frequenze, corrisponde ad una traslazione nel dominio spaziale; lo stesso principio vale per i moti rotazionali, assumendo di analizzare un corpo rigido. Questi metodi lavorano perciò esclusivamente sul k-spazio. Altre tecniche si basano invece sull’immagine, e necessitano quindi di navigator in grado di produrre immagini anatomiche, anche a bassa risoluzione.
    Di questo genere di metodica fa parte la tecnica 3D PROMO proposta da Nathan White nel 2007 e recentemente implementata da General Electric, per lo studio dei corpi rigidi, nel particolare dell’encefalo. Essa impiega come sequenze di monitoraggio dei navigator ultra rapidi, basati su una acquisizione gradient echo con riempimento del k spazio a spirale. Essi presentano un flip angle decisamente basso, circa 8°, per rendere minimo l’effetto di saturazione degli spin per la sequenza di acquisizione vera e propria. Il tempo di echo (TE) è di 3,4 ms, mentre il tempo di ripetizione (TR) è di 14 ms. La banda di ricezione (BW) è di ±125 kHz, mentre le dimensioni del voxel sono 10×10×10 mm, con una matrice di 128×128 pixel. La traiettoria di tipo spirale garantisce una buona copertura del k spazio, con bassa sensibilità alle distorsioni. Uno dei limiti di queste sequenze è la sensibilità agli artefatti off-resonance; per questo motivo viene sempre fatto un aggiustamento nella frequenza centrale di trasmissione, nella fase di prescan. I navigator spirale (SP-Navs), qui descritti vengono effettuati sui tre piani ortogonali, per monitorare in tempo reale il movimento del paziente.



    Figura 2. Diagramma temporale di un navigator spirale (SP-Nav) single shot, sui tre piani (a). A destra le immagini ricostruite per il monitoraggio del movimento del paziente (b). Si nota come mediante soli tre impulsi RF si ottengano le tre slice necessarie
    Per convenzione la direzione x viene considerata parallela all’asse destra-sinistra, y all’asse anteriore-posteriore e z all’asse superiore-inferiore. I navigator SP-Nav sono stati quindi integrati nelle sequenze di acquisizione 3D anatomiche. In prima istanza le sequenze implementate sono: una T1 3D IR-SPGR (Spoiled Gradient Echo) e una T2 3D FSE (Fast Spin Echo), di cui andiamo brevemente a elencare le caratteristiche. La T1 3D IR-SPGR (T1W PROMO) è una sequenza che viene classificata fra le Gradient Echo Rapid Acquisition Fid Imaging, con preparazione della magnetizzazione. Presenta tempi di echo e di ripetizione molto brevi (inferiori al T2 dei tessuti), perciò necessita di uno spoiler (di gradiente o RF), che abbatta la magnetizzazione longitudinale residua, prima del successivo impulso. L’impulso IR che precede la sequenza è atto ad amplificare la pesatura T1, andando a discriminare il segnale dei vari tessuti secondo la componente longitudinale della magnetizzazione. Il flip angle è solitamente molto basso, per accorciare i tempi di recupero della magnetizzazione. La T2 3D FSE (T2W PROMO) viene classificata fra le Rapid Acquisition Spin Echo. Essa presenta numerosi impulsi di rifocalizzazione a 180° in un singolo TR, che consentono la formazione di un treno di echi (Echo Train). Nel caso di acquisizioni 3D la lunghezza del treno di echi (Echo Train Lenght o ETL), deve essere aumentata considerevolmente, per contenere il tempo totale di scansione. La bassa qualità degli echi tardivi nelle sequenze ad alto ETL, ha richiesto l’introduzione di tecniche a flip angle variabile (Variable Flip Angle), che mantenessero costante il segnale per tutta la durata del treno di echi. GE presenta queste sequenze col nome commerciale Cube. Nei lavori di White del 2010 le scansioni T2W PROMO vengono presentate senza implementazione del flip angle variabile, che invece troviamo nel lavoro di Shankaranarayanan del 2008. La T1W PROMO implementata da White presenta TE e TR rispettivamente di 3,9 e 8,7 ms, TI di 270 ms, flip angle di 8°, BW ±15,63 kHz, FOV 24 cm, voxel di 1,25×1,25×1,2 mm e 192 partizioni. L’acquisizione della singola partizione di k-spazio ha traiettoria ellittica-centrica sul piano y-z e viene completata dopo ogni singolo impulso di inversione; in questo modo le linee centrali dello spazio-k vengono acquisite per prime e subiranno direttamente gli effetti dello stesso impulso a 180°. Per quanto riguarda invece la sequenza 3D FSE T2W PROMO il TE ed il TR sono rispettivamente di 110 e 2500 ms, BW di ±31,25 kHz, FOV 24 cm, voxel di 1,25×1,25×1,2 mm, 90 partizioni. L’ETL pari a 90 è aumentato rispetto alle convenzionali sequenze FSE. La variante a flip angle variabile presenta invece TE/TR=100/2000 ms, FOV=20 cm, spessore=1.3 mm, matrice di acquisizione 160x160x160, ETL=94, BW=±31.25 kHz. I navigator vengono inseriti durante la fase di recupero della magnetizzazione longitudinale (T1 recovery time), così da non allungare il tempo di scansione. Il tempo totale per l’acquisizione di un singolo navigator spirale è di 42 ms e il tempo necessario per ricostruire le tre immagini è di circa 6 ms. Il tempo di ripetizione per ogni singolo SP-Nav è di 100 ms ed’è ripetuto fino a 5 volte all’interno di ogni fase di recupero, che per la IR-SPGR è di circa 700 ms, e per la 3D FSE è di circa 1200 ms. Temporalmente i navigator vengono collocati prima dell’impulso di inversione, nel caso della T1W PROMO e prima dell’impulso a 90° per la T2W PROMO.



    Figura 3. Diagramma temporale di una sequenza 3D PROMO T1W IR-SPGR (a). Diagramma temporale di una sequenza 3D PROMO T2W FSE (b). Si nota come i navigator siano inseriti prima di ogni impulso iniziale, dopo il quale vengono ripetuti M volte i segmenti della sequenza, fino a completare la singola partizione.
    Il tempo di scansione delle sequenze IR-SPGR e 3D FSE è rispettivamente di 8 min e 4,5 min. La T2W PROMO presenta una selezione di slab durante l’impulso a 90°, caratteristica non presente nella T1W PROMO. Entrambe sono state eseguite mediante uno scanner da 1,5 T e una bobina da encefalo “phased array” da 8 canali. Per la stima e la correzione del movimento viene adottata la versione estesa del filtro di Kalman. Tale algoritmo matematico si avvale di un sistema di equazioni differenziali, che descrivono lo stato dinamico di un sistema lineare, nel nostro caso di un corpo rigido; ovviamente viene considerato un sistema soggetto a rumore di tipo gaussiano.

    xk - Axk-1+w P(w); N (0,Q)



    yk - h(xk)+v P(v); N (0,R)


    Dove xk è lo stato teorico del sistema (non osservato o “a priori”), e yk è lo stato osservato in base alle misurazioni effettuate o “a posteriori”. Perciò xk corrisponde ad un vettore a sei dimensioni espresso dalla seguente formula (tx,ty,tz, Ox, Oy, Oz,), dove t rappresentano delle traslazioni e O delle rotazioni nei tre piani; yk è rappresentato invece da un vettore con Nv dimensioni, rappresentante le intensità dei voxel negli SP-Nav (dove Nv è il numero di voxel degli stessi. A rappresenta una matrice di transizione 6×6 soggetta a rumore w, dove Q è la covarianza. Tutto ciò viene trasposto a livello delle misurazioni reali, dove h rappresenta l’interpolazione effettuata fra le misurazioni, v il rumore delle misurazioni ed R la covarianza reale. La versione classica del filtro di Kalman esteso prevede due step ben distinti: la fase di “predizione” e quella di “correzione”. Nel caso pratico del metodo 3D PROMO tra le due fasi viene aggiunto un “update” dei parametri di scansione. Nella fase di predizione il filtro si avvale della matrice di transizione A e della covarianza Q (sistema “a priori”), e dei dati provenienti dalle misurazioni, relative ai navigator acquisiti immediatamente prima. In questo modo il sistema riesce a stimare la condizione attuale del corpo rigido in esame (xk/k-1). A questo punto nella fase di update vengono aggiornati i lobi di gradiente lungo i tre assi spaziali (con opportune traslazioni e rotazioni), per la successiva ripetizione della sequenza e dei relativi SP-Nav. Le misurazioni (y) provenienti dai nuovi SP-Nav vengono quindi combinate con i dati provenienti dalla fase di predizione (xk/k-1), per la fase di correzione vera e propria, mediante un algoritmo iterativo. Per dare una maggior robustezza al metodo, Roddey (27) ha introdotto una fase preparatoria denominata fase 1 o “ROI tracking”, immediatamente antecedente ai tre step sopradescritti. Durante la ROI tracking, vengono acquisiti in successione 20 SP-Nav, nei tre piani, atti a fornire una mappatura 3D dell’encefalo pesata in densità protonica (DP). Da queste immagini viene ricavata una ROI, che comprende tutto l’encefalo, così da escludere dall’algoritmo tutte le strutture non assimilabili ad un corpo rigido, quali ad esempio, i tessuti molli del collo, che potrebbero causare errori nella correzione del movimento. La fase di ROI tracking non è eccessivamente costosa in termini di tempo, in quanto dura 10 secondi.



    Figura 4. Immagini sui tre piani relative alla mappatura 3D con ROI tracking pesate in DP (a). Immagini prodotte dagli SP-Nav durante la scansione (b). Tutti i voxel al di fuori della ROI verranno ignorati durante la fase di correzione.
    L’algoritmo di correzione presenta un “punto cieco” durante la fase di acquisizione della sequenza di impulsi vera e propria. Questa fase dura circa 2 secondi, tempo sufficiente per un ampio movimento della testa. Per questo motivo è stato programmato un calcolo per la stima del movimento al termine dell’algoritmo stesso.

    ρN= (x-(n)-x+(n))2


    Dove x- è lo stato prima della sequenza di impulsi, e x+ lo stato immediatamente successivo. Il risultato ρN è una stima del movimento dell’encefalo. Viene quindi introdotto il “valore soglia” per ρN, oltre il quale la sequenza di impulsi viene ripetuta, e i segmenti di k-spazio compromessi vengono riacquisiti.



    Figura 5. Diagramma a blocchi riassuntivo dell’impiego del filtro di Kalman, nella tecnica di correzione 3D PROMO.
    Nella versione attualmente in commercio delle sequenze con tecnica 3D PROMO è possibile impostare un valore limite per il tempo di ri-acquisizione dei segmenti di
    k-spazio; in ogni caso è dato un tetto massimo di 5 minuti aggiuntivi oltre al normale tempo di acquisizione. E’stata inoltre aggiunta la sequenza variable flip angle T2 FLAIR (Cube FLAIR), alle scansioni disponibili con tecnica PROMO.
    Discussione
    Le prime implementazioni su fantoccio ed in vivo hanno dimostrato l’efficacia del metodo PROMO nella correzione del movimento, eliminando quasi del tutto gli artefatti presenti nelle scansioni effettuate con l’opzione PROMO disattivata (PROMO OFF). Gli effetti di saturazione dovuti alla presenza dei navigator, sono pressoché assenti, ed in molti casi la qualità dell’immagine delle scansioni PROMO con movimento corretto, è assimilabile alle immagini a paziente immobile. Le tipologie di movimento periodico analizzate sono due: oscillatorio del capo in senso antero posteriore (annuire) e da destra a sinistra. In entrambi i casi il metodo PROMO si è dimostrato efficiente nella completa correzione degli artefatti a livello dell’encefalo.



    Figura 6. Immagini ottenute con movimento oscillatorio da destra a sinistra confrontate con immagini a paziente immobile (a-b). Immagini ottenute con movimento oscillatorio in senso antero-posteriore o “annuire” (c-d).
    Il lavoro di White del 2010 ha inoltre evidenziato l’efficacia della tecnica PROMO nella correzione e allineamento delle immagini fra slice contigue (between-scan). In ogni caso la tecnica non è immune da errori; fra questi uno dei più importanti è l’effetto denominato “cross-talk”, ovvero il verificarsi di un movimento apparente, causato da un movimento reale su di un altro piano, soprattutto nel caso di rotazioni della testa. Un’altra importante limitazione è l’impossibilità di correzione nei distretti non assimilabili ad un corpo rigido, quali i tessuti molli del collo, i quali vengono volutamente esclusi dall’algoritmo di correzione, durante la fase di ROI tracking.



    Figura 7. Immagine acquisita con opzione PROMO ON, durante un movimento in senso antero-posteriore della testa(a). Immagine acquisita a paziente immobile e PROMO OFF (b). Si noti l’artefatto da movimento a livello della parte superiore del collo, indicato dalla freccia; la zona si trova al di fuori della ROI di correzione.
    L’opzione PROMO, per quanto specificato dalla casa costruttrice è studiata per movimenti moderati del paziente. In caso di movimento di tipo ampio e prolungato, le fasi di
    ri-acquisizione potrebbero infatti protrarsi per alcuni minuti, senza peraltro portare ad un miglioramento considerevole della qualità d’immagine. Per questo motivo il sistema prevede un messaggio d’allarme per l’utente, quando il movimento del capo supera i 10° di rotazione, soglia limite per una correzione efficace. Il metodo PROMO, per un corretto funzionamento dell’algoritmo di correzione, prevede inoltre che l’encefalo sia ben posizionato all’interno della bobina phased-array, perciò l’obliquità della testa non deve superare i 30° rispetto al piano sagittale mediano. L’entità del movimento corretto dalla tecnica 3D PROMO si è dimostrata comunque superiore a quella delle altre tecniche di tipo prospettico presentate finora, soprattutto a quelle basate sul k-spazio. Queste ultime si fondano infatti sulla diretta corrispondenza fra dominio delle frequenze e dominio spaziale, secondo il teorema di Fourier; questa teoria, nelle condizioni reali è spesso irrealizzata, soprattutto a causa degli effetti off-resonance, delle disomogeneità di campo e della non linearità dei gradienti. La tecnica PROMO essendo basata sull’immagine risente molto meno degli effetti off-resonance. Questa caratteristica ha favorito lo svilupparsi di numerose nuove tecniche prospettiche di correzione, fra cui ricordiamo il metodo 3D PACE e gli EPI-Navigators. La tecnica 3D PACE, proposta da Siemens, per le acquisizioni di fMRI (Risonanza Magnetica funzionale), sfrutta le immagini stesse, per riallineare in tempo reale la scansione, a seconda del movimento del paziente; tutto ciò è reso possibile dalla considerevole rapidità delle sequenze EPI (Echo Planar Imaging), perciò questa tecnica non trova impiego nelle acquisizioni 3D anatomiche. Una metodica che molto si avvicina a 3D PROMO è quella proposta da Tisdall nel 2012 su scanner Siemens, che si avvale di Navigator Eco Planari (EPI Navigator,Volumetric-Nav o v-Nav), ovvero brevissime sequenze 3D EPI, atte a campionare il movimento del paziente nel dominio dello spazio. Tali sequenze vengono inserite all’interno del TR delle scansioni convenzionali, così come avviene nella tecnica PROMO. La diversità sta nel fatto, che il primo dei v-Nav acquisiti, viene utilizzato come riferimento per i successivi, i quali vengono co-registrati, sfruttando la tecnica PACE (Siemens). Questa metodica, come 3D PROMO, si applica a sequenze volumetriche IR Spoiled Gradient Echo T1 (nome commerciale Siemens MEMPRAGE), T2 e T2 FLAIR Variable Flip Angle Fast Spin Echo (T2 SPACE). La durata degli SP-Nav risulta leggermente superiore a quella dei
    v-Nav, che vengono inseriti all’interno del TI nelle sequenze Inversion Recovery, e immediatamente dopo la fase di readout nelle scansioni 3D SPACE. Ciò favorisce una maggior accuratezza nella stima del movimento, in termini temporali, rispetto al metodo PROMO, tuttavia influenza pesantemente la durata del TI nelle scansioni Inversion Recovery, causando possibili variazioni nel contrasto dell’immagine. I risultati in termini di correzione del movimento sono ottimi anche per questa metodica. Tra i vantaggi considerevoli della tecnica PROMO, rispetto a metodi di correzione del movimento, come l’acquisizione radial-multishot (PROPELLER imaging), vi è la possibilità intrinseca di correggere il movimento in tutte le direzioni dello spazio, specialmente nella direzione di slice o slab- encoding, caratteristica preclusa finora. E’ da notare anche come PROMO sia applicabile a innumerevoli tipologie di sequenza; l’unico vincolo è infatti rappresentato dal tempo di recupero T1 della scansione, che deve risultare sufficientemente lungo, per consentire l’esecuzione dei navigator. Le ipotesi di future nuove implementazioni di questa metodica di correzione sono molteplici; fra queste ricordiamo la risonanza magnetica funzionale (fMRI), la tecnica Arterial Spin Labeling (ASL) e la Spettroscopia dell’idrogeno. In ogni caso i vantaggi e le limitazioni intrinseche al metodo PROMO hanno spinto la sua applicazione ad un settore prevalentemente pediatrico. La natura del movimento di questi giovani pazienti, ben si adatta alle caratteristiche di correzione di questa tecnica. Generalmente i bambini in età scolare, istruiti prima di un esame di Risonanza Magnetica, sul rimanere fermi il più possibile, tendono ad effettuare comunque dei movimenti di breve durata e moderata escursione, peculiarità che fa del metodo PROMO una buona opzione per la correzione degli artefatti. Gli studi effettuati da Brown e Kuperman, su pazienti di età compresa fra 9 e 11 anni hanno confermato questa ipotesi. Tutti i pazienti sono stati sottoposti a quattro sequenze IR-SPGR, con opzione PROMO alternativamente settata su ON ed OFF (es: OFF-ON-OFF-ON oppure ON-OFF-ON-OFF). Durante le scansioni con opzione settata su PROMO ON è stato quindi possibile misurare l’effettivo movimento dei pazienti. I risultati hanno testimoniato uno spostamento di natura abbastanza varia: da un minimo di 2mm di traslazione e 2° di rotazione, ad un massimo di 1 cm di traslazione a 15° di rotazione, tuttavia questi parametri rientrano per la quasi totalità nei range di correzione del metodo PROMO. E’ interessante notare che il tempo medio di ri-acquisizione dei segmenti di k-spazio, sia risultato di soli 34 secondi aggiuntivi rispetto al tempo di scansione. Un altro dato significativo è il tempo massimo di ri-acquisizione di quasi 5 minuti aggiuntivi, per il paziente con maggior movimento; si nota infatti, come in alcuni casi il movimento insistito porti ad un incremento sensibile dei tempi di scansione. In ogni caso i risultati in termini di correzione del movimento risultano molto incoraggianti: le immagini non diagnostiche ottenute con opzione PROMO OFF sono state oltre 600, mentre solo un’immagine è risultata completamente non diagnostica con opzione PROMO ON. Va ricordato comunque, che non è stato possibile stimare il movimento effettivo dei pazienti durante le scansioni a PROMO OFF, ovviamente a causa della mancanza dei navigator SP-Nav, per il monitoraggio.
    Conclusioni
    Da quanto analizzato in precedenza, emerge senza ombra di dubbio l’effettiva solidità della tecnica PROMO, nella correzione degli artefatti da movimento. La sua flessibilità, il bassissimo impatto sul tempo di scansione e la possibilità di correzione anche sul piano di slab-encoding, la inseriscono a pieno titolo fra le innovazioni di sicura utilità per gli operatori e per i pazienti. L’applicazione alle sequenze 3D, analizzata in questo lavoro, è di grande vantaggio nella pratica clinica, in quanto consente di ottenere immagini ad elevatissima risoluzione spaziale senza dover fare i conti con l’elevato tempo di scansione, che queste di solito richiedono. Va in ogni caso sottolineato come i limiti di questa tecnica vadano ben conosciuti dall’operatore, in quanto ancora prona ad errori, in determinati casi. Il campo pediatrico è senza dubbio il maggior beneficiario di questa metodica, che per le sue caratteristiche, si rivolge a quei giovani pazienti, che in molti casi, sarebbero candidati ad una sedazione, con tutte le problematiche ad essa correlate.
    Ringraziamenti
    Ringrazio la mia famiglia, per il sostegno costante durante il mio percorso di studi. Ringrazio Giulia per il suo incitamento nello spingermi ad affrontare questo master, e per l’aiuto importante nella realizzazione di questo elaborato. Voglio ringraziare inoltre i miei colleghi conosciuti durante quest’ultimo anno, e quelli che mi hanno accompagnato in questa avventura, in particolare: Daniela Picarella, Gabriele Bordon, Roberto Agliata, Carmelo Parisi, Luca Graziosi, Corrado Di Dio, Carmine Tico, Jacopo Tonti.
    Bibliografia
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  14. 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”



















    Doppi tempi di inversione



    MP2RAGE Vs DIR































    Roberto Chiozzi



    Libero Professionista



    chiozzi.roberto[chiocciolina]libero.it














    Riassunto
    La Risonanza Magnetica è la metodica con la maggior risoluzione di contrasto rispetto alle altre tecniche di imaging diagnostico grazie alla sua multiparametricità. Attraverso uno dei parametri fondamentali, cioè il tempo d’inversione, è in grado di discriminare i tessuti conoscendo a priori il loro tempo di rilassamento annullandone il segnale. Questa capacità viene esaltata dalle tecniche che contengono al loro interno due tempi di inversione, grazie alle quali è possibile ottenere immagini in cui due tessuti sono soppressi contemporaneamente. Una delle tecniche, presa in considerazione in questo lavoro, è la DIR, sequenza presente soprattutto nei protocolli per Sclerosi Multipla. Con il passare degli anni è stata ottimizzata fino ad ottenere volumi 3D che ne migliorano l’accuratezza e la precisione diagnostica mantenendo tempistiche di acquisizione ragionevoli. Una seconda tecnica, più recente, nasce come un miglioramento della MPRAGE e, poiché utilizza due tempi d’inversione, è stata chiamata MP2RAGE. Avvalendosi di questa sua caratteristica, è stata elaborata un’ulteriore tecnica, la FLAWS, che discostandosi dallo scopo iniziale della MP2RAGE, non sfrutta i due tempi di inversione per generare un’unica immagine, ma crea due set di immagini, che non devono per forza essere combinate tra loro. Qualora queste due immagini vengano combinate tra loro sono in grado di generare un’unica immagine finale molto simile alla DIR. Entrambe le tecniche, l’MP2RAGE e la DIR, vista la loro apparente somiglianza, sono state poi comparate nei rispettivi ambiti di competenza: l’efficacia nel diagnosticare lesioni demielinizzanti, dove la DIR è considerata attualmente il Gold Standard, e la stima dello spessore corticale in cui l’MP2RAGE rappresenta un miglioramento rispetto all’MPRAGE.
    Parole chiave
    DIR, MP2RAGE, DOPPIO TEMPO DI INVERSIONE, SCLEROSI MULTIPLA, SPESSORE CORTICALE.
    Introduzione
    La materia bianca (WM), la materia grigia (GM) e il liquido cefalo-rachidiano (CSF) sono i tre tessuti che costituiscono, per la quasi totalità, l’area encefalica. Da sempre l’eccessiva intensità di segnale nelle sequenze T2 pesate, proveniente dal CSF, crea problemi dal punto di vista diagnostico nel discriminare lesioni periventricolari. Anche il miglioramento dell’identificazione di lesioni demielinizzanti a livello corticale, o all’interno della materia bianca stessa, ha rappresentato negli ultimi anni uno stimolo per migliorare i contrasti tra questi tre tessuti. Infatti, la somiglianza dei tempi di rilassamento, soprattutto tra, WM e GM provoca una scarsa differenziazione in termini di risoluzione di contrasto, specialmente nelle sequenze SE T1 pesate. Questo rappresenta un ostacolo anche per gli studi che richiedono stime dello spessore corticale. Fin dal 1994 sono state studiate sequenze che, sfruttando la conoscenza dei tempi di rilassamento dei tessuti, fossero in grado di annullare il segnale di uno o più di essi permettendo di esaltare il contrasto con quelli circostanti. Gli studi per Sclerosi Multipla (SM) sono stati tra i primi a beneficiare della DIR, una sequenza che grazie all’utilizzo dei suoi due tempi d’inversione, forniva immagini in cui il segnale proveniva unicamente dalla materia grigia, andando a sopprimere sia il liquor che la materia bianca contemporaneamente, esaltando perciò le lesioni presenti al suo interno. Questa sequenza si proponeva anche come soluzione anche per i primi possibili approcci di segmentazione della corteccia cerebrale. Il grande scoglio era dovuto ai lunghi tempi di acquisizione superati negli anni grazie all’introduzione di sequenze Turbo coadiuvate da modalità di acquisizione multi slices (MS) e interlieved. Al giorno d’oggi però, gli algoritmi di segmentazione si basano principalmente su sequenze 3D Gradient Echo T1 pesate ad alta risoluzione che, come tutte le sequenze GE risentono delle disomogeneità di campo magnetico, che peggiorano con l’aumentare dell’intensità di campo, soprattutto quelle derivanti dal campo B1. Una nuova sequenza l’MP2RAGE, è stata introdotta di recente proprio per cercare di superare questi problemi. Si caratterizza per l’utilizzo di un doppio tempo d’inversione come la DIR. Recentemente, infatti, attraverso l’ottimizzazione dei suoi parametri, si è creata una sequenza 3D GE simile alla DIR chiamata FLAWS (Fluid And White matter Suppression). Di contro la DIR, grazie ai recenti sviluppi nell’utilizzo di Flip Angle Variabile (VFA), è stata ottimizzata per creare una sequenza 3D TSE con l’idea di rappresentare una soluzione per superare le inefficienze delle 3D GRE T1 utilizzate per la stima dello spessore corticale.
    Materiali e Metodi
    Una tecnica di acquisizione che è stata introdotta in ambito neuroradiologico già da diversi anni è la DIR, acronimo che sta per Dual Inversion Recovery. La sequenza, è identificata dalle case costruttrici con i seguenti nomi commerciali: Grey/White Matter Only (Philips), DIR (SIEMENS), DIR (GE), Hitachi e Toshiba attualmente non ne dispongono. Appartiene alla famiglia delle SE e utilizza una doppia preparazione per generare un’unica immagine. Inizialmente questa sequenza era molto costosa in termini temporali, basti pensare che per acquisire 3 fette occorrevano circa 26 minuti.
    Il principio su cui si basa questa tecnica può essere illustrato nella figura 1.





    Figura 1: Schema tempi di inversione DIR.[16]


    Dal diagramma si può notare che la peculiarità di questa sequenza è l’utilizzo di due impulsi d’inversione. La magnetizzazione longitudinale è invertita dal primo impulso a 180° e portata sul piano –Z, vi è poi un primo intervallo temporale (TI1) in cui si aspetta che i tessuti recuperino la loro magnetizzazione. Come si può notare il più lento è il liquor (CSF), che ha un tempo di rilassamento longitudinale che varia all’interno di un range da 4070 a 4425 msec, sia che si utilizzino scanner da 1,5T che da 7T, al contrario degli altri tessuti che tendono ad innalzare il loro tempo di rilassamento longitudinale con l’aumentare dell’intensità di campo. Quando il liquor si trova a passare per il piano XY tutti gli altri tessuti hanno sicuramente già recuperato buona parte della loro magnetizzazione, e a questo punto è inviato un secondo impulso d’inversione che eccita tutti i tessuti riportandoli su –Z, ma saranno dotati di una minore quantità di magnetizzazione. Segue un secondo tempo di attesa (TI2) che corrisponde alla tempistica esatta in cui WM e il CSF passano contemporaneamente dallo zero. In quel momento viene fatta partire la vera e propria acquisizione della sequenza in modo tale che il segnale non contenga al suo interno nessun contributo da parte della WM né del CSF, ottenendo in questo modo il risultato rappresentato dalla figura 2.
    a b

    Figura 2:DIR a confronto. RM Philips (a) e RM GE (b).[7-2]


    Dati tecnici relativi ai parametri delle due acquisizioni sono riportati nella tabella 1.



    Il primo passo per migliorare questa sequenza è stato l’introduzione dell’acquisizione in modalità multislices (MS), ottimizzando gli impulsi di inversione e i rispettivi TI al fine di sfruttare al massimo il delay time dovuto all’abbondante TR, riuscendo ad inserire quanti più possibili sliceloop time. Dai dati riportati in tabella è possibile notare un’ulteriore differenza infatti, benché le due sequenze non abbiano geometrie identiche, è lampante che si sia riusciti ad ottenere, nella stessa tempistica, un’acquisizione con il doppio delle medie, quindi un miglioramento del rapporto S/R del 40%. Inoltre, mentre in passato si è optato per l’utilizzo di un TE tipico per una ponderazione T2 al fine di sfruttare al massimo le differenze generate dalla curva di rilassamento trasversale, oggi si è passati all’utilizzo di un TE che rientra nel range della pesatura in Densità Protonica (DP), permettendo di visualizzare al meglio le lesioni encefaliche in regione infratentoriale.
    Nonostante gli sviluppi il SNR e il cross tolk rappresentano comunque delle limitazioni per le sequenze 2D MS, l’ovvia soluzione a questo problema è stato trovato sviluppando sequenze DIR 3D che rimangono sempre all’interno della famiglia delle sequenze SE.
    L’acquisizione 3D migliora sicuramente il SNR ed è intrinsecamente immune dal problema del cross talk, ma ha il limite dell’eccessiva durata temporale. Anche in questo caso è stata trovata una soluzione cercando di migliorare e ottimizzare al massimo la modalità interlived e concatenando gli slab di acquisizione.
    Grazie alla possibilità data dalle apparecchiature ad alto campo (>3T), il rapporto S/R è aumentato consentendo l’utilizzo dell’imaging parallelo per abbattere il problema temporale senza andare ad inficiare troppo sulla qualità dell’immagine. Un’altra strategia, che è stata implementata su questa sequenza solo negli ultimi anni, è l’utilizzo della tecnica del Flip Angle (FA) variabile che consente l’uso di un massiccio treno di echi.
    L’altra tecnica, oggetto di questo studio, è l’MP2RAGE, che sfrutta l’utilizzo di un doppio tempo di inversione (TI).Questa tecnica si propone come un’evoluzione della ben più nota MPRAGE, appartiene pertanto sempre alla famiglia delle rapid acquisition gradient echo con la differenza che essa è in grado di generare 2 volumi di immagini, uno dopo ogni inversione; da qua il nome MP2RAGE (Magnetization Prepared 2 Rapid Acquisition Gradient Echoes) il cui diagramma è rappresentato dalla figura 3.












    Figura 3: Diagramma temporale MP2RAGE.[8]


    Nella MPRAGE convenzionale il segnale, benché sia maggiormente ponderato T1, risente anche della dipendenza dalla DP e dall’influenza del T2*. Sia DP che T2* tendono, infatti, a ridurre il contrasto T1 disponibile nell'immagine MPRAGE, oltre al fatto che ad alti campi risente molto, essendo di base una GE, delle disomogeneità soprattutto del campo B1.
    Per ovviare ai problemi sopra citati si è pensato di acquisire due serie d’immagini MPRAGE a tempi d’inversione diversi, mantenendo però inalterati gli altri parametri. In questo modo, le due immagini sono affette dalle stesse disomogeneità di B1 e attraverso una combinazione fra esse, l’immagine risultante sarà libera dalle ponderazioni DP e T2* e dalle disomogeneità di B1.






    Figura 4:Immagini prodotte dalla MP2RAGE su 3T e 7T.[8]


    Un modo per rendere l’acquisizione indipendente dalle disomogeneità di campo è utilizzare un’acquisizione che sia anche quantitativa; Il metodo più conosciuto è sicuramente quello della mappatura T1, la quale può avvenire attraverso una variazione dei tempi d’inversione all’interno della sequenza, oppure utilizzando diversi angoli di FLIP in una Soiled Gradient Echo.
    In entrambi i casi si deve eseguire un’operazione di FITTING prendendo i dati delle due acquisizioni scegliendo, in base alla strategia, l'equazione più adatta per fare il FIT.
    Le due immagini saranno poi adeguatamente "processate" facendo un FIT dei dati pixel per pixel utilizzando un modello opportuno.
    Poiché la MP2RAGE è un’immagine in larga misura puramente T1 ponderata, può fornire un’eccellente base per una stima veloce del T1, inoltre, questa sequenza fornisce un’immagine ad alta risoluzione (<1mm3) di tutto l’encefalo in circa 10 minuti senza la necessità di coregistrazione con altre immagini.
    Come mostrato dalla figura 3 lo schema della sequenza MP2RAGE inizia come una convenzionale MPRAGE, con una preparazione della magnetizzazione eseguita con un impulso d’inversione adiabatico, seguito da un tempo di ritardo TA, dopo il quale viene introdotto un blocco di echi di gradiente caratterizzato da un piccolo FA e da un breve TR, andando ad acquisire N-linee del K-spazio in modo lineare. Essendo un’acquisizione 3D volumetrica, rispetto alla 2D, è dotata di una seconda codifica di fase che determina la localizzazione nella direzione degli slab di volume; quest’ultima, in base al tempo in cui avviene il riempimento del centro del K-spazio, contribuirà a definire l’effettivo tempo di inversione. Alla fine del primo blocco gradient-echo è introdotto un ritardo TB, prima dell’inizio del secondo blocco gradient-echo, che è identico al primo blocco di echi di gradiente, tranne che per il suo angolo di Flip. Alla fine del secondo blocco gradient-echo è introdotto un tempo di recupero TC, prima che venga riapplicato l’impulso di inversione adiabatico. Le due immagini sono poi combinate utilizzando la seguente espressione:




    Sebbene l’immagine combinata comporti una riduzione del SNR nell'immagine finale, a causa della propagazione del rumore, questo non comporta però una riduzione del rapporto contrasto rumore (CNR) dell'immagine risultante, poiché la dipendenza dalla componente DP e T2* è stata rimossa dall'immagine MP2RAGE combinata. Questo apporta un miglioramento del CNR tra WM, GM e CSF.
    Con tentativi reiterati attraverso la prova di diversi FA, si sono cercati valori ottimali che fossero in grado di ridurre le inomogeneità di campo senza andare ad inficiare troppo sul CNR.
    Il massimo rapporto contrasto-rumore tra WM, GM, e CSF utilizzando uno scanner da 3T è stato giudicato essere ottimale con i seguenti valori: TR: 6,25 s TI1: 0,8 s, TI2: 2,2 s, FA1: 7°, FA2: 5°. Un valore troppo elevato del TR comporta però una durata eccessiva della sequenza, si è pertanto stabilito che i parametri che rappresentano un giusto compromesso sono: TR: 5 s TI1: 0,7 s, TI2: 1,5 s, FA1: 7°, FA2: 5°.
    Un’interessante variante della MP2RAGE è la sequenza che viene definita FLAWS (FLuid And White matter Suppression), che nasce dalla necessità di acquisire immagini T1W morfologiche, ma anche immagini che forniscano una buona visualizzazione delle strutture sottocorticali. Questa nuova sequenza ha il vantaggio di generare un contrasto ''simil-MPRAGE'' (FLAWS 2) e uno ''simil-FGATIR'' (FLAWS 1) (Fast Grey matter T1 Inversion Recovery). La combinazione delle due serie d’immagini risulta avere un contrasto molto simile alla DIR, con il vantaggio di avere una singola scansione e una coregistrazione intrinseca alla metodica.
    Anche in questo caso i parametri sono stati ottimizzati partendo dall’equazione di Bloch ottenendo i seguenti dati, dei quali vengono riportati solo i parametri della sequenza più rilevanti: TR: 3-9 s, TI1: 200-500 msec, TI2: 700-1300 msec, FA1 e FA2: range 2-12°.
    FLAWS permette l'acquisizione di due serie d’immagini a due diversi punti temporali della curva di recupero T1.
    Tale sequenza è solo una delle potenziali varianti dell’MP2RAGE infatti, manipolando i principali parametri (TR, FA, TI), è possibile generare anche altre tipologie di contrasto sfruttando la conoscenza del tempo di rilassamento longitudinale dei tessuti, riuscendo ad ottenere, ad esempio, un contrasto che annulli la materia grigia.
    L’analisi quantitativa di contrasto dei tessuti ha mostrato che, in generale, FLAWS 1 e FLAWS 2 hanno CNR migliore o comparabile a quella di FGATIR ​​e MPRAGE rispettivamente. Per consentire a questa sequenza di acquisire due immagini con contrasti diversi, sfruttando due TI differenti, è necessario utilizzare un TR superiore rispetto alla MPRAGE e alla FGATIR. Ciò comporta un aumento del tempo di imaging che la rende meno pratica in ambito di routine clinica a meno che non venga utilizzato l’imaging parallelo.
    Nel complesso, il vantaggio principale della FLAWS è la capacità di fornire, in un tempo di acquisizione minore di 11 min, due volumi coregistrati creando immagini con una buona visualizzazione delle strutture dei gangli basali.
    Essa si propone come una modifica della MP2RAGE infatti, grazie alla combinazione dei due contrasti è in grado di generare immagini con soppressione sia del liquor che della materia bianca, riuscendo quindi ad esaltare le lesioni presenti in quest’ultima. Nella figura 5 è possibile apprezzare come l’immagine combinata della FLAWS sia somigliante alla DIR.

    a b





    Figura 5: Confronto tra FLAWS combinata (a) e SPACE DIR (b).[14-5]



    Discussione
    Le sequenze DIR e MP2RAGE precedentemente descritte, sono state messe a confronto su due ambiti distinti, il primo è nel rilevamento e nella capacità di discriminare lesioni di SM, mentre il secondo è la capacità di fungere da sequenze su cui basare il rilevamento morfometrico dello spessore corticale.
    In passato la DIR non rientrava all’interno dei protocolli d’imaging utilizzati di routine, a causa dei suoi lunghi tempi di acquisizione e dello scarso SNR. Oggi però, grazie all’avvento dell’imaging clinico effettuato anche ad alti campi magnetici (> 3T), si ha un aumento del segnale disponibile, il quale può essere investito attraverso l’utilizzo di tecniche che velocizzano l’acquisizione, una su tutte è l’imaging parallelo che consente la riduzione di quest’ultima senza alterare le caratteristiche geometriche della sequenza.
    La DIR quindi è ormai entrata a far parte del protocollo per Sclerosi Multipla (SM), venendo considerata una delle principali sequenze di riferimento, questo perché il contrasto tra le lesioni e la materia bianca soppressa è ben esaltato. Inoltre si deve considerare che al momento del passaggio per il null point del liquido cerebrospinale e della materia bianca, la magnetizzazione della materia grigia è anch’essa diminuita (in termini assoluti), generando a un’intensità di segnale più attenuata nelle immagini DIR magnitudo dovuto al fenomeno del rescaling. Questo comporta, in alcuni casi, una migliore visibilità della lesione anche all'interno materia grigia stessa.
    La DIR può dunque essere considerata già una certezza in campo di SM, al contrario dell’MP2RAGE che è stata testata solo ultimamente. Uno studiorecente ha confrontato queste due sequenze avvalendosi del giudizio clinico di un radiologo e di un neurologo. Entrambi, in maniera individuale, hanno identificato le lesioni da SM, in tutti e 2 i volumi di immagini, ignorando lo stato clinico dei pazienti e consapevoli dei potenziali artefatti che si possono generare negli studi di Sclerosi Multipla in MRI.
    La stessa procedura è stata applicata per identificare eventuali lesioni in volontari sani presi di riferimento. La conta delle lesioni nei soggetti sani è stata usata come confronto per calcolare il tasso di falsi positivi per entrambe le tecniche, dividendo il numero di lesioni rilevate nei pazienti sani per il conteggio totale delle lesioni (TLC) ottenute con la stessa tecnica in tutti i pazienti.
    Questo calcolo del tasso di falsi positivi presuppone che tutte le lesioni negli esami dei pazienti sani provengono da artefatti e non da lesioni di SM e che la stessa contaminazione avvenga in tutti i pazienti.
    I volumi di imaging sono stati poi coregistrati in un'unica immagine comune (unionmask), utilizzando un software di registrazione, il TLC e il volume della lesione totale (TLV) sono stati calcolati presupponendo che la unionmask rappresenti la migliore possibile descrizione del carico lesionale.
    Il risultato del TLC (cerebrale e cerebellare) evidenzia che la DIR è la sequenza più sensibile, anche se la MP2RAGE non si discosta di molto. Considerando invece solo il parenchima cerebrale è la MP2RAGE a predominare, mentre è nettamente migliore la DIR quando si osservano i dati riguardanti il solo parenchima cerebellare.
    Con il presupposto che le lesioni contate nei controlli dei pazienti sani, rappresentino falsi positivi, si conclude che le due sequenze hanno ottenuto entrambe risultati più affidabili rispetto ad una FLAIR 2D, in percentuali di falsi positivi: 6% perMP2RAGE, 9% per DIR e 15% per FLAIR 2D.
    Per un ulteriore confronto è stata utilizzata la FLAIR 2D per normalizzare il valore del rapporto contrasto-rumore, anche in questo caso la MP2RAGE appare leggermente migliore rispetto alla DIR, infatti, la media della somma, calcolata su dieci lesioni, è più alta per il contrasto MP2RAGE: (CNRMP2RAGE/CNR2DFLAIR = 1.61), DIR (CNRDIR/CNR2DFLAIR=1.52).
    Riassumendo per il rilevamento delle lesioni a carico della sostanza bianca e grigia, l’MP2RAGE ottiene risultati simili alla sequenza DIR, andando addirittura a prevalere quando viene valutata in termini di rilevamento di lesioni falsi positivi.
    Il fatto che la sequenza MP2RAGE fornisca elevata sensibilità nel conteggio delle lesioni, ma una ridotta valutazione del volume di quest’ultime, indica la buona sensibilità del contrasto T1 per distinguere la presenza di tessuto patologico, ma una ridotta sensibilità per rivelare diffusione del tessuto lesionato (microedema e sottile gliosi), dove il contrasto T2 può fornire maggiori informazioni.
    Va notato, inoltre, che la tecnica FLAIR 2D applicata in questo studio, utilizza fette di 2,5 mm di spessore rispetto agli 1,2 mm delle volumetriche 3D, introducendo maggiori effetti da volume parziale e una minore sensibilità per risolvere due o più lesioni spazialmente vicine. Un’analisi separata ha rivelato che 56 lesioni, valutate come singola lesione nella FLAIR 2D, sono state identificate come due lesioni separate sia nella MP2RAGE che nella DIR.
    a b c

    Figura 6:Rilevamento lesioni SM. FLAIR (a), 3D DIR VFA (b), MP2RAGE ©.[19]


    Il secondo ambito di confronto è rappresentato dall’affidabilità delle due sequenze nella stima dello spessore corticale, il quale, per essere misurato, necessita di una serie di passaggi tecnici che possono essere suddivisi in una prima fase di acquisizione dei dati grezzi e una seconda fase di elaborazione delle immagini.
    Per quanto concerne quest’ultima seguiranno operazioni di segmentazione, stima dello spessore e altre procedure che non verranno descritte in questo lavoro.
    Per quanto riguarda la fase di acquisizione la sequenza più utilizzata solitamente è un’immagine ad alta risoluzione T1 pesata, che offre un buon contrasto tra WM, GM e il CSF. Solitamente la sequenza è una 3D T1 pesata della famiglia delle Gradient Echo, generalmente si utilizza una sequenza MPRAGE grazie al suo eccellente contrasto e alla sua velocità.
    I limiti di una sequenza gradient echo però sono ben noti, uno dei problemi principali si pone nelle regioni con scarsa omogeneità di B0 soprattutto a causa delle differenze di suscettività tra aria e tessuto.
    Attualmente poche altre sequenze sono state utilizzate per calcoli morfometrici a livello cerebrale, ecco perché la sequenza MP2RAGE rappresenta sicuramente un miglioramento rispetto alla sequenza nativa, grazie alla correzione intrinseca delle disomogeneità B1e alla ridotta contaminazione da DP e da T2*, che favoriscono il contrasto T1 presente in questa sequenza.






    Figura 7: Confronto tra MPRAGE (a) e MP2RAGE (b).[15]


    Un’altra possibile soluzione per risolvere il problema dell’echo di gradiente è senza dubbio quella di utilizzare delle sequenze con un'elevata risoluzione ma basate su un approccio di tipo spin-echo. Anche in questo caso però sono presenti alcune limitazioni, prima fra tutte riuscire ad ottenere un buon contrasto T1 paragonabile alla gradient echo. Una seconda limitazione può essere dovuta alla creazione di volumi 3D con un tempo di scansione ragionevole, infatti, nelle sequenze TSE attualmente utilizzate in pratica clinica si possono applicare solo un moderato numero di treni di echo che non rappresentano una soluzione per ridurre adeguatamente la tempistica di acquisizione.
    Recentemente è stata sviluppata una tecnica che permette di superare il problema, questa è basata sulla modulazione dell'angolo di Flip degli impulsi di rifocalizzazione e le sequenze che la utilizzano vengono chiamate Variable Flip Angle (VFA). Utilizzando proprio questa modulazione per compensare il decadimento del segnale, riescono a mantenerne un’intensità tale da permettere un lungo treno di echi.
    Considerando il fatto che, per le stime degli spessori corticali, è preferibile utilizzare metodi che esaltino il contrasto tra la materia bianca e la materia grigia, si è provato a combinare la tecnica VFA con la preparazione della DIR. Pertanto è stato eseguito uno studio ad alta risoluzione a 1mm3 che permetta di ricavare lo spessore corticale grazie all’elevato contrasto e una piena copertura volumetrica dell'encefalo utilizzando un 3D DIR VFA. In ultimo la sequenza è stata poi confrontata con una sequenza MPRAGE (figura 8).

    a b







    Figura 8: Determinazione spessore corticale in MPRAGE (a) e 3D DIR VFA (b).[21]


    Il risultato di questo studio denota un eccessivo tempo di acquisizione della nuova sequenza creata (23 minuti circa), nel quale i rischi di movimento del paziente sono troppo elevati e vanno ad inficiare sul risultato. Inoltre, il rapporto segnale rumore ancora troppo basso, causa spesso delle sovrastime rispetto alla sequenza di confronto. Rimane comunque chiaro che, per quanto concerne la determinazione dello spessore corticale, uno dei problemi principali resta l’effetto da volume parziale che, nonostante sia stata acquisita ad una risoluzione di 0,5 mm3 grazie all’utilizzo di uno scannare da 7T, non può essere considerato risolto nemmeno dalla MP2RAGE.
    Conclusioni
    La risonanza magnetica può essere definita la metodica principe nella risoluzione di contrasto, questo grazie alla sua capacità di riuscire a discriminare in maniera eccellente i differenti tessuti utilizzando un parametro fondamentale come il tempo di inversione.Le due tecniche prese in esame ne sono oggi la massima espressione e tendendo a sconfinare l’una nel campo dell’altra. L’MP2RAGE, testata in ambito clinico in riferimento alla patologia da Sclerosi Multipla ha fornito buoni risultati benché il contrasto T1 non sia ottimale in riferimento alla patologia.La DIR, al contrario, nonostante le successive evoluzioni tecniche non è riuscita a raggiungere gli obiettivi sperati dagli sviluppatori nel determinare lo spessore corticale. Entrambe le tecniche rimangono pertanto sequenze di riferimento ognuna nel proprio ambito di competenza.
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  15. 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”



    Driven Equilibrium



    Approccio al parametro



    Carmine Tico



    Centro Cura e Salute, Platamona (SS)



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    c.tico[chiocciolina]hotmail.it


    Riassunto
    In seguito all’incremento del numero di esami da eseguire, vi è una grande necessità di ottimizzare i protocolli di imaging per minimizzare il tempo di esecuzione, ottenendo allo stesso tempo informazioni clinicamente rilevanti. Difatti, per produrre immagini con pesatura T2 e densità protonica DP, il tempo di ripetizione TR deve essere relativamente lungo affinché la magnetizzazione longitudinale sia completamente recuperata,per essere usufruibile al successivo impulso di eccitazione con naturale aumento, specialmente nelle scansioni spin eco e fast spin eco, del tempo di scansioneil quale, potrebbe essere contenuto agendo su alcuni parametricreando ripercussioninegative sulla qualità e caratteristiche dell’immagine finale infatti;
    Riducendo il valore di TR si ottieneuna diminuzione del segnale dei tessuti con T1 lungo, come il liquido cerebro spinale CSF, che può risultaredannoso nelle applicazioni dell’imaging della colonna dove il contrasto del CSF con il midollo aiuta nel delineare la patologia.
    Aumentando il numero del treno di echi ETL si amplifica l’effetto di blurring.
    Diminuendo il numero di codifiche di fase si riduce la risoluzione spaziale a parità di campo di vista utilizzato.
    Diminuendo il numero di volte in cui la scansione èripetutadiminuisce il rapporto segnale/rumore SNR.

    È stato così introdotto un pacchetto d’impulsi denominato Driven Equilibrium DEche consiste di due impulsi, il primodi 180° inviato dopo la lettura dell’ultimo eco che rifocalizzagli spin residui situati sul piano trasverso, il secondodi 90° che riporta gli spin coerenti sull’asse longitudinale così da avere una quantità maggiore di magnetizzazione longitudinale MMLdisponibile al successivo impulso di eccitazione che produrrà quindi una maggiormagnetizzazione trasversa MMT. E’per questo motivo che il fenomeno prodotto, ovvero un recupero guidato della MML, consente l’utilizzo di TR più brevi rispetto a quelli standard senza inficiare nel SNR e nella pesatura desiderata.L’utilizzo del DE oltre che in acquisizioni 2D e 3D FSE, è compatibile anche in scansioni gradient eco GRE nelle quali é utilizzato come preparazione per aumentare la pesatura T2 senza incrementare il tempo di eco TE. Tuttavia è sconsigliato applicarlo qualora fossimoin presenza di una forte suscettività magnetica (presenza di impianti metallici) dove la disomogeneità del B1 porta ad una incompleta rifocalizzazione della MMT portando ad un piccolo incremento o addirittura perdita del segnale rispetto ad una sequenza convenzionale.
    Parole chiave: Driven Equilibrium, fast recovery, T2 prep.
    Introduzione
    L’esame di risonanza magnetica è al momento uno degli esami diagnostici più richiesti e questo, essendo in costante aumento date le limitate controindicazioni e l’aumento dell’età della popolazione, rende necessaria una più ampia conoscenza dei parametri e delle tecniche introdotte dal progresso tecnologico al fine di ottimizzare lo studio in termini di tempo e qualità. Per diminuire il tempo di acquisizione ad esempio, una delle soluzioni iniziali era incentrata su come ottenere più echi per impulso di eccitazione riducendo il tempo tra impulsi di eccitazione successivi così da ridurre il TR e conseguente tempo di acquisizione. Tuttavia, diminuendo il TR si abbassa il tempo che i protoni hanno per il completo recupero della propria MML diminuendo il segnale prodotto. Un’altra possibile soluzione era diminuire il numero di codifiche di fase inficiando però nella risoluzione spaziale. Lo sviluppo e l’implementazione da parte delle industrie (tabella 1) hanno reso il DE un valido approccio al problema con esso, infatti, è possibile ottenere tempi contenuti di scansione unito ad un contrasto ottimale nei contrasti di combinazioni tessuto/fluido come midollo/CSF e cartilagine/fluido articolareinoltre, dalla sua combinazione con la tecnica tradizionale FSE o GRE ne risulta un imaging veloce ancor di più nelle acquisizioni 3D dove, si è riscontrato anche una diminuzione degli artefatti da pulsazione del CSF. Scopo della verifica è illustrare come il parametro viene applicato nelle FSE e nelle GRE.




    Tabella 1: Nome commerciale industrie.


    Tecnica e metodologia
    L’impulso DE è un nuovo approccio alla diminuzione del segnale dei tessuti che hanno lunghi T1 e T2 associato all’imaging con TR corto. Questa tecnica prevede l’applicazione di un impulso RF a 90° nel momento in cui la magnetizzazione trasversa érifocalizzata dall’ultimo 180° cosicché, la MMT residua, che è relativamente elevata nel caso di tessuti con lunghi T2, vieneconvertita in magnetizzazione longitudinale. Poiché la magnetizzazione é resettata, si raggiunge un valore superiore nel momento in cui viene applicato il successivo impulso di eccitazione e questo, produce a sua volta una MMT maggiore che permette l’utilizzo di un TR minore senza compromettere il SNR o favorire la pesatura T1. Per le RF dell’imaging SE, entrambi gli impulsi di 90° e 180° aggiunti per il DE sono solitamente selettivi di strato, sebbene l’impulso a 180° possa essere non selettivo come mostrato in figura 1.




    Figura 1: Diagramma SE con impulsi finali DE.


    L’impulso di rifocalizzazioneDE è solitamente shiftato di 90° rispetto all’impulso di eccitazione cioè, se l’impulso di eccitazione è 90°x, l’impulso di rifocalizzazione è 180°y. L’impulso di risalita (flip-up) è quindi 90°-x, presente nella sequenza completa 90°x–τ–180°y– 2τ–180°y–90°-x (in questa notazione 90°-xè un impulso RF con un FA di 90° applicato lungo l’asse negativo X nel rotating frame equivalente all’impulso -90°x).Il DE è anche compatibile con le sequenze GRE quando é utilizzato sottoforma di impulso di preparazione per aumentare la pesatura T2 senza dover aumentare il TE. Si presenta con una sequenza non selettiva90°x –τ– 180°y – τ – 90°-xche crea una MMT rifocalizzata e ribaltata rispetto all’asse longitudinale per un utilizzo ripetitivo in una sequenza GRE. Poiché la magnetizzazione decade con rilassamento spin-spin durante il tempo tra DE e il 90° di eccitazione, la quantità di MML dopo la sequenza di preparazione dipende dal T2 per questol’utilizzo del DE è anche chiamato T2 preparation (figura 2).




    Figura 2: Impulsi di preparazione DE+GRE.


    Comunemente al termine Driven Equilibrium è associato il termine Fast RecoveryFR ma per comodità, seppur possiedano lo stesso significato, ci riferiamo al primo per gli impulsi di preparazione non selettivi posti davanti ad una GRE e il secondo per gli impulsi, selettivi di strato, che seguono una sequenza SE.
    Oltre che nelle SE convenzionali, l’impulso FR è stato applicato anche nelle FSE (figura 3) dove ridurre il tempo di scansione agendo soltanto sull’aumento dell’ETL, induce una diminuzione del segnale dei tessuti con T1 lungo come il CSF oltre che intensificare l’effetto di blurring.




    Figura 3: Diagramma FSE con impulsi finali DE.


    Questo può essere dannoso nelle applicazioni come nell’imaging della colonna, dove il contrasto del liquor con il midollo aiuta nel delineare la patologia perciò, l’impulso FR offre un metodo alternativo per la riduzione del tempo di scansione senza effetti indesiderati in sequenze 2D e ancor di più nelle 3D dove l’aggiunta della seconda codifica di fase lungo la direzione del volume incrementa ulteriormente il tempo di scansione rendendocosì benefico l’utilizzo del FR dove il miglioramento del segnale, rispetto al non utilizzo, è maggiore per i tessuti che soddisfano la condizione in cui TR<4T1 altrimenti la MM è comunque rilassata dopo ogni TR. Il miglioramento è anche maggiore per i tessuti che soddisfano Tseq<4T2, dove Tseq è il tempo di azione della sequenza d’impulsi diversamente, non ci sarebbe abbastanza MMT rimanente alla fine della sequenza da poter ribaltare sull’asse longitudinale. Per le sequenze FSE quest’ultimo requisito diventa NetlTesp<4T2 doveNetle Tespsono l’ETL e l’Eco Spacing.
    Nelle GRE l’RF di preparazione DE è seguita da un lobo di spoiling di gradiente per uno o più assi per defasare la MMT residua (figura 2); la durata della sequenza di preparazione Tprep è determinato dalla quantità di pesatura T2. Se Mz é la MML prima dell’impulso a 90°, assumendo quindi un FA perfetto per tutti e tre gli impulsi, la MML prima del 2° impulso a 90° è Mze-Tprep/T2. Tipicamente Tprep è all’incirca 50ms e, una maggior pesatura T2 può essere ottenuta utilizzando multipli impulsi a 180° per prolungare il Tprep. Talvolta possono essere utilizzati impulsi combinati anche per gli impulsi a 90° e 180° per diminuire la sensibilità a B0 e la disomogeneità del B1. Un problema con la preparazione DE è il degrado del contrasto T2 causato dalla ricrescita della MML durante il successivo periodo di imaging. Utilizzando un riempimento centrico del K spazio si può ridurre il problema acquisendo il centro prima che ci sia un sostanziale recupero. Un altro problema è che se B1 è disomogeneo sul paziente, il FA dell’impulso di preparazione non è ideale. Il risultato è che, dopo la sequenza di preparazione, parte della MML presente non determina direttamente il contrasto T2. Questi problemi possono essere limitati applicando un lobo di defasamento dopo il primo impulso a 90° e un corrispondente lobo di rifasamento dopo ogni impulso di RF nella successiva sequenza di imaging GRE, come mostrato in figura 4.




    Figura 4: Aggiunta dei lobi di defasamento G1 e rifasamento G2.


    Questo schema assicura che solo la MML in cui si verifica la sequenza di preparazione contribuisca al segnale. La MMT che si crea in seguito alla ricrescita della MML dopo l’impulso di preparazione o quella risultante dalla MML residua causata dalla disomogeneità del B1, sono sfasate e non contribuiscono al segnale. Un inconveniente di questo metodo è un SNR ridotto dalla eliminazione del segnale correlato alla preparazione T2 ed un lieve aumento dei tempi TE e TR minimi. Quando é utilizzato con le GRE per le immagini del cuore, la preparazione DE aumenta il contrasto del sangue del miocardio.
    Due lobi di gradiente possono essere inseriti tra gli impulsi di preparazione 90° e 180° come mostrato in figura 5 allo scopo di creare una pesatura in diffusione nella MML risultante.




    Figura 5: aggiunta di lobi di diffusione.


    La risultante sequenza di preparazione è spesso utilizzata per l’imaging di diffusione utilizzando GRE nonché sequenza FSE; tuttavia, le correnti parassite create dai lobi di gradienti di diffusione impediscono il completo rifasamento della MMT creato dal primo impulso a 90° del DE e di conseguenza, solo una frazione della MMT totale viene riportata sull’asse longitudinale dal secondo impulso a 90° del DE, con il risultato diun’immagine non uniforme di intensità che non riflette l’attenuazione in diffusione. Il problema può essere aggirato da un phaseciclyng del secondo impulso a 90° a spese di un raddoppio del tempo di scansione. Se θ è l’angolo tra il vettore magnetizzazione del voxel e l’asse dell’impulso a 180° al tempo dell’impulso a 90° di risalita, la magnetizzazione sull’asse Z è Mcosθ. Se l’impulso di risalita è sfasato di 90°, la componente ortogonale Msenθ viene riportata sull’asse Z. La preparazione DE può essere utilizzata anche con altri impulsi di preparazione come saturazione del grasso e inversione adiabatica.
    Discussione
    Il DE consentel’utilizzo di un ridotto TR con la massima conservazione dei tessuti con lungo T1 e T2 come il CSF (T1 4500ms T2 2200ms). Per i tessuti con T1 e T2 corti il TR può essere comunque ridotto senza perdere segnale. Il metodo presuppone che l’impulso addizionale di 180° rifocalizzi correttamente la MMT in modo che l’impulso a 90° possa riportarla sull’asse longitudinale. Questo è il presupposto principale eccetto che nelle regioni con variazione estrema della suscettività, come quelle causate dagli impianti metallici. In questo caso, l’incompleta rifocalizzazione causata dalla disomogeneità del B1 e un’imperfetta selezione del profilo dello stratone fa risultare uno spostamento di fase della MMT nel punto in cui si presuppone essere rifocalizzato. Se la MMT è piccola o si trova in un punto inaspettato, l’impulso finale a 90° restituirà una quantità ridotta di MMT sull’asse longitudinale. Il risultato è un piccolo incremento del segnale o addirittura una perdita di segnale rispetto ad una non FR.Un altro possibile meccanismo per la perdita di segnale con FR in aree ad alta suscettibilità è il defasamento o il decadimento T2* durante l’impulso di risalita a 90°. In questo caso, la MMT netta che raggiunge l’asse Z dopo l’impulso, può essere notevolmente ridotta soprattutto se l’impulso di risalita ha una larghezza d’impulso lungo. La figura 6a-b mostra un esempio di un’immagine di una colonna toracica sagittale T2 pesata. L’immagine, acquisita con FR ha generalmente miglior contrasto tra CSF/midollo eccetto che nella regione affetta da disomogeneità.



    Figura 6a-b: Sequenza FSE eseguita con e senza FR dove si nota nel primo caso un netto abbattimento del segnale mentre, nel secondo, una distorsione locale nei pressi della clip metallica.
    In questa regione (indicata con freccia in fig. 6a) c’è un rapido cambiamento di suscettibilità e metodi di soppressione come il FAT-SAT e la selezione di strato con inversione del gradiente sono inefficaci. Per questo motivo è prudente disabilitare il FR e soppressione del grasso in queste situazioni.
    Quando il FR è utilizzato con un TR breve, il contrasto è generalmente un po’ diverso da una sequenza non FR. Per tessuti con T1T2>>TR il contrasto nella FRSE è funzione del T2 simile alle SSFP. Poiché la maggior parte dei tessuti ha valori similari di T2/T1, il contrasto risultante è in gran parte determinato dalla densità degli spin. Una notevole eccezione è il fluido, che può avere un valore superiore nel rapporto T2/T1 rispetto alla maggior parte dei tessuti perciò utilenei contrasti di combinazioni tessuto-fluido come CSF-midollo spinale (frecce figura 8)e cartilagine-fluido articolare (figura 7).




    Figura 7: a sinistrasagittale T1 FSE (TR 600ms TE 20ms) a destra sagittale FSE + DE (TR 600ms TE 20ms).Nella seconda scansione è più agevole la valutazione della cartilagine e del LCA in presenza di liquido intra articolare.
    La capacità di utilizzare TR brevi, permette di migliorare la risoluzione temporale per immagini interattive in tempo reale e ridurre i tempi di scansione nelle T2 pesate a respiro sospeso, riducendo così gli artefatti da respirazione. Se però, i flip-angle degli impulsi FR si discostano dai valori ideali, la MMT residua può produrre e interferire con il segnale dell’eccitazione successiva e così vengono inseriti gradienti di crusherche circondano l’impulso a 180° di rifocalizzazione e uno spoiler che segue l’impulso a 90° per ridurre il problema.Quando invece il TR è sufficientemente lungo o si è in presenza di impianti metallici è preferibile non utilizzare il FR per i motivi spiegati sopra.
    In figura 8 sono mostrati gli effetti dell’applicazione del FR nell’imagingdella colonna cervicale,per l’imaging 3D sono state eseguite scansioni a diversi valori di TR e ETLxESP (tabella 2)senza e con utilizzo dell’FR dalle quali è risultato che, nel primo caso, il miglior effetto mielografico è presente per valori di TR=500ms a discapito del tempo di scansione mentre, nel secondo caso, l’effetto mielografico è sempre presente e particolarmente accentuato per valori più alti di ETLxESPperciò, per motivi di ottimizzazione sono stati utilizzati i seguenti parametri che restituiscono un voxel isotropico utile per una riformattazione in post processing: TR 211ms, TE 60ms, ETL 16, ESP 7,1ms, 1 slab da 70mm, partizioni da 2mm ridotti ad 1mm con interpolazione zero filling, FOV 256mm, RFOV 60%, matrice 256x256, BW 733Hz/pp, K spazio cartesiano per un tempo totale di acquisizione di 4’14”.



    Tabella 2: acquisizione isotropica 1mmx1mm a diversi valori di TR e ETLxESP per l’imaging 3D con TE effettivo di 60ms.
    Nonostante i vantaggi ottenibili dall’utilizzo del FR, é importante tenere presente che le immagini ottenute non sono equivalenti alle immagini T2 standard. Mentre il FR è in grado di ripristinare l’effetto mielografico di una sequenza T2 standard aumentando il segnale del CSF, la sua capacità di rappresentare lesioni del midollo intrinsechecon un prolungato aumento del T2 è diminuita, soprattutto a bassi TR. Si suggerisce l’utilizzo di un TR più lungo dell’ordine di 2000ms al momento di valutare lesioni intrinseche del midollo spinale così da dare un adeguato contrasto per consentire la rilevazione e la caratterizzazione delle lesioni del midollo più sottili.Nella colonna cervicale, di fatto, le sequenze d’impulsi che forniscono segnale alto del CSF (effetto mielografico) aiutano a mettere in evidenza processi patologici epidurali, come frammenti e osteofiti del disco come mostrato in figura 8c dove è ben visualizzabile lo spazio ventrale del CSF.




    Figura 8: a) 3D FSE b) 3D FSE+DE c) 2D FSE+DE (TR 2000ms TE 120ms)


    Conclusioni
    In definitiva, dallla combinazione di una tecnica tradizionale FSE o GRE e gli impulsi DE, ne risulta un imaging veloce eliminando la necessità di utilizzare un TR lungo mantenendo un segnale relativo di tessuti con elevato T1 con diminuzione degli artefatti da pulsazione.
    Il suo utilizzo nell’imaging 3D isotropico, oltre a ridurne i tempi di acquisizione, ne consente la riformattazione su più piani in fase di post processing. Uniciinconvenientisono la sua scarsa efficacia in regioni ad alta suscettività magneticaed un ponderato utilizzo nel caso di valutazioni patologiche a carico del midollo spinale.
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  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”



    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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  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”



    Elastografia RM



    Tecnica e applicazioni cliniche



    Jacopo Tonti



    Ospedale E. Profili, Fabriano



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    jacopot87[chiocciolina]libero.it


    Riassunto
    La tecnica dell'elastografia RM è emersa come modalità usata per creare immagini quantitative delle proprietà meccaniche dei tessuti molli in vivo. Recentemente, l'elastografia RM, è stata introdotta come strumento clinico per la valutazione delle malattie croniche del fegato, ma essa ha iniziato ad emergere in molte altre applicazioni cliniche. Queste applicazioni comprendono la misurazione del cambiamento dei tessuti associati con malattie del fegato, mammella, encefalo, comprese le lesioni focali e malattie diffuse come la fibrosi e la sclerosi multipla
    Parole chiave: elastografia, immagini d'elasticità, durezza tissutale, proprietà meccaniche, applicazioni cliniche
    Introduzione
    Il successo della palpazione come come strumento clinico per la diagnosi delle malattie è bastato fortemente sul fatto che molte patologie sono conosciute per essere associate con significativi cambiamenti nelle proprietà meccaniche dei tessuti. Per esempio, sappiamo che molti tumori maligni del seno sono sensibilmente più duri rispetto a quelli benigni e rispetto al tessuto fibro-ghiandolare sano. E' anche risaputo che lo stato finale di molte malattie del fegato è la cirrosi epatica, che rende il fegato molto duro e nodulare. Mentre l'abilità di individuare cambiamenti associati con lo stato avanzato della malattia può essere utile per la diagnosi definitiva del malato, più vantaggioso è la capacità di individuare il cambiamento tissutale durante le prime fasi della malattia dove la prognosi per il trattamento è più favorevole. Difatti, l'individuazione precoce di molti tumori consente di avere migliori risultati nel trattamento rispetto ad un individuazione tardiva. Sfortunatamente, a causa della natura qualitativa e l'accesso limitato alla palpazione dei tessuti da parte dei medici, la palpazione di se stessa, non si è dimostrata una tecnica abbastanza sensibile per la rivelazione di patologie in fase precoce. Proprio queste problematiche hanno spinto allo sviluppo di nuove tecnologie di imaging. L'elastografia RM ha come obiettivo quella di essere una ''palpazione mediante immagini'' e quindi di migliorare questa tecnica. L'imaging elstografico è utilizzato per visualizzare la risposta dei tessuti a stimoli intrinseci ed estrinseci e, analizzando il movimento dei tessuti indotto, possono essere create immagini qualitative e quantitative delle proprietà meccaniche dei tessuti.
    Tecnica e metodologia
    La risonanza magnetica elastografica è una tecnica di imaging dinamica che utilizza le onde meccaniche per valutare quantitativamente la rigidità dei tessuti.
    Gli step fondamentali della metodica di elastografia RM sono tre.
    Per prima cosa, all'interno del tessuto, sono indotte onde di taglio mediante un driver esterno con frequenza che varia tra i 50 e i 500 Hz; nel secondo si ottiene un immagine di reazione allo stress del tessuto target; nel terzo infine, si utilizza un algoritmo di elaborazione dei dati per generare un immagine delle proprietà meccaniche dei tessuti.
    L'MRE utilizza solitamente vibrazioni di una singola frequenza (nella gamma delle frequenze audio) generate da dispositivi esterni. Il segnale elettrico per questi dispositivi è creato da un generatore di segnale e sincronizzato con la sequenza di impulsi MR ed è amplificato da un amplificatore audio prima di essere immessa nel driver.
    Nel corso degli anni, sono stati sviluppati diversi driver, ognuno con i propri vantaggi e limiti.
    Tra i driver più comunemente utilizzati c'è un conduttore elettromeccanico che funziona tramite la forza di Lorentz e utilizza il campo magnetico del magnete principale, ed il movimento creato si basa sulle proprietà piezoelettriche di alcuni materiali.
    Un altro metodo ampiamente utilizzato per creare le vibrazioni necessarie, utilizza il movimento delle bobine presenti nei sistemi di diffusori acustici.
    Le vibrazioni sono sempre generate dalla forza di Lorentz, ma il campo magnetico statico è dato da un magnete permanete, dedicato, presente all'interno del diffusore acustico.
    Questi diffusori, con i propri magneti permanenti, devono essere posti lontano dal magnete MR principale, quindi questo sistema richiede un componente aggiuntivo per portare le vibrazioni prodotte dagli altoparlanti al tessuto.




    Figura 1. Driver Attivo MRE
    L'approccio più utilizzato per effettuare questa operazione è di racchiudere la zona intorno l'altoparlante, utilizzare un tubo che conduce le vibrazione d'aria all'interno dello scanner e chiudere il tubo in un driver a tamburo, passivo, posto in contatto con il tessuto.
    Questo driver può essere facilmente utilizzato, e la porzione del driver in prossimità del paziente è fatto di materiali che non producono artefatti nell'immagine finale. Questo sistema viene utilizzato in particolare nella MRE epatica e poiché le vibrazioni reali sono prodotti da una componente attiva diversa dalla componente passiva, in contatto con il tessuto, il componente passivo può essere adattato a qualsiasi organo di interesse, come il seno o il cervello.
    Tali onde si propagano rapidamente in tessuti duri a più lentamente in quelli morbidi. Se le onde sono applicate in maniera continua, la velocità di propagazione si riflette nella lunghezza d'onda.
    Il movimento del tessuto è registrato utilizzando una sequenza 1 -, 2 - o 3-D phase contrast, che può includere le tecniche gradient-echo (GRE), spin-echo (SE), l'imaging eco-planare (EPI), e le steady-state free precession bilanciate(bSSFP).
    Il movimento è sincronizzato con la sequenza di impulsi e la sequenza di impulsi viene modificata per includere motion encoding-gradients (MEG) aggiuntivi (simile ai flow-encoding gradients in angiografia RM).
    Sono state sviluppate tecniche di sequenze phase-contrast dinamiche dove la propagazione delle onde di taglio sono codificate nella fase delle immagini RM con l'aiuto dei MEG.
    Dopo che un moto armonico continuo viene indotto nel tessuto, viene applicato un MEG oscillante alla stessa frequenza del movimento e viene eseguita la RM convenzionale.
    Il contributo alla fase φ dell'immagine RM dovuta al moto e il gradiente di campo magnetico applicato ad un dato vettore posizione e spostamento di fase θ tra il movimento e il MEG può essere scritto come:
    φ(r,θ) = (γNT(G•ξ0)/2) cos(k•r + θ)
    dove γ è il rapporto giromagnetico dei protoni del tessuto, N è il numero di coppie di gradiente utilizzati per sensibilizzare il moto, T è il periodo del MEG, G è la sua ampiezza, ξ0 è l'ampiezza di picco del moto e K è il numero d'onda.
    Questa equazione indica che la fase dell'armonica vibrante del tessuto è direttamente proporzionale al suo spostamento.

    Figura 2. Sequenza GRE con aggiunta del MEG
    La figura sopra mostra una tipica sequenza di impulsi MRE, che è una gradient-echo recolled con radiofrequenza convenzionale (RF), gradiente di selezione di strato, gradiente di codifica di fase e di frequenza.
    Il MEG (qui solo nella direzione di codifica di frequenza) è posizionato dopo l'eccitazione RF del campione e prima della misura del segnale. Il MEG è imposto lungo una direzione determinata e le onde meccaniche applicate sono sincronizzati per mezzo di impulsi di trigger forniti dalla sequenza.
    Si ottiene così un immagine RM, contenente informazioni sulla propagazione dell'onda nella sua fase ed è chiamata immagine onda.
    Nella figura viene schematicamente rappresentato anche il moto sinusoidale indotto nel tessuto e la sua relazione temporale con il MEG (θ). La modifica di questa relazione temporale è utilizzata per acquisire istantanee delle onde di propagazione, tipicamente a 4-8 campioni temporali, equidistanti, per mostrare la propagazione dell'onda e per consentire di trattare i dati nel tempo e studiare l'origine e l'evoluzione dell'onda transitoria.
    Da quando i MEG sono stati inseriti nelle sequenze convenzionali, l'MRE può essere implementata con molte sequenze RM, ognuna con i suoi vantaggi e limiti. Queste sequenze di impulsi possono essere progettati per avere la frequenza dei MEG abbinati alla frequenza del moto (sensibile al movimento di quella particolare frequenza), un particolare multiplo della frequenza di movimento (che ha una sensibilità inferiore) per ridurre il tempo di eco in applicazioni che implicano lo studio di tessuti con corto-T2, o può essere progettato per essere sensibile al movimento di una vasta gamma di frequenze. Dalle immagini onda, che indicano la propagazione delle onde ti taglio nel tessuto, algoritmi d'inversione basati su equazioni del moto, con ipotesi semplificative come isotropia, omogeneità e incomprimibilità, consentono il calcolo delle proprietà meccaniche del tessuto. Il dominio della frequenza costitutivo dell'equazione del moto di un generale, omogeneo, anisotropo, materiale viscoelastico può essere espresso come un tensore di grado 4 con 21 grandezze complesse indipendenti. Facendo l'ipotesi di isotropia si riduce il numero di grandezze indipendenti a due, dette costanti di Lamé (λ e μ) che controllano rispettivamente le deformazioni longitudinali e di taglio. Nei tessuti molli, λ è di solito molto più grande del modulo di taglio μ, che rende il calcolo simultaneo di λ e μ impraticabile. Tuttavia, l'effetto di λ può essere semplicemente trascurata in alcuni casi (se l'eccitazione è principalmente di taglio) o può essere rimosso filtrando moto ondoso longitudinale con un filtro passa-banda. Il modulo di taglio μ è una quantità complessa e può essere scritto come μr + iμi, dove μr indica il modulo di accumulo e μi è il modulo di perdita, riflettendo l'attenuazione di un mezzo viscoelastico. Dal modulo di taglio di una particolare frequenza, può essere calcolata la velocità delle onde utilizzando la semplice relazione: μ = ρVs2, dove ρ è la densità del materiale (tipicamente presume essere circa 1000 kg / m3 per il tessuto in MRE) e Vs è la velocità dell'onda di taglio. Gli algoritmi automatici che consentono di calcolare la lunghezza d'onda prendono il nome di LFE (local frequency estimation). Le immagini delle proprietà meccaniche del tessuto dopo l'applicazione dell'algoritmo di inversione prendono il nome di elastrogrammi. A seconda della tecnica utilizzata per derivare gl'elastogrammi dalle immagini d'onda, esse possono teoricamente (es, assente qualsiasi rumore) avere metà della risoluzione delle immagini RM native (che può variare da 50 micron a 10 mm a seconda dell'applicazione); tuttavia più usualmente hanno da un terzo ad un quinto della risoluzione MRI. L'interferenza delle onde di taglio può causare artefatti nei calcoli della rigidità, e proprio per questo è stata sviluppata una tecnica di pre-elaborazione definito filtraggio direzionale.
    Discussione
    Ci sono stati numerosi sviluppi MRE nel corso degli anni, la maggior parte delle quali hanno richiesto prove preliminari prima di passare alle applicazioni in vivo.




    Figura 3. Esempio di MRE su fantoccio
    La figura mostra un esempio dei dati ottenuti da un esperimento su un tipico fantoccio progettato per testare i principi della MRE. La figura mostra come un driver elettromeccanico induce onde di taglio all'interno del fantoccio, vibrando nella direzione indicata con le frecce; la propagazione di queste onde nello fantoccio viene registrata con una sequenza di impulsi MRE sensibile al movimento in direzione orizzontale. Si può notare che la lunghezza d'onda diminuisce nelle regioni morbide e aumenti nelle regioni rigide. Dai dati viene poi estrapolato un elastogramma calcolato un algoritmo d'inversione LFE; il contrasto tra i vari oggetti e il fondo viene visualizzato in base alla differente rigidità dei materiali. I valori di rigidezza dei tessuti possono essere calcolati disegnando una ROI e facendo una media dei valori contenuti in essa.
    Grazie alla flessibilità, alle potenziali applicazioni cliniche e alla non invasività, il campo della MRE è in rapida evoluzione con nuove applicazioni emergenti per i vari organi, tra cui fegato, milza, rene, pancreas, encefalo, cartilagine, prostata, seno, cuore, polmoni , midollo spinale, osso, occhio, e muscolo. Una, se non la principale, applicazione della MRE è il fegato che può rispondere a danno diretto o indiretto con lo sviluppo di infiammazione e fibrosi, che possono eventualmente trasformarsi in cirrosi. La cirrosi del fegato, che ha il 50% di mortalità a 5 anni, è caratterizzata da una perdita della funzione del fegato diventando molto duro e nodulare. La cirrosi può anche causare ulteriori complicazioni come ascite e varici. Ci sono numerose cause di fibrosi epatica compresa la malattia del fegato grasso, infezioni virali croniche, abuso di alcool, e malattie autoimmuni. Studi hanno dimostrato che i pazienti con varie malattie del fegato possono invertire gli effetti della malattia tramite il trattamento, e così, il monitoraggio dei cambiamenti del fegato è importante non solo per la stadiazione della fibrosi e dell'infiammazione, ma anche per avere una verifica del successo di trattamento. Attualmente, la biopsia epatica è il gold standard per valutare la fibrosi epatica, ma ha dimostrato di avere rischi significativi per i pazienti, in quanto è una procedura invasiva, ed è anche soggetto a errori di campionamento. Pertanto, sono state sviluppate diverse tecniche di imaging non invasive per aiutare a diagnosticare e stadiare la fibrosi epatica.
    L'MRE ha una sensibilità del 98% e una specificità del 99% per differenziare i fegati normali da tutti i gradi di fibrosi epatica, e ha una sensibilità dell'86% e un 85% di specificità per differenziare pazienti con fibrosi lieve da quelli con fibrosi moderata e severa.
    I parametri per una sequenza di MRE del fegato sequenza sono solitamente: tempo di ripetizione
    (TR) / tempo di eco (TE), 50/22.9 msec; capovolgere angolo di 25 °; larghezza di banda di 260 Hz / pixel; matrice di acquisizione 256 x 64; sezione spessore di 5 mm; campo di vista (FOV) 390 x 390 mm2. Il tempo di scansione di ogni fetta assiale è di 21 secondi, eseguita in apnea. Vengono acquisite quattro fette assiali a
    diversi livelli anatomici e le immagini di fase risultanti, raffiguranti le onde nel fegato per ogni sezione, sono elaborati automaticamente utilizzando l'elastogramma.

    Figura 4. Elastografia RM fegato
    Un'altra applicazione della MRE è quella dello studio del seno. I tumori del seno sono noti per essere tipicamente più rigidi delle lesioni benigne e del normale tessuto mammario. La palpazione manuale è una pratica di screening di routine per il cancro al seno e aiuta nella rilevazione delle masse principali. La CE-MRI ha dimostrato di avere un'elevata sensibilità per la rilevazione dei noduli tumorali, ma la specificità della tecnica risulta essere un problema portando a numerosi falsi positivi e inutili biopsie. L'MRE è utilizzata come tecnica complementare alla CE-MRI per fornire ulteriori informazioni su queste regioni sospette e la combinazione delle tecniche fa ben sperare nell'aumento della specificità diagnostica.

    Figura 5. Elastografia RM seno
    La figura mostra un esame MRE di un paziente con un adenocarcinoma di 5 cm. Per l'esecuzione dell'esame sono state indotte onde di taglio 100 Hz nel tessuto mammario con l'ausilio di driver elettromeccanico e le immagini onda sono state ottenute con una sequenza MRE gradient-echo. Nelle immagini onda si vede che la lunghezze delleonde di taglio sono più alte nel tumore rispetto che nel normale tessuto ghiandolare. Come previsto dai dati d'onda, il tumore è significativamente più rigido del tessuto normale.
    L'MRE è anche stata ampiamente utilizzata per studiare la rigidità del muscolo scheletrico. Infatti, è noto, che le variazioni di rigidezza del muscolo variano sensibilmente a seconda dello stato contrattile dello stesso . L'MRE muscolo-scheletrico può essere utilizzata per studiare la risposta
    fisiologica dei muscoli malati e danneggiati. Per esempio, si è scoperto che vi è una differenza nella rigidità dei muscoli con e senza malattia neuromuscolare.

    Figura 6. Elastografia RM muscolo-scheletrica
    Un'altra applicazione che ha suscitato molto interesse è quella a livello encefalico. Si è visto infatti che la rigidità del tessuto celebrale può essere correlata a molte malattie quali idrocefalo, morbo di Alzheimer, cancro e sclerosi multipla. Mentre sarebbe difficile utilizzare approcci basati ultrasuoni per valutare in modo non invasivo le proprietà meccaniche dell'encefalo, l'MRE si presta a questa applicazione. Per la creazioni di immagini d'onda a livello cerebrale vengono indotte vibrazioni a 60 Hz con l'aiuto di un driver attivato posto sotto la testa.

    Figura 7. Elastografia RM encefalo
    Ci sono molte sfide e opportunità di ulteriore sviluppo tecnico della MRE. La risoluzione spaziale effettiva della tecnica aumenta all'aumentare della frequenza delle onde applicata. Purtroppo, onde di taglio ad alta frequenza sono attenuate più rapidamente di onde a bassa frequenza, quindi ci deve essere un compromesso tra risoluzione spaziale e la distanza dalla sorgente di vibrazioni in alcune applicazioni.
    Tessuti molto rigidi come le ossa, tendini, cartilagini e richiedono frequenze di vibrazione molto più elevate (nel range kilohertz) di tessuti molli . Scanner MRI attuali non hanno hardware in grado di codificare il moto ondoso a frequenze così alte. Queste limitazioni possono essere affrontate in futuro con soluzioni hardware specializzate. Mentre la semplice rappresentazione dell'onda in 2-dimensioni può essere adeguata per alcune applicazioni, molte altre applicazioni MRE richiedono l'acquisizione di dati d'onda da un intero volume 3D. Questo tipo di acquisizione può essere proibitivo utilizzando sequenze convenzionali, ma sta diventando più pratica con l'introduzione di tecniche speciali ad elevata velocità come l'imaging eco-planare e l'imaging parallelo.
    Le tecniche matematiche utilizzate per elaborare i dati d'onda per generare gl'elastogrammi, sono migliorati in modo significativo negli ultimi anni, ma ci sono ancora molte opportunità per avanzare questi metodi e per generare ulteriori parametri di caratterizzazione dei tessuti, come ad esempio stime di anisotropia meccanica, linearità e il comportamento viscoelastico.
    Conclusioni
    L'imaging elastografico ha ricevuto una notevole attenzione a causa della sua fonte intuitiva e le potenzialità diagnostiche che essa può fornire. L'MRE è una tecnica che è in grado di valutare in modo non invasivo rigidezza del tessuto, ed è già stato dimostrato essere utile come strumento clinico per la diagnosi di fibrosi epatica. Un certo numero di altre applicazioni di MRE per determinare le proprietà dei tessuti, la struttura e la funzione, come quelli discussi qui si stanno studiando, offrendo informazioni preziose per clinici e ricercatori e l'interesse nel settore continua a crescere rapidamente.
    Bibliografia
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    [7] Rouviere O. et al. “MR Elastography of the Liver: Preliminary Results” Radiology; 240:440–448 (2006)
  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”



    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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    Readout-Segmented (RS)-EPI”. MRM 62:1629–1640 (2009).
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    [19] “Outstanding DWI diagnostic performance with syngo RESOLVE”. www.siemens.com/RESOLVE.
  19. 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”























    Fiber Tracking



    Approccio tecnico alla procedura e applicazioni in Neuro DTI



















    Elena Mongilardi



    elena.mongilardi[chiocciolina]gmail.com














    Introduzione
    La diffusione rappresenta il movimento casuale detto random walk, delle molecole d'acqua all'interno di un tessuto: essa può essere misurata in Risonanza Magnetica mediante l'applicazione di appropriati gradienti. A livello cerebrale la diffusione è anisotropa in corrispondenza della sostanza bianca, infatti la presenza della membrana assonale e del rivestimento mielinico, rappresentano una barriera al movimento delle molecole d'acqua lungo le direzioni che non siano parallele all'andamento della fibra. Pertanto la direzione di massima diffusibilità coincide con la direzione delle fibre presenti all'interno della sostanza bianca. Il Diffusion Tensor Imaging si basa sull'applicazione di un numero variabile di gradienti su diverse direzioni (per un minimo di sei) e sulla successiva rielaborazione matematica del tensore. Questo genere di ricostruzione viene utilizzata per discriminare tra loro i diversi fasci propri della sostanza bianca. Lo scopo di questa tesi è stato quello di mettere in luce il fiber tracking e relativi aspetti tecnici operatore dipendenti. Tutto ciò è reso possibile con il calcolo del tensore di diffusione e dell'anisotropia frazionale (FA – Fractional Anisotropy) mediante il posizionamento di regioni d'interesse specifiche (Single Point ROI) su diverse aree dell'encefalo.
    Parole chiave:
    DTI, ROI, fractional anisotropy, fibre tracking.

    Sequenze Echo Planar Imaging – EPI






    Le sequenze EPI utilizzate per la DWI sono delle Gradient Echo High speed EPI con envelope Spin Echo con impulso di rifocalizzazione iniziale a 90° poi 180° che le rende meno suscettibili alla variazione del CMS omogeneizzando gli echi centrali corrispondenti al centro del kspazio , ma vengono comunque acquisite con l'inversione dei gradienti. Vengono identificate da tutte le case costruttrici con il nome EPI. Queste possono essere Single Shot con riempimento di tutto il kspazio in un singolo TR o Multishot con riempimento totale in 2-3 passaggi, o multiecho con più di tre passaggi. Le single shot possono seguire più traiettorie di riempimento del kspace, mentre le Multishot sono blipped spiral. Le sequenze Epi sono per definizione t2*FID o t2(SE) con TR e TE variabili a seconda del numero di shot. Questa procedura allostato attuale viene applicata principalmente per gli studi funzionali, di diffusione e per l'imaging cardiaco; permette di ottenere immagini in tempi molto ridotti, e ad oggi, è una delle sequenze più veloci per l'uso clinico.
    Inizialmente viene inviato un singolo impulso che genera il FID, questo verrà seguito da una fitta serie di inversioni (oscillano tra polarità positiva e polarità negativa) dei gradienti di lettura, ripetute più volte, che creano una serie di echi che vengono rilevati e compiono un riempimento totale e veloce della matrice. In posizione perpendicolare ai gradienti in oscillazione viene applicato un gradiente di codifica di fase costante. Ognuno degli echi prodotti dall'oscillazione, viene sottoposto alla codifica di fase e riempie una riga dello Spazio K, il reimpimento, nella sua totalità, viene eseguito a zig zag (64 – 128 linee) grazie ad un'ulteriore coppia di gradienti detti blip e a polarità invertita.



    Svantaggi:
    qualità dell'immagine non ottimale, caratterizzata da distorsioni suscettibile ad artefatti blurring da movimento e da suscettibilità magnetica
    necessità di gradienti di campo molto performanti, ad alta intensità con tempi di salita brevi
    minor SNR, più soggette a distorsione di immagine (shift delle strutture lungo l'asse di codifica di fase) e a formazione di artefatti





    Diffusion Weighted Imaging – DWI






    DWI è una modalità di imaging non invasiva, ad approccio qualitativo, che permette lo studio in vivo e la caratterizzazione dei tessuti biologici analizzandone il grado di diffusione delle molecole d'acqua al loro interno.
    La diffusione è un movimento casuale e non coerente delle molecole (in questo frangente si intendono le molecole d'acqua): non esistendo una direzione preferenziale, le particelle, durante i loro movimenti all'interno di un soluto urtano tra loro, cambiano direzione percorrendo così un percorso casuale e tortuoso. La diffusione delle molecole all'interno dei tessuti cambia in base alle loro caratteristiche strutturali sia in condizioni normali fisiologiche che nel caso di particolari patologie; questi movimenti sono dati dalla presenza di diversi gradienti naturali, quali quello di temperatura, concentrazione ecc. Questo meccanismo molecolare viene definito come "Moti Browniani": definiscono fisicamente e matematicamente l'agitazione molecolare e cioé il moto casuale ed incessante delle particelle all'interno di un fluido o di un gas caratterizzato da una certa temperatura.
    In RM tutto ciò viene sfruttato per calcolare la distanza percorsa da una molecola da un punto A dello spazio ad un punto B, ma non è possibile decifrare il percorso che questa seguirà tra i due punti: quindi sarà possibile solo la previsione della posizione finale dell'insieme delle molecole.
    In un mezzo omogeneo, la diffusione segue un'andatura di tipo gaussiano descrivendo come una molecola possa effettuare un percorso da A a B in un determinato lasso di tempo: la concentrazione delle particelle è uguale in tutti i punti malgrado queste continuino incessantemente a muoversi. Tutto ciò viene usato per l'imaging di Risonanza Magnetica sfruttando il fatto che l'applicazione di un gradiente agisca sulla fase degli spin in dipendenza oltre che da caratteristiche del gradiente, anche dalla posizione dello spin nello spazio: si può quindi affermare che con questa operazione è possibile localizzare lo spin e segnare la sua posizione grazie alle variazioni di frequenza.
    Se la diffusione non fosse influenzata da nulla fuorché i gradienti applicati durante l'esecuzione della sequenza, si avrebbe un teorico fattore D di diffusione, e l'intensità del segnale di un voxel di tessuto sarebbe calcolabile mediante questa formula:

    SI = SIₒ * exp (-b * D)


    Siₒ corrisponde al segnale di partenza
    b rappresenta il fattore di sensibilizzazione alla diffusione, rappresentato da γ²G²δ²( Δ – δ/3) con G data dall'intensità del gradiente, δ indicante la sua ampiezza e Δ rappresentante il tempo che intercorre tra l'applicazione dei due gradienti.

    E' evidente che questa è solo una situazione teorica ed ideale. Quando si misura la diffusione delle molecole con una sequenza DWI, si misura la loro diffusione apparente e si identifica l'ADC: coefficiente di diffusione apparente. L'aggettivo "apparente" viene attribuito per giustificare la presenza di differenti gradienti che entrano in gioco nelle situazioni non ideali. Nella realtà le molecole sono sottopose continuamente a gradienti di temperatura, gradienti di concentrazione, gradienti di pressione e a iterazioni ioniche, di conseguenza il fattore D deve essere integrato, e rappresenta solo in parte il vero fattore di diffusione.

    SI = SIₒ * exp (-b * ADC)






    Le immagini pesate in diffusione sono molto suscettibili agli artefatti da movimento. Attualmente si preferisce utilizzare delle sequenze EPI in quanto capaci di dare dei buoni risultati in tempi molto ridotti, affinché vengano registrati i movimenti delle molecole solo in base alla loro diffusione, minimizzando al massimo i movimenti del paziente.
    Dopo l'invio del segnale SI, prima che gli spin recuperino la loro MML, viene applicato un gradiente sensibilizzatore che "registra" la posizione iniziale delle molecole, subito dopo viene applicato un altro gradiente codificatore di diffusione che abbia verso contrario rispetto al primo, capace di defasare gli spin. In questo modo si può verificare lo spostamento delle molecole senza focalizzare l'attenzione sul loro percorso: più una molecola si muove allontanandosi dalla posizione iniziale, più ci sarà variazione di fase nel tempo.
    Nelle sequenze EPI SE si ha l'applicazione di un gradiente che defasa le magnetizzazioni e un altro gradiente riapplicato che rifasa: se la molecola d'acqua, cioè lo spin, rimane ferma si rifasa totalmente e ad essa corrisponde un angolo 0 mantenendo la stessa ampiezza perchè lo sfasamento è nullo, se invece la molecola si è spostata in quanto soggetta ad un processo di, quando viene rifasata non ritorna esattamente alla stessa ampiezza se ritorna alla stessa ampiezza vuol dire che è ferma, ed essendo ferma può voler dire che probabilmente quel tessuto è patologico.
    Se si deve rendere visibile lo spostamento di una particella di acqua soggetta a un processo di diffusione, si deve capire se questa ha perso segnale o no, ed meglio servirsi una sequenza che di base tolga il più possibile le disomogeneità del campo che potrebbero aggravare il rifasamento. Per vedere le piccole variazioni di defasamento dovute allo spostamento dell'acqua, è necessaria una sequenza che nella perdita di segnale sia legato solo ed esclusivamente allo spostamento della particella dell'acqua, e non che sia inquinata anche dalle disomogeneità del campo. Pertanto si usa una EPI-SE per avere la certezza di avere un'ottima base.

    Le sequenze DTI - Diffusion Tensor Imaging






    L'imaging del tensore è una tecnica molto usata in Neuroradiologia per lo studio in vivo e la rappresentazione su tre dimensioni di fasci di fibre nervose presenti all'interno della sostanza bianca che possono essere deviati o interrotti da patologie dei Sistema Nervoso, quali alterazioni neuro cognitive, anomalie neuro psichiatriche o patologie dei motoneuroni come per esempio la Sclerosi Laterale Amiotrofica (SLA). Inoltre, la continua evoluzione tecnologica, rende possibile l'elaborazione delle informazioni allo scopo di effettuare planning pre-chirurgici per la localizzazione dei fasci presenti nella sostanza bianca e studi riguardo le connessioni funzionali tra diverse aree cerebrali.
    Questo tipo di indagine sfrutta la pesatura DWI su sequenza EPI applicando dei gradienti di codifica di diffusione su almeno 6 piani dello spazio; nella realtà diagnostico-clinica si preferisce utilizzare sequenze a più gradienti, con in range minimo di 16 direzioni per poter ottenere risultati accettabili.



    Tipi di diffusione:
    ISOTROPICA: tipica dei mezzi omogenei, la diffusione delle molecole è casuale in tutte le direzioni e non dipendente dalla direzione dello spazio.
    ANISOTROPICA: caratteristica dei tessuti biologici complessi, in questo caso la diffusione è orientata, cioé "obbligata" da componenti strutturali dei tessuti (quali membrane cellulari, strutture extracellulari) e dalle loro proprietà chimico-fisiche








    Nel caso della sostanza bianca, si ha una quasi totale anisotropia[1], in quanto la mobilità delle molecole d'acqua dipende dalla direzione dei fasci di fibre nervose che la compongono: le molecole si muovono all'interno degli assoni e la loro dffusione esterna è ostacolata dalla guaina mielinica che è impermeabile. Il valore del coefficiente di diffusione dipende dall'orientamento delle fibre rispetto al campo magnetico e questo tende a diminuire (minima differenziazione tra spin in movimento) quando queste sono in posizione perpendicolare rispetto al CM, mentre invece aumenta se le fibre sono parallele alla direzione del campo magnetico (massima differenziazione tra gli spin).
    Per la DWI si ottengono immagini con l'applicazione di gradienti sugli assi x, y e z dello spazio con l'individuazione del coefficiente di diffusione apparente ADC. Nel caso della DTI, si ha la necessità di valutare in maniera più completa l'anisotropia su diversi piani[2], superando il limite di direzionalità delle sequenze DWI. Si adottano quindi più gradienti in diverse direzioni e non è più sufficiente l'ADC in quanto è in grado di identificare la diffusione solo in un'unica direzione, bensì si deve calcolare il tensore di diffusione D.
    Il tensore di diffusione è un operatore matematico che permette di quantificare il livello di anisotropia servendosi della diffusività media e dell'anisotropia frazionale, generando una descrizione completa dei processi diffusivi tridimensionali.
    Diffusività Media (DM): misura macroscopicamente la diffusione sommando le principali diffusività
    Anisotropia Frazionale (FA): numero compreso tra 0 e 1, riguardante la misura della direzione preferenziale della diffusione. Se è uguale a zero la diffusione procede in tutte le direzioni in parti uguali, se invece corrisponde a 1 le molecole procedono tutte lungo una singola direzione.

    Le fibre presenti all'interno dell'encefalo hanno orientamento ben più vario rispetto a quello dei tre soli piani che vengono utilizzati per le sequenze DWI; è quindi impossibile allineare il gradiente di diffusione con tutte le direzioni delle fibre all'interno di ogni singolo voxel. E' di conseguenza necessario, per poter ottenere il tensore di diffusione, acquisire almeno sei immagini pesate in diffusione lungo direzioni non collineari con l'aggiunta di una settima immagine non pesata in diffusione con b = 0.







    Rappresentazione matematica del tensore di diffusione con matrice 3x3: Il valore che viene assegnato per ogni singolo fattore dipende dall'orientamento del campione in esame rispetto al sistema di riferimento definito dalla direzione dei gradienti di selezione di strato, codifica di fase e di lettura. Dxx, Dyy e Dzz indicano gli spostamenti molecolari che corrono lungo le stesse direzioni, mentre gli altri elementi rappresentano gli spostamenti che avvengono su direzioni ortogonali. La traccia del tensore è una grandezza costante indipendente dal sistema di riferimento e viene calcolata effettuando la somma degli elementi diagonali Dxx, Dyy e Dzz caratterizzando la diffusività media del campione:

    Trͩ = (Dxx+Dyy+Dzz) DM= Trͩ/3






    A partire dalla traccia del tensore si può calcolare l'indice di diffusione anisotropica IDA, che varia da 0 a 1 in base alla diffusione isotropica(0) o alla diffusione anisotropica(1):

    IDA= √(Ds/Trͩ-1)²






    Ds è la costante di diffusione caratteristica dell'andamento ellissoidale della diffusione anisotropica. In un mezzo isotropo la diffusione viene descritta come una sfera, in quanto questa rappresenta l'insieme infinito di punti sui quali è possibile trovare delle particelle in un determinato tempo di diffusione. Il sistema di riferimento è rappresentato dai tre assi x, y e z associati al voxel o a un campione di voxel.



    In un mezzo anisotropo invece la superficie a probabilità costante viene descritta come un'ellissoide perché gli autovalori ed autovettori del Tensore di diffusione compongono gli assi principali e l'estensione dell'ellissoide rapprsenta la direzione principale di diffusività nello spazio, i due assi minori dell'ellissoide identificano il grado di anisotropia del mezzo; nel caso del mezzo anisotropo, più il valore di FA tende a 0, più la forma dell'ellissioide si avvicina a quella della sfera.







    Il Fibertracking






    I dati delle sequenze DTI possono essere utilizzati per realizzare una mappa tridimensionale delle fibre che vengono rappresentate in diversi colori in base al loro decorso:
    fibre con orientamento supero-inferiore → colore BLU
    fibre con orientamento antero-posteriore → colore VERDE
    fibre con orientamento latero-mediale → colore ROSSO

    La mappa colorimetrica viene poi unita ad una sequenza tridimensionale (nel caso dell'immagine sottostante una 3D TFE T1 Philips Philips Archieva Nova Dual 1.5) affinché si possano unire le informazioni direzionali a quelle anatomiche.







    Propagazione del tratto: come vengono tracciate le fibre.
    Esistono due tipi di approcci alla rappresentazione dei fasci tramite la DTI:
    Approccio deterministico (Propagazione Lineare): utilizzo di algoritmi che pongono le loro basi sul dato acquisito e non si preoccupano dell'eventuale errore (causato per esempio dal rumore), tracciando le fibre assumendo per ciascun voxel, la direzione dell'autovettore principale come direzione media della fibra. Questo metodo estrae l'informazione riguardante l'orientamento dei vettori, ma non del loro verso e come criterio di interruzione utilizza un limite prestabilito di FA al di sotto del quale non sia possibile tracciare la fibra. Generalmente la ricostruzione parte da un seed che ha origine da delle ROI posizionate direttamente dall'operatore, le quali possono indicare sia il punto di arrivo che il punto di partenza del tratto di fibre da ricostruire;
    Approccio stocastico: algoritmi di origine probabilistica che si occupano anche dell'errore, creando un modello di densità di probabilità della direzione della fibre all'interno del singolo voxel, sfruttando per esempio la possibilità di esistenza di connessioni tra due regioni adiacenti.

    La traiettoria della fibra e la sua rappresentazione
    Le fibre si definiscono nello come curve che possono essere rappresentate tridimensionalmente come un treno di vettori, in partenza da un punto A, che possono arrivare fino ad un punto B dello spazio. E' importante puntualizzare come il rumore sia determinante per le DTI e quanto esso influenzi il risultato iconografico finale: è per questo impossibile pensare di poter trascurare gli errori che derivano da un basso rapporto S/R. Inoltre è sì fondamentale il calcolo della direzione media della singola fibra al'interno del voxel, ma è anche da considerare la probabilità che la fibra possa muoversi più volte in diverse direzioni all'interno dello spazio unitario, per poi emergere da esso con una determinata angolazione.
    Metodo di Eulero classico:
    è una procedura metematica per la soluzione numerica di equazioni differenziali che non verrà descritta in maniera specifica all'interno di questa trattazione, ma presentata semplicemente in relazione al suo ruolo tecnico che riguarda il tensore di diffusione.
    Iniziando dal punto di partenza, detto anche seed point si può valutare il tensore di diffusione su scala continua servendosi dell'interpolazione malgrado i dati si riferiscano al volume DTI nella sua interezza. Si valuta, di conseguenza, l'autovettore principale relativo al tensore sommando i singoli punti dell'autovettore uniti a un passo di integrazione di lunghezza indicativamene uguale a metà voxel ottenendo così la direzione di propagazione dei fasci di interesse. Questa procedura è limitata dal fatto che il rumore può creare errori nella riproduzione della direzione dell'autovettore principale, e anche dal decrescere del grado di anisotropia che crea errori di stima numerica, ed errori dati dagli effetti di volume parziale.
    I software si avvalgono di due metodi per la ricostruzione:
    Tensor deflection: usa l'intero tensore di diffusione e non l'autovettore, deflettendolo nella direzione precedente a quella entrante. Questo viene utilizzato per ovviare al rumore influenzante la direzione dell'autovettore e per evitare che le fibre passanti per voxel con anisotropia molto bassa vengano tracciate in modo errato.
    Interpolazione: definisce la direzione di propagazione ad ogni punto dell'autovettore, trasformando così informazioni discrete in informazione continua rappresentante una trama continua.

    L'algoritmo FACT – Fiber Assigment by Continuous Tracking
    Il FACT è un algoritmo ad approccio deterministico ampiamente diffuso, proposto per la prima volta nel 1999 da Mori et al. che tiene totalmente conto dei dati della matrice e risulta molto veloce da utilizzare. Non si avvale di una vera e propria interpolazione, bensì si occupa in modo assolutamente intuitivo di tracciare una linea passante per tutti i voxel ad ogni passo, dandole la direzione dell'autovettore principale del singolo spazio, anche nel caso in cui questa lo intercetti per spazi minimi (in questo frangente la curva assume la direzione principale del nuovo voxel).
    Come è stato descritto in precedenza, si deve teoricamente considerare che la fibra possa assumere diverse direzioni all'interno del singolo voxel. Il voxel rappresenta una media di dati raccolti al suo interno, cioé una media di valori relativi ad una limitata porzione di encefalo (delle dimensioni del voxel). Ragionando in questi termini non è possibile pensare che un singolo punto posto al limite di intersezione tra un voxel e l'altro possa essere unicamente influenzato dai dati relativi al voxel in cui si trova.







    Date queste premesse è utile e necessario che vengano combinate le due tecniche (interpolazione pura e FACT) al fine di rendere il risultato, il più affidabile e realistico possibile, pur ammettendo che sia impossibile raggiungere il 100 % dell'accuratezza.
    Quali sono le possibili direzioni delle fibre?
    Rettilinea
    Curva
    Fibre Kissing: due fibre che si avvicinano per poi allontanarsi
    Fibre Branching: il fascio di fibre che all'interno dello stesso voxel si divide in due o più fasci che corrono poi parallelamente lungo la stessa direzione
    Curve crossing: doppio tratto di fibra che si incrocia centralmente, con valori di FA di poco differenti.
    Straight cross: due tratti rettilinei di fibre, ciascuno con il suo valore di FA, che si incrociano in un punto centrale.

    La rappresentazione tridimensionale dei diversi tipi di direzione (in particolare Branching, Curve crossing e Straight cross) effettuabile tramite DTI, vengono largamente influenzati sal rapporto segnale rumore e dal tipo di sequenza: più aumentano le direzioni di applicazione di gradiente, più si possono rappresentare al meglio rapporti tra fibre, intersezioni e relative direzioni particolari.
    La ricostruzione dei fasci è notevolmente influenzata dal rumore che voxel dopo voxel si accumula e può determinare una deviazione non reale della fibra nervosa. Ciò può essere risolto applicando specifiche inerpolazioni o algoritmi di smoothing che riescano a mediare l'informazione contenuta nei voxel in esame in modo da minimizzare l'errore, malgrado ciò porti automaticamente ad un'abbassamento della risoluzione d'immagine
    .
    Post Processing
    Una volta ottenuta la mappa colorimetrica che di per sè fornisce già informazioni riguardo le direzioni delle fibre, prima di iniziare a selezionare le ROI coseguentemente a tracciare le fibre, è opportuno ed utile selezionare in punti strategici, in base al quesito clinico ed alla patologia, delle single voxel ROI per effettuare il calcolo della Fractional anisotrophy nei singoli punti.







    Rappresentazione tridimensionale dei fasci
    Verranno di seguito considerati a titolo di esempio per la descrizione tecnica della procedura, le realizzazioni tridimensionali del fascio corticospinale e il fascicolo arcuato.
    Le regioni di interesse possono essere selezionate dall'operatore sia in modalità single voxel che a mano libera tracciando le linee chiuse nei limiti dei distretti anatomici attraverso i quali passano le fibre nervose in esame.
    Il fascio corticospinale è compreso tra la corteccia motoria primaria e il mesencefalo.
    La prima ROI può essere posizionata sul piano assiale, a livello delle aree motorie primarie, comprendendo in essa tutta la regione di parenchima sottodurale. La seconda ROI, invece, sul piano assiale comprendendo tutta la sezione del mesencefalo a livello dei peduncoli cerebrali.
    Per quanto riguarda invece il fascicolo arcuato, esso connette l'area di Broca all'area di Wernicke.
    La prima ROI viene posizionata sul piano coronale, posteriormente alla pars opercolaris della circonvoluzione frontale inferiore.
    La seconda ROI viene posizionata sul piano coronale, a livello della porzione intermedia del lobo temporale.










    Dopo aver selezionato il più accuratamente possibile le ROI (l'accuretezza è sostanzialmente legata ad una riproducibilità adeguata sia tra esami di controllo riguardanti il singolo individuo sia tra paziente e paziente in modo da rendere gli studi il più standardizzati possibile) si può procedere con il tracking tramite l'apposito tool clickando semplicemente sul tasto corrispondente.
    A questo punto si ottengono delle immagini chiare di come le fibre passino tra una ROI e l'altra, mostrandole nella loro interezza o interrotte da processi patologici.














    Bibliografia
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    Imaging Science and Biomedical Engineering, University of Manchester, Oxford Road,
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    Yoshitaka Masutani, Shigeki Aoki, Osamu Abe, Naoto Hayashi, Kuni Otomo
    Image Computing and Analysis Laboratory, Department of Radiology, University of Tokyo (UTRAD/ICAL), 7-3-1 Hongo Bunkyo-Ku, Tokyo 113- 8655, Japan European Journal of Radiology 46 (2003) 53/66




  20. 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”























    Geometrie e traiettorie di riempimento del k spazio 2D:



    lineari vs polari.



















    Barbara Bernetti1



    1Radiologie Abteilung– SeeSpital Horgen / Rodiag SA



    barbara.b73[chiocciolina]outlook.com






    1. Riassunto
    Le sequenze utilizzate nell’imaging di risonanza magnetica sono caratterizzate dall’utilizzo di impulsi di radiofrequenza (RF) e di gradienti di campo magnetico variabili nel tempo. I primi manipolano l’allineamento dei nuclei risonanti e di conseguenza generano un segnale misurabile che, ricevuto da apposite bobine, verrà raccolto all’interno del k spazio. L’azione dei gradienti consente invece di effettuare una codifica spaziale del segnale stesso, determinando in quale punto della matrice del k spazio ogni dato verrà allocato.La tecnica con cui i segnali vengono mappati all’interno della matrice influisce su alcune proprietà dell’immagine risultante, quali la risoluzione spaziale, di contrasto e temporale ed infine sulla durata dell’acquisizione. In questo elaborato verranno illustrate le quattro classi maggiori di riempimento: standard non ecoplanare (EPI) rettilineo e ecoplanare (EPI), rappresentativi della geometria di riempimento lineare o cartesiana e le traiettorie radiale e spirale, classificabili come geometrie non lineari o polari. Queste tecniche si differenziano tra loro per una diversa applicazione temporale dei gradienti e conseguentemente un differente riempimento del kspazio legato al campionamento del segnale.
    2. Parole chiave
    Gradienti di campo magnetico; k spazio; geometrie di riempimento 2D; traiettorie.
    3. Introduzione
    Attraverso una manipolazione opportuna dei gradienti di fase e frequenza, applicati durante una sequenza, è possibile controllare la collocazione dei dati all’interno del k spazio con ripercussioni sulla qualità dell’immagine. Vi sono diverse modalità di riempimento implementate a seconda delle caratteristiche che si vogliono esaltare nell’immagine o della tempistica a disposizione. Le più diffuse sono la traiettoria cartesiana, l’Echo Planar Imaging (EPI), la traiettoria radiale e quella a spirale. Solitamente, la maggior parte delle tecniche MRI si basa sull’utilizzo di traiettorie rettilinee in modalità cartesiana, che acquisiscono linee parallele ed equispaziate del k spazio procedendo in maniera sequenziale. Il loro ampio utilizzo è dovuto alla buona qualità delle ricostruzioni ma implica tempi di acquisizione lunghi. All’interno di questa categoria è possibile modificare l’ordine di acquisizione delle linee per sopperire a situazioni in cui il contrasto dell’immagine cambia durante la scansione ma anche aumentare la velocità di imaging utilizzando tecniche multishot, modalità di riempimento incompleto o strategie che consentono un update continuo dei soli dati contenuti nella regione a basse frequenze. Un’altra tecnica sviluppata sulla base della traiettoria cartesiana, proprio allo scopo di ridurre i tempi di acquisizione, è l’EPI, in cui viene prodotto un treno di echi di gradiente da un FID o echo di spin mediante la rapida commutazione di polarità del gradiente di lettura. In questo caso però ad una maggiore velocità corrisponde lo svantaggio di avere una maggiore distorsione nell’immagine ricostruita ed un livello di artefatti superiore rispetto alle sequenze cartesiane non EPI. Le acquisizioni basate su traiettoria radiale invece presentano principalmente un aumento della risoluzione di contrasto e del SNR a discapito però della risoluzione spaziale a causa del sottocampionamento della regione ad alta frequenza del k spazio.L’imaging spirale infine si basa sulla simultanea applicazione dei gradienti di codifica di fase e frequenza che variano nel tempo la loro ampiezza in modo sinusoidale riempiendo il k spazio con una traiettoria spirale che solitamente inizia al centro e si dirige verso la periferia man mano che l’ampiezza aumenta consentendo non solo di riempire tutto il k spazio in un solo breve TR ma anche un utilizzo meno stressante dei gradienti.
    4. Tecnica e metodologia
    4.1 Gradienti di campo magnetico
    Al fine di formare immagini MR, è necessario determinare la posizione del segnale attraverso un processo di codifica. Ciò viene effettuato per mezzo di campi magnetici addizionali variabili nel tempo, i gradienti,la cui applicazione determina una variazione (controllata, prevedibile, lineare e lungo una direzione) dell’intensità di campo, della frequenza e della fase di precessione dei momenti magnetici nucleari. La loro direzione di applicazione può essere lungo l’asse x, y, z o lungo una traiettoria obliqua se applicati in combinazione e vengono chiamati in accordo con l’asse lungo il quale lavorano. Le loro proprietà sono:l’intensità massima raggiungibile,indicata su un piano di assi cartesiani come l’altezza massima ottenibile ad un metro dal punto di origine (essa esprime l’intensità con cui il campo si modifica per unità di distanza, è espressa in mT/m ed è responsabile della massima risoluzione spaziale raggiungibile),lo slew rate, misurato in mT/ (m ms) ed indice della performance dei gradienti, dato dal rapporto tra l’ampiezza e il tempo di salita o rise time,la polarità, che determina quale estremità del gradiente produce un’intensità di campo magnetico maggiore e quale minore rispetto all’isocentro, e la linearità, ovvero la proporzionalità diretta tra variazione del campo magnetico e distanza dall'isocentro, verificata entro determinate distanze, usualmente dell'ordine del Field-of-View (FoV) massimo dell'apparecchiatura. Per effettuare la codifica spaziale di un segnale è necessario l’espletamento di tre funzioni: la selezione ed eccitazione della slice in un piano di scansione attraverso l’invio di un impulso RF comprendente un range di frequenze (bandwith di trasmissione) in relazione allo spessore della fetta e la simultanea accensione di un gradiente nel piano di scansione prescelto, la localizzazione spaziale del segnale lungo l’asse corto dell’immagine (codifica di fase) grazie all’accensione di un gradiente dopo l’invio dell’impulso RF che determina una variazione nella frequenza di precessione dei nuclei relativamente alla loro posizione lungo la sua direzione di applicazione (quando il gradiente viene spento, i nuclei torneranno alla frequenza di Larmor ma avranno acquisito uno shift nella fase) e la localizzazione spaziale del segnale lungo l’asse maggiore dell’anatomia in esame (asse lungo dell’immagine) tramite un gradiente che opera un ultima codifica in frequenza e che viene acceso durante la lettura del segnale, col picco dell’echo in corrispondenza della metà del lobo del gradiente. Di norma, ogni gradiente è responsabile di un compito. L’utilizzo di un gradiente per una delle tre funzioni dipende dalla scelta del piano di scansione e da quale direzione l’operatore assegna alla codifica di fase e di frequenza.
    4.2 K spazio
    Le informazioni relative alle frequenze del segnale ed alla sua distribuzione spaziale vengono raccolte all’interno del k spazio che può essere una matrice 2D, quindi una superficie, o 3D ovvero un volume, contenente dati grezzi. E’ di norma rettangolare e nel caso bidimensionale possiede due assi o coordinate; Kx, solitamente in ascissa, per la codifica di frequenza e Ky, in ordinata per la codifica di fase. Può essere diviso in 4 metà (una superiore o positiva ed una inferiore o negativa, una sinistra ed una destra) ed è simmetrico su entrambi gli assi, ovvero i dati nella metà sinistra sono identici a quelli contenuti nella metà destra, cosi come quelli nella metà superiore corrispondono a quelli nella metà inferiore. Questa proprietà è detta conjugate symmetry o hermitian symmetry o conjugate synthesis e viene utilizzata nelle tecniche di riempimento alternativo del k spazio, dette anche a matrice parziale, per aumentare la velocità di scansione; difatti, in base ad essa, è possibile acquisire poco più della sua metà dei dati (53%) e ricostruirne l’altra metà (47%).Il centro del k-spazio, ovvero la regione delle basse frequenze spaziali (con grande lunghezza d’onda ed elevata ampiezza di segnale), corrisponde nell’immagine alla risoluzione di contrasto mentre la sua porzione periferica, regione delle elevate frequenze spaziali (piccole lunghezze d’onda e bassa intensità), contiene le informazioni che dopo la trasformata di Fourier determineranno la risoluzione spaziale.
    4.3 Tecniche di riempimento del k spazio.
    La modalità con cui il k spazio viene attraversato e riempito dipende dalla combinazione della polarità e dell’ampiezza sia del gradiente di fase che di frequenza. Solitamente il punto dal quale inizia il processo di riempimento è sempre il centro del k spazio. La polarità di ciascun gradiente definisce la direzione di spostamento lungo il k spazio come segue: se la polarità del gradiente di frequenza è positiva, il k spazio viene attraversato da sinistra verso destra, se negativa, da destra verso sinistra, mentre se il gradiente di codifica di fase viene acceso con polarità positiva, esso determina il riempimento della metà superiore del k spazio, se invece acceso con polarità negativa, esso determina il riempimento della metà inferiore del k spazio. L’ampiezza del gradiente di codifica di frequenza determina quale distanza verso destra o sinistra venga percorsa mentre l’ampiezza del gradiente di codifica di fase determina quanto superiormente o inferiormente, rispetto all’asse centrale, venga riempito il k spazio.
    Esistono modalità differenti di raccogliere i dati necessari per un’immagine. Queste vengono definite geometrie di riempimento del k spazio e l’ordine con cui i punti Kx e Ky sono acquisiti è descritto dalle traiettorie di riempimento. In base alla geometria di riempimento si può suddividere il k spazio in due grandi famiglie: cartesiano o lineare e non cartesiano o polare che possono essere a matrice totale o a matrice parziale. Nel caso di riempimento cartesiano sia a matrice totale che parzialesi utilizza, per la ricostruzione dei dati, l’algoritmo matematico della TF, complessa, inversa, 2D, discreta. Anche per la traiettoria polare a matrice totale si usa la TF ma è necessario effettuare precedentemente un’operazione di regridding (processo per il quale, a partire da traiettorie generali, da una matrice generalmente non quadrata e a punti non equispaziati, per interpolazione tra gli elementi della matrice ne ottengo una nuova, quadrata e a punti equispaziati) mentre per l’acquisizione a matrice parziale si ricorre alla projection reconstruction. Oltre alla suddivisione in base alla geometria di riempimento si può ulteriormente classificare il k spazio in base alle traiettorie: per il k spazio cartesiano vi sono lo standard rectilinear e l’echo planar imaging, per quello polare il radiale e lo spirale.
    5. Discussione
    5.1 Geometria di riempimento cartesiano o lineare a matrice totale
    Attualmente la maggior parte delle tecniche MRI utilizza una traiettoria rettilinea linea per linea, in cui una linea di dati, comprendente tutti i valori Kx per un Ky dato, viene acquisita dopo un’eccitazione. Di seguito, dopo un tempo di ripetizione TR, ha luogo un’altra eccitazione ed un’altra linea viene acquisita. Il tempo totale di scansione è uguale al numero di linee Ky *TR*numero di medie (NSA o NEX). In Fig. 1 sono riportate le diverse tipologie di acquisizione che si basano sulla traiettoria standard rectilinear con relativi utilizzi, vantaggi e svantaggi che ciascuna comporta.

    Fig. 1: Traiettorie standard rectilinear sequenziale, centric, reverse centric.
    Di largo impiego sono oggigiorno le sequenze RARE (GE, Hitachi, Toshiba- Fast Spin Echo, Siemens, Philips- Turbo Spin Echo) che permettono attraverso l’introduzione di nuovi parametri (echo train Lenght ETL, inter echo spacing IES, pseudo echo time PET o tempo di echo effettivo TEeff) di aumentare la RS dell’immagine (utilizzando matrici maggiori) o il rapporto segnale/ rumore (aumentando, a parità di matrice, il numero di medie) consentendo qualsiasi tipo di pesatura. In Fig. 2 vengono illustrate le proprietà della traiettoria standard rectilinear multiecho multishot.

    Fig. 2: Traiettoria standard rectilinear multiecho multishot.
    Nell’imaging multiecho, avendo introdotto il parametro ETL (numero di echi prodotti per tempo di ripetizione TR), il contributo del segnale cambia durante l’acquisizione dei dati poiché i fattori turbo hanno tempi di echi diversi, ognuno multiplo dell’IES e con un diverso SNR a causa del defasamento. L’ordine in cui ogni linea del k spazio viene acquisita è quindi un fattore importante nella determinazione del contrasto dell’immagine. Per associare un TE ad una pesatura, bisogna ricordare che la pesatura corrisponde al tempo di echo per il quale si acquisisce la regione centrale del k spazio e quindi le basse frequenze mentre gli altri echi riempiono la regione periferica fornendo la risoluzione spaziale (alte frequenze). Lo pseudo echo time o TEeff è il tempo di echo che corrisponde alla pesatura scelta.
    5.1.2 Ordine profili TSE
    Il parametro “ordine profili TSE” all’interno della traiettoria standard rectilinear multi- echo multi- shot, determina l’ordine di riempimento e deve essere preso in considerazione per impostare il TE effettivo sul valore desiderato. Può essere scelto tra: lineare, basso- alto e asimmetrica. Le applicazioni tipiche e le impostazioni sono elencate di seguito (Tabella 1):

    Tabella 1: Applicazioni TSE tipiche che considerano l’ordine profili
    Ordine profili lineare: questo parametro è indicato per TE lunghi (K0 misurato al centro del treno di echi). La lunghezza dello shot corrisponde all’incirca a 2 x TE. (Fig. 3a)
    Ordine profili basso- alto: questo parametro è indicato per TE brevi (K0 misurato all’inizio del treno di echi). La lunghezza dello shot corrisponde al prodotto tra TE e fattore turbo. (Fig. 3b)
    Ordine profili Asimmetrico: è ideale per TE brevi o intermedi. La lunghezza dello shot corrisponde al prodotto tra TE e fattore turbo.(Fig. 3c)

    Fig.3: es. di ordini di profili TSE a) lineare con fattore turbo= 15, b) basso- alto con fattore turbo=5, c) asimmetrico.
    I vantaggi della tecnica TSE sono rappresentati da una riduzione dei tempi di acquisizione o a parità di tempo dall’utilizzo di matrici di dimensioni maggiori. Inoltre poiché gli impulsi a 180° sono equamente spaziati, si ha un effetto di rifasamento multiplo di ogni eco che riduce la distorsione da artefatti da suscettività magnetica. Il SNR rimane sostanzialmente inalterato.
    Tra gli svantaggi sono da indicare una copertura ridotta a parità di TR e un effetto media del contrasto (effetto T2 su TEeff brevi: il segnale proveniente da questi ultimi echi in periferia contribuisce al contrasto TEeff) per evitare il quale è d’aiuto l’utilizzo di ETL più corti o BW più ampie per diminuire l’IES e il TEeff e comunque escludere TEs lunghi. Va ricordato infine che, aumentando il treno di echi, si abbrevia la sequenza di un fattore 1/ETL ma si peggiora la RS, col rischio di perdere lesioni di piccolo calibro. La RS infatti è data dalla convoluzione della funzione oggetto O (x, y) con la Point Spread Function PSF (x, y) che dipende dalla procedura di ricostruzione (in MRI è una funzione oscillante tipo Sin(x)/x). In una TSE le linee del k spazio sono acquisite con echi diversi e questo conduce ad una modifica della PSF: ne consegue che il segnale di un pixel si sparpaglia su quelli adiacenti dando un artefatto da blurring. Nello studio ad elevata RS di strutture di dimensioni paragonabili a quelle del pixel, una sequenza SE è più indicata rispetto ad una TSE.
    Alla traiettoria standard rectilinear appartiene anche la tecnica di riempimento multiecho multicontrast. In Fig. 4 sono evidenziate le sue caratteristiche.

    Fig. 4: Traiettoria standard rectilinear multiecho multicontrast.
    Ci sono tre tecniche per ottenere immagini FSE con doppia pesatura:Full echo train in cui tutti gli echi nell’Echo Train Lenght (ETL) contribuiscono ad un’immagine (un ETL intero è completato per un TEeff prima che il successivo TEeff venga eseguito: vengono cioè acquisite due sequenze separate concatenate col vantaggio di una maggiore flessibilità nella scelta del TEeff e dell’ETL, sia per il primo che per il secondo echo, ma con una maggiore media del contrasto),Split echo train in cui la prima metà dell’ETL contribuisce all’immagine con TEeff1 mentre la seconda metà all’immagine con TEeff2 (vengono quindi acquisiti due k- spazi contemporaneamente: il secondo echo è obbligatoriamente nella seconda metà dell’ETL e potrebbe corrispondere ad un valore maggiore a quello desiderato per la pesatura. Questa tecnica permette però una media minore del contrasto e immagini più nette) e lo Shared echo in cui il primo e l’ultimo echo del treno sono utilizzati per TEeff1 e TEeff2 rispettivamente, mentre gli echi nel mezzo vengono condivisi da entrambe le immagini (vantaggio di questo approccio, è la possibilità di utilizzo di un ETL più corto e quindi l’acquisizione in un TR di un numero maggiore di immagini (= TR/IESxETL). Ha però come svantaggio una sovrapposizione di informazioni).
    Una variante è rappresentata dal riempimento Key Hole (Fig. 5).

    Fig. 5: Traiettoria standard rectilinear Key Hole.
    5.2Geometria di riempimento cartesiano o lineare a matrice parziale.
    Acquisire un intero set di dati del k spazio può risultare in scansioni di lunga durata, pari al tempo di ripetizione moltiplicato per il numero di passi della codifica di fase. La risoluzione temporale può essere incrementata riducendo il numero di linee acquisite ma l’aumento della velocità di scansione che ne consegue comporta una riduzione proporzionale nella risoluzione o nelle dimensioni dell’immagine. Tecniche alternative di riempimento del k spazio si basano su un sottocampionamento dello stesso che trova fondamento nella simmetria e ridondanza dei dati nel k spazio.In Fig. 6 un elenco delle più diffuse.

    Fig. 6: Traiettorie di riempimento cartesiano a matrice parziale.
    5.3 Riempimento del k spazio nell’ Echo Planar Imaging
    In EPI da un singolo impulso di eccitazione RF vengono acquisite più o tutte le linee di codifica di fase. Se, abbinato ad un gradiente di frequenza a rapida commutazione, positivo o negativo, si utilizza un gradiente di fase Gy costante, il k spazio viene attraversato con una traiettoria a zig zag. Se viene invece applicata una serie di impulsi di gradiente di fase brevi, sempre con la stessa polarità, nel momento in cui il gradiente di frequenza ha valore nullo, si parla di EPI blipped. L’impulso del gradiente di frequenza Gx positivo determina una traiettoria da sinistra verso destra. Il primo blip del gradiente di fase Gy positivo insieme con l’inversione del Gx determinano rispettivamente un movimento verso l’alto e da destra verso sinistra. Tale movimento viene ripetuto finché il k spazio non è completo. Le applicazioni più diffuse delle blipped EPI sono rappresentate dalle versioni singleshot e multishot. Queste sequenze richiedono un’elevata performance dei gradienti, in termini di slew rate, per consentire una rapida accensione e spegnimento degli stessi (che può tradursi in una stimolazione periferica nervosa per il paziente). I vantaggi di questa tecnica sono rappresentati da un’aumentata risoluzione temporale e da una pesatura multicontrast con un contrasto che dipende dagli impulsi iniziali di preparazione della sequenza. Tra gli svantaggi si ricordano una riduzione del SNR in rapporto al gradiente di lettura maggiore e un livello di artefatti (sfocatura, ghosting, suscettibilità e distorsione dell’immagine, chemical shift e da flusso) superiore rispetto alle sequenze non EPI. In Fig. 7 le particolarità del riempimento EPI.

    Fig. 7: Traiettorie di riempimento EPI.
    5.4Geometria di riempimento non cartesiano o polare
    5.4.1 Traiettoria spirale
    In questa modalità di riempimento sia il gradiente di codifica Gx che Gy(come per l’imaging radiale non vi è un concetto di codifica di fase o frequenza poiché i dati vengono costantemente acquisiti durante la lettura spirale)cambiano rapidamente la loro polarità, oscillando in modo sinusoidale, e il segnale è campionato continuamente formando una traiettoria spirale del k spazio. Per il gradiente Gx questo comporta il riempimento di linee da sinistra verso destra e successivamente da destra verso sinistra ma poiché il processo inizia nel centro del k spazio, anche il gradiente Gy deve oscillare per consentire il riempimento di una linea nella metà superiore e di seguito di una nella metà inferiore. Dopo la misurazione i dati vengono interpolati per essere inseriti nella corrispondente griglia 2D per la TF.Vantaggio di questa tecnica è la velocità(senza necessità di performance elevate dei gradienti) dovuta a diversi fattori:un campionamento continuo dei dati, quindi un alto duty cycle, una copertura inferiore del k spazio (per lanatura della traiettoria si copre una regione circolare del k spazio), ed una velocità media di copertura maggiore (le scansioni spirali hanno una bassa velocità iniziale legata al rise time poi una velocità costante per il resto dell’acquisizione). La forma d’onda dei gradienti, modulata sia in ampiezza A che in frequenza, inizia con ampiezza uguale a zero per poi aumentare mentre la frequenza diminuisce. Ciò si traduce in un sovracampionamento iniziale del centro che riduce la sensibilità agli artefatti da movimento e da flusso. Inoltre, poiché la traiettoria inizia dal centro, al valore più basso del k spazio, si rende possibile la selezione di un TE corto.
    Le acquisizioni spirali possono essere sia single- shot che multi- shot: nelle prime si acquisisce tutto il k spazio dopo un singolo impulso RF mentre per le acquisizioni multi- shot un numero Nshot di spirali interlacciate vengono eseguite, ed ogni shot è ruotato rispetto all’altro di una angolo pari a ± 2π/ Nshot. Le spirali possono essere anche acquisite in modo contrario ovvero partendo dalla periferia e spostandosi verso il centro, tecnica associata ad un TE maggiore che ne aumenta la sensibilità T2*.
    Il problema maggiore dell’acquisizione spirale è il blurring dovuto agli spin con diverse frequenze di risonanza. Questi offsets di frequenza possono derivare da disomogeneità del campo magnetico B0, effetti di suscettività locale e dal chemical shifts. Nell’imaging convenzionale cartesiano, queste differenze si manifestano come spostamenti nella direzione di codifica di frequenza, mentre nell’imaging spirale, poiché la traiettoria cambia simultaneamente in entrambe le direzioni nel piano, l’effetto è di blurring. Per ridurlo, viene usualmente acquisita una mappa per determinare lo spostamento in frequenza in funzione della localizzazione spaziale che viene poi incorporato nell’algoritmo di gridding per effettuare la correzione.Altri svantaggi sono la possibilità di aliasing sia in direzione radiale che azimutale, che si presenta sotto forma di strisce e vortici nell’immagine, la necessità di regridding dei dati, e la restrizione per lo slew rate in considerazione della stimolazione nervosa periferica.
    La Fig.8 mostra le caratteristiche delle traiettorie di riempimento spirale e radiale.

    Fig. 8: Traiettorie di riempimento spirale e radiale.
    5.4.2Traiettoria radiale
    La traiettoria radiale si caratterizza per l’acquisizione di una linea del k spazio per ogni TR, con un andamento radiale, a differenza della campionatura riga per riga, tipica della traiettoria cartesiana. In questa modalità di imaging si acquisisce un numero di proiezioni 2D dell’oggetto a diverse angolature, ϕ, accendendo, contemporaneamente su due coordinate,due gradienti di codifica di frequenza con diverse ampiezze in modo da generare linee oblique nel k spazio(per variare gli angoli tra i raggi, si varia il rapporto tra Gx e Gy). Affinché venga soddisfatto il criterio di Nyquist e non si verifichi aliasing, il numero delle linee minime da campionare corrisponde a π/2 * risoluzione di base. Un moderato sottocampionamento, che si traduce in una riduzione delle linee radiali, è tollerabile ma,ad una certa percentuale, comporta la comparsa di streak artifacts (aliasing nella traiettoria radiale).
    Tra i vantaggi di questa tecnica si evidenziano una maggiore campionatura dei dati al centro del k spazio, che determina un aumento della risoluzione di contrasto,del SNR (mentre la ridotta campionatura dei dati nelle zone periferiche ne diminuisce la risoluzione spaziale) e una maggiore robustezza rispetto agli artefatti da movimento (consentendo l’imaging in free breathing),la possibilità di una sovracampionatura in entrambe le direzioni del piano (x, y) senza che vi sia un impatto sulla durata della scansione e l’assenza dell’effetto aliasing qualora il FOV fosse più piccolo rispetto alle dimensioni dell’oggetto. Poiché ogni linea passa per il centro del k spazio si avrà un’acquisizione continua delle informazioni del centro del k spazio e poiché ciascuna di esse contiene uguale informazioni, tale riempimento offre un campionamento molto bilanciato e si rende ottimale per imaging che richiedono un update continuo delle informazioni contenute nell’immagine come ad es. in MRA o real-time MRI.
    Richiede però un elevata omogeneità di campo magnetico B0,un preciso timing dei gradienti e, non consentendo la diretta applicazione dell’algoritmo di FFT, tecniche di ricostruzione delle immagini più sofisticate che prevedono una rigrigliatura dei dati campionati (basata su un’operazione di convoluzione) o una FBP (filtered back projection) attraverso l’interpolazione.
    5.4.3Traiettoria radiale multishot
    Questa traiettoria di riempimento, che a seconda delle diverse case produttrici compare col nome di Periodically rotated overlapping parallel lines with enhanced reconstruction (Propeller)- GE, Blade- Siemens, Multivan- Philips, Jet- Toshiba, Radar- Hitachi,è una tecnica di acquisizione e ricostruzione MRI basata sulla combinazione delle traiettorie di riempimento del k spazio rettilineo e radiale. L’acquisizione dei dati tramite Propeller segue un approccio multi- shot FSE per mezzo del quale si acquisiscono,tramite un treno di echi,diverse linee del k spazio in un TR che formano un Blade il quale viene successivamente ruotato intorno al suo centro di una serie di angoli uguali tra loro, in modo tale da coprire il k spazio come un disco. Il numero delle linee per Blade (L), il numero dei campionamenti per linea (N) e il numero di Blade (B) sono legati tra loro dalla seguente relazione: 2• L• B = N • π. L’angolo di rotazione tra due Blade, α, corrisponde a π / B. Il Turbo Factor (TF) determina il numero delle linee per Blade (L) mentre l’echo train per slice è il numero di Blade (N) acquisiti a differenti angolazioni per una data dimensione della matrice M (N= 1.25• Averages• π/2• M/L) In un TR viene acquisito un Blade al quale corrisponde un k spazio e quindi un’immagine.
    Anche questa tecnica, grazie alla traiettoria radiale intrinseca e al sovracampionamento del centro del k spazio, risulta più robusta in termini di ghosting e consente, in fase di post processing, una correzione degli artefatti sistematici da movimento (rotazionali e traslazionali nel piano). La correzione del movimento si basa su due proprietà: la phase correction tra turbo shots e la registrazione dell’immagine utilizzando immagini a bassa risoluzione ottenute dal centro del k spazio di ogni singolo shot. La sequenza Blade,che può essere applicata solo a sequenze con un treno di echi, è stata inizialmente dimostrata nell’imaging T2 pesato FSE e successivamente estesa alla FLAIR. Un ulteriore campo di applicazione di Blade basato su una FSE è l’imaging pesato in diffusione (DWI) che fornisce un’alternativa all’imaging ecoplanare e gli artefatti ad essa associati (principalmente distorsione geometrica e suscettibilità).
    Possono essere utilizzate con bobine multicanale e i vantaggi,a livello tecnico, sono rappresentati da un aumento della velocità di esecuzione rispetto alla traiettoria radiale pura, una riduzione degli artefatti da movimento eun aumentato rapporto SNR in confronto ad una RRE- RA e minori artefatti da disomogeneità da campo magnetico e da distorsione dovuto ad Eddy currents rispetto ad EPI mentre clinicamente riducono il bisogno di sedazioni nel caso di pazienti difficili da gestire o pediatrici e nel caso di movimenti involontari.
    Tra gli svantaggi ricordiamo un aumento del tempo richiesto di esecuzione (significativorispetto ad una EPI e circa del 50% in piùrispetto ad una RRE- Rapid Acquisition) dovuto all’inerente sovracampionamento del centro del k spazio, un aumento della SAR, la riduzione della RS e l’utilizzo di algoritmi matematici per la ricostruzione e il regridding.
    Dato l’elevato tempo di imaging minimo richiesto per questa applicazione, sono state recentemente sperimentate e implementate nuove strategie di accelerazione dei tempi di scansione che comprendono la combinazione della tecnica Propeller con la sequenza EPI, che non contiene impulsi a 180° e in cui un Blade viene acquisito dopo un impulso di eccitazione, l’uso del parallel imaging sia con la versione Propeller TSE (Turboprop) che con Epi e tecniche di sottocampionamento del suo k spazio. Sottocampionamenti attuati utilizzando Blade con un ridotto numero di campionamenti per linea o con un numero inferiore di linee hanno portato a una riduzione dei tempi di acquisizione ma ad un aumento severo di artefatti. Gli effetti invece di una rimozione totale di interi Blades si sono manifestati come leggero blurring in una direzione parallela a quella dei Blades rimossi. Infine un sottocampionamento ottenuto con Blades asimmetrici per i quali si sfruttano le proprietà hermitiane della matrice del k spazio per riempire i dati mancanti, ha significativamente ridotto i tempi di scansione senza causare artefatti.
    6. Conclusioni
    La maggior parte delle sequenze nell’imaging di risonanza magnetica si basano sull’utilizzo di traiettorie cartesiane. Il loro vantaggio principale risiede nella facilità di implementazione per un vasto range di meccanismi di generazione del segnale. Nonostante queste scansioni non siano immuni ad artefatti, essi possono essere facilmente identificati e controllati.
    Le tecniche che si basano sull’utilizzo di traiettorie non rettilinee offrono un utilizzo più efficiente dei gradienti, consentendo un imaging più veloce. Le proprietà delle immagini e il comportamento degli artefatti sono tuttavia più complessi e difficili da riconoscere.
    7. Bibliografia
    [1] Plewes D. et al. “Physics of MRI: A Primer”. Journal of magnetic resonance imaging 35:1038-1054 (2012)
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    [10] Arfanakis K. et al. “K space undersampling in Propeller Imaging”. Magnetic Resonance in Medicine 53:675-683 (2005)




  21. 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


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    [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)



  22. 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”












    High resolution Ultrashort echo-time (UTE) imaging



    Il ruolo della sequenza AWSOS



























    Aldo Lo Varco



    aldolovarco[chiocciolina]msn.com










    Riassunto
    Nell’imaging convenzionale i tessuti che presentano un T2 molto breve, nell’ordine di pochi msec come legamenti, menischi, cartilagini, tendini, risultano ipointensi poiché non si è in grado di acquisirne il segnale a causa del rapido decadimento.
    Per ovviare a tale problema sono state introdotte le sequenze UTE, che presentano tempi di eco (TE) inferiori al msec, con le quali siamo in grado di riuscire a campionare il segnale proveniente dai sopracitati tessuti e valutarne quindi un’eventuale alterazione come sintomo di patologia.
    Verrà trattata nello specifico la sequenza AWSOS (Acquisition-Weighted Stack of Spirals) che trova un ampio campo di applicazione con la quale siamo in grado di ottenere immagini ad elevata risoluzione spaziale in tempi contenuti con un buon SNR.
    Verrà trattato il relativo diagramma temporale, il riempimento del k spazio e i principali parametri di acquisizione per riuscire ad ottimizzare tale sequenza e ridurre gli artefatti da blurring relativo al riempimento spirale del k spazio e da slice widening dovuto alla durata variabile del gradiente di codifica di strato.
    Parole chiave
    Awsos; Ultra-short echo time; Short T2; High-resolution.
    Introduzione
    Nell imaging convenzionale le sequenze che vengono usate sono sequenze appartenenti alla famiglia delle Spin Echo, che prevedono l’uso di due impulsi uno a 90° e uno di rifocalizzazione a 180°, e della famiglia delle Gradient Echo, che usano un impulso iniziale ≤ 90° e la sostituzione dell’impulso a 180° con l’inversione del Gradiente di lettura per la formazione del segnale di eco.
    I tempi di eco minimi ottenibili con tali sequenze sono nell’ordine di decine di msec per la Spin echo, invece di pochi msec per quanto riguarda le Gradient echo, ma nonostante ciò il segnale proveniente da tessuti che presentano una struttura molecolare ben solida e organizzata come quella presente nei legamenti, nei tendini, nella corticale ossea, non viene campionato per il loro rapido decadimento T2 e di conseguenza appaiono nell’imaging come strutture ipointense.
    Per poter riuscire a campionare il segnale proveniente da tali tessuti sono state introdotte le sequenze UTE (Ultra-short Echo Time) che utilizzano tempi di eco in un range tra i 40 e 100 microsecondi rendendo tali strutture iperintense.
    Verranno descritti brevemente i tre principali diagrammi che sono presenti in letteratura delle sequenze UTE,con relativi vantaggi e svantaggi, accomunati tutti dalla riduzione al minimo del tempo di applicazione dell’impulso RF e dell’intervallo di tempo tra l’impulso di eccitazione e l’inizio del campionamento con riempimento radiale dello spazio K.
    Infine verrà analizzata in particolare la sequenza AWSOS (Acquisition-Weighted Stack of Spirals) con relativo diagramma temporale e riempimento spirale dello spazio K attraverso la quale siamo in grado di ottenere immagini con elevata risoluzione spaziale.
    Tecnica e metodologia
    Le sequenze UTE usano un diagramma temporale speciale per poter ridurre al minimo la perdita del segnale dovuta al T2 breve dei tessuti che andiamo a studiare.
    In letteratura esistono tre principali diagrammi della sequenze UTE:
    Il primo diagramma prevede la divisione dell’impulso sinc iniziale in due parti uguali per poter ottenere un’immagine 2D come mostrato in Fig.1. Il primo mezzo impulso sinc è applicato con un gradiente di selezione di strato negativo senza lobo di rifocalizzazione al quale segue il campionamento del segnale di echo, la seconda metà verrà applicata successivamente con lo stesso gradiente ma con segno positivo. I dati provenienti dalle due eccitazioni sono combinati e campionati attraverso un riempimento radiale dello spazio k. Il vantaggio principale è quello di ridurre solo ai tempi hardware il ritardo dell’acquisizione dei dati in seguito all’eccitazione ottenendo maggiore segnale;di contro lo svantaggio è legato all’introduzione di artefatti legati alla massa o al movimento fisiologico tra le due acquisizioni









    Figura 1: Diagramma temporale sequenza UTE 2D


    Il secondo diagramma è una sequenza 3D con un impulso hard non selettivo che va ad eccitare un intero volume senza l’applicazione di un gradiente di strato. L’impulso hard ha una durata molto più breve andando ad eccitare tutto il volume introdotto nella bobina trasmittente, ottenendo quindi un FOV definito dalle mappe di sensitività della bobina ricevente. Lo svantaggio di tale acquisizione è legata al fatto di usare un numero di proiezioni radiali per riempire lo spazio K che soddisfi il principio di campionamento di Nyquist.
    Il terzo diagramma usa un impulso RF selettivo con un gradiente di selezione di slab che va ad eccitare un volume ben definito. Il gradiente di selezione di volume richiede però un gradiente di rifocalizzazione successivamente, determinando un maggiore ritardo tra eccitazione e inizio dell’acquisizione. Per ovviare a ciò sono stati introdotti gradienti di codifica di fase variabili in modo da non determinare ulteriori ritardi nella successiva partizione dello slab e codifiche di fase. Ciò porta a un ritardo di acquisizione variante da uno step al successivo determinato dalla durata del gradiente di codifica di fase. In questo modo siamo in grado di selezionare in maniera separata lo slab e lo spessore di strato. L’inconveniente è l’eccessivo numero di codifiche di fase per poter partizionare lo slab.

    Una variante delle sequenze UTE che permette di ottenere immagini tridimensionali con voxel isotropico con elevata risoluzione spaziale è la sequenza AWSOS.












    Figura 2: Diagramma temporale sequenza AWSOS



    Il diagramma temporale della sequenza AWSOS, come mostrato in Fig.2, presenta tre
    componenti principali: un impulso RF iniziale con gradiente selettivo di slab (Gz), il gradiente di codifica di stratocon durata variabile (Gz) e i gradienti di lettura mobili a spirale (Gx e Gy).
    L’impulso RF iniziale è un impulso selettivo al quale viene associato un gradiente di selezione di slab (Gz). L’ampiezza del gradiente di slab deve essere tenuta la più bassa possibile per poter usare un lobo di rifocalizzazione del medesimo gradiente più breve, necessario per poter minimizzare il TE. Il Tempo di Echo (TE) viene definito come il tempo tra il picco centrale dell’impulso RF e l’inizio dell’acquisizione dei dati al centro dello spazio K.
    La durata dell’impulso RF deve essere calcolata in base al B1 e alla SAR. L’amplificatore a radiofrequenza pone un limite sul massimo B1 utilizzabile anche in base alla bobina che si va ad utilizzare, ma maggior attenzione si deve porre alla SAR che diventa maggiore quando si usano impulsi RF più brevi.
    Il gradiente di selezione di strato (Slice-Gz) per partizionare lo slab selezionato è rappresentato in modo tale che il massimo slew-rate del gradiente si ottiene quando il gradiente raggiunge il massimo valore permesso dal sistema. La durata di questo gradiente varia in base agli step di codifica Kz.
    Il campionamento del segnaleinizia immediatamente dopo la codifica di strato. I dati acquisiti vengono inseriti in un piano perpendicolare alla direzione di strato. Per ovviare alla durata variabile del gradiente di strato, l’inizio dei gradienti di lettura spirale (Gx-Gy) è shiftato portando all’uso di gradienti spirali mobili.
    I dati acquisiti vengono introdotti in un volume cilindrico nello spazio K con l’asse simmetrico alla direzione dello slab come mostrato in Fig.3.








    Figura 3:Campionamento delle frequenze spaziali in un volume cilindrico nello



    spazioK.


    Lo spessore di strato che viene scelto determina il massimo Kz, mentre lo spessore di slab
    limita l’ampiezza del ΔKz. Il campionamento sul piano Kx-Ky viene effettuato attraverso una traiettoria spirale e il raggio del disco è determinato dalla risoluzione ΔKx.
    La gestione separata dello spessore di strato dalla risoluzione spaziale nel piano X-Y dà l’opportunità di utilizzare un’elevata risoluzione spaziale e compensare la riduzione di SNR con l’utilizzo di strati relativamente più spessi.
    La ricostruzione dell’immagine verrà effettuata attraverso l’uso della FFT che viene applicata lungo la direzione del volume Kz e scompone i dati da 3D a 2D. Successivamente viene applicato l’algoritmo di regridding per ricostruire le immagini dai dati a spirale di ciascun strato.
    Discussione
    L’utilizzo di determinate strategie all’interno del diagramma temporale della sequenza per poter raggiungere i risultati voluti in termini di riduzione al minimo del TE e della lettura del segnale, come la durata variabile del gradiente di codifica di strato e il campionamento spirale del k spazio, suscitano la comparsa di diverse problematiche come lo “slice widening” dovuto alla durata variabile del gradiente di codifica di strato e l’artefatto da “blurring” legato al gradiente di lettura spirale.
    Lo “slice widening” legato al gradiente di codifica di strato con durata variabile è dovuto al decadimento T2e agli effetti off-resonance. Lo slice widening indotto dal decadimento T2cresce linearmente con il massimo ritardo di acquisizione con un tasso pari al 20% del T2, quello relativo agli effetti off-resonance sono stati studiati a due frequenze specifiche, a 1.0 ppm e 3.4 ppm, con campi magnetici di intensità da 1.5 T a 7 T. In questo caso lo slide widening (o FWHM) dipende sia dalla frequenza off-resonance che dal ritardo di acquisizione, notando principalmente che lo slice widening in entrambe le frequenze studiate aumenta in maniera più grande che linearmente man mano aumenta l’intensità del campo magnetico con un decadimento del segnale maggiore per valori più ampi di FWHM.
    Il “blurring” presente nelle immagini legato al gradiente di lettura spirale è dovuto al fatto che il gradiente spirale necessita di una finestra di acquisizione più lunga rispetto al cartesiano o radiale e quindi è più sensibile alla perdita di segnale legato all’off-resonance e al decadimento T2, ma anche per il campionamento a dischi del k spazio. Il blurring legato al T2 cresce linearmente con il gradiente di lettura spirale, ma valori accettabili di blurring si ottengono con tempi del gradiente di lettura pari a ~2T2 usando anche un numero inferiore di spirali riducendo cosi il tempo di scansione totale. Il blurring legato invece all’off-resonance è maggiore rispetto a quello indotto dal decadimento T2 e si può quantificare in un range tra 1-40 volte la grandezza del pixel. La grandezza del pixel aumenta passando dalla frequenza di 1.0 ppm a 3.4 ppm mantenendo costante il tempo di lettura con un decadimento del segnale rispetto al rumore di sottofondo per campi ≥ 3T. Nonostante ciò i gradienti di lettura spirale hanno una capacità intrinseca che sono in grado di ridurre il blurring legato all’off-resonance e al decadimento del segnale T2 indotto.
    Diversi sono i parametri da ottimizzare per poter utilizzare tale sequenza in ambito clinico cercando di contenere i tempi di acquisizione.
    Nella Tab.1 sono indicati i principali parametri da utilizzare per acquisizioni a elevata risoluzione spaziale con FOV di 220 mm per encefalo e di 140 mm per il ginocchio.












    Tabella 1: Parametri per acquisizione con elevata risoluzione spaziale









    Tabella 2: Ottimizzazione del numero delle spirali e del tempo di lettura relativo al FOV e alla risoluzione utilizzata.
    Il numero ottimale delle spirali o interleaves e del tempo di lettura in ms viene definito in base al FOV scelto e alla relativa risoluzione spaziale per ridurre al minimo il blurring all’interno delle immagini come mostrato nella Tab.2. Più corto è il tempo di lettura e maggiore sarà il numero di interleaves da utilizzare, mantenendo il tempo di lettura al massimo 2-3 volte il T2 del tessuto. All’aumentare del numero delle interleaves ciò determina di conseguenza anche un aumento del tempo totale di scansione e per ovviare ciò conviene usare le bobine multicanale e utilizzare cosi l’imaging parallelo riducendo il numero di spirali, senza aumentare il tempo di lettura.
    Un altro parametro attraverso il quale possiamo gestire il tempo di acquisizione è il numero delle codifiche di slice. Questo numero dipende sia dalla grandezza del volume che dallo spessore di strato. Fissando lo spessore di strato, un numero inferiore di codifiche di slice è possibile ottenerlo selezionando uno slab più piccolo, oppure un altro metodo è quello di sfruttare una densità di campionamento variabile del gradiente di slice, con un campionamento maggiore al centro e ridotto in periferia riducendo così di un 60% gli step di codifica ma aumentando la complessità della ricostruzione dell’immagine.
    Per quanto concerne invece il TE, il valore minimo da applicare alla sequenza AWSOS dipende dalla durata dell’impulso RF, dallo spessore di slab e dalle specifiche hardware del sistema.
    Il TE si riduce con l’aumento dello spessore di slab, con un decremento sostanziale, ovvero ~50%, quando lo spessore di slab aumenta da 10 a 70 mm.
    Il TE aumenta in modo lineare anche con la durata dell’impulso RF per spessori di slab >70 mm, non per spessori tra 10-30 mm. Ciò deriva dal fatto che il TE dipende dalla durata del gradiente di rifocalizzazione per slab sottili e dalla durata dell’impulso RF per slab spessi, ma un buon modo per ridurre il TE è quello di ridurre l’impulso RF entro i limiti preposti dai sistemi. Impulsi RF più brevi richiedono anche ampiezze B1maggiori entro sempre i limiti di sicurezza.
    Gli unici svantaggi relativi a tale sequenza sono legati al fatto che usa un impulso RF selettivo di strato, che è più lungo rispetto a un impulso non selettivo, e ciò quindi non permette di scendere a TE inferiori a 0.6 ms. Il secondo svantaggio è legato all’acquisizione spirale che è molto sensibile alle inomogeneità di B0e all’off-resonance dovuto al chemical shift che genera blurring nelle immagini. Per ridurre al minimo ciò è quindi importante effettuare uno shimming manuale e posizionare la regione da esaminare al centro della sfera di omogeneità.
    Campi di applicazione
    Questa sequenza trova applicazione sia in campo clinico che in campo di ricerca. In campo clinico viene applicata a livello osteo-articolare attraverso la quale siamo in grado di riuscire a campionare il segnale proveniente da cartilagini, menischi, corticale ossea, tendini, ovvero strutture che nell’imaging convenzionale a causa del loro T2 breve risultano ipointensi. La possibilità di utilizzare un’elevata risoluzione spaziale, anche di 0.14 mm, con un buon SNR ci permette di andare a studiare strutture molto piccole e valutare i vari componenti a livello delle cartilagini caratterizzati da T2 differenti come mostrato in Fig.4b











    Fig.4: Immagine ginocchio acquisita con 3T. a) Full FOV b) magnificazione della regione evidenziata nell’immagine a
    Anche a livello encefalico trova campo di applicazione, utilizzando una risoluzione spaziale di 0.22 mm ci permette di andare a valutare strutture piccolissime e di vedere i fasci di fibre all’interno della sostanza bianca e valutarne eventuali anomalie. E’ possibile effettuare anche due acquisizioni con TE differenti, uno breve e uno lungo, e facendo poi la differenza tra le due immagini ottenere una che contiene quei tessuti con T2 breve e ci permette di valutare eventuali alterazioni di segnale a livello delle meningi come mostrato in Fig.5 o del parenchima andando a eliminare l’iperintensità generata dal liquido cefalorachidiano e dai vasi ematici potendo cosi diagnosticare e valutare il trattamento di eventuali malattie encefaliche.







    Fig.5: Immagine AWSOS acquisita con a) TE= 0.6ms e b) TE= 10 ms. c) Differenza tra immagine b) e a) con esaltazione del segnale proveniente dalle meningi e annullamento del segnale proveniente dal CSF.
    In ambito di ricerca e in via di sviluppo grazie all’implementazione di specifici magneti ad elevata intensità, pari a 7T, siamo in grado di indagare atomi differenti da quelli dell’1H
    come nel caso del 23Na.
    La quantificazione della concentrazione di sodio nel tessuto (TSC) può essere utile per diagnosticare determinate malattie o valutarne il decorso come nel caso di tumori, ictus, disordini mentali e infarti miocardici a causa dell’aumento della concentrazione del sodio all’interno delle cellule.
    La valutazione della TSC non è possibile farla attraverso magneti ≤ 3T a causa della risoluzione spaziale limitata (>3.5mm) che determinerebbe una sottostima della TSC in lesioni piccole o inomogenee. L’elevata risoluzione spaziale di cui necessita l’imaging del sodio determina quindi un basso SNR e per ovviare a ciò si usano quindi le sequenze UTE e si tende a uniformare il campionamento del k spazio per evitare il trasferimento di rumore dal k spazio all’immagine.
    L’utilizzo di sistemi a 7T, scanner utilizzati per poter effettuare tali studi, ci permette dunque di raddoppiare il SNR e attraverso l’utilizzo della sequenza AWSOS noi siamo in grado di ottenere un’elevata risoluzione spaziale sul piano x-y e compensare la perdita del SNR con spessori di strato più ampi, possibilità data appunto dalla sequenza che ci permette la gestione separata della risoluzione spaziale e lo spessore di strato.
    La quantificazione del TSC come mostrato in Fig.6 viene effettuata posizionando 4 ROI dove abbiamo segnale del sodio e due invece sul rumore.







    Fig.6: Quantificazione della concentrazione di sodio nell’imaging di un fantoccio fatto a 7T con risoluzione spaziale in a) di 3.0 mm e in b) di 1.4mm.
    Dall’implementazione di queste ROI siamo in grado di tracciare un grafico contenente la concentrazione di sodio all’interno delle nostre regioni e si può vedere che utilizzando una risoluzione spaziale inferiore, ovvero di 1.4 mm rispetto a 3.0 mm, siamo in grado di definire la TSC in maniera più precisa e meno errori rispetto alla curva con risoluzione spaziale maggiore.
    L’imaging del sodio si può quindi applicare a livello encefalico, nello studio delle articolazioni per la valutazione delle cartilagini, oppure nello studio multiparametrico della mammella per poter fare diagnosi differenziale e specifica delle lesioni come mostrato in Fig.7 dove si vede la differenza della concentrazione di sodio tra (a) il tessuto fibroghiandolare e (b) tessuto adiposo.











    Fig.7: Sovrapposizione immagine di acqua ottenuta con tecnica DIXON a mappa colorimetrica 23Na (a) in tessuto fibro-ghiandolare e (b) tessuto adiposo.
    Conclusioni
    L’utilizzo delle sequenze UTE, e in particolare della sequenza AWSOS, permettono quindi la possibilità di poter studiare tutti quei tessuti con T2 breve che nell’imaging convenzionale non riusciamo a valutare potendo effettuare diagnosi specifiche sfruttando le potenzialità della sequenza in termini di elevata risoluzione spaziale e con livelli di SNR contenuti grazie alla caratteristica principale della sequenza di gestione separata della risoluzione spaziale dallo spessore di strato. Apre anche l’orizzonte nello studio di nuclei differenti da quello dell’idrogeno, come nel caso del sodio, che insieme agli studi standard che vengono fatti per i determinati distretti ci permettono di effettuare diagnosi specifiche.
    Bibliografia
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    [8] Hee Kwon Song et al. “Variable TE Gradient and Spin Echo Sequences for in Vivo MR Microscopy of Short T2 Species”MRM 39251-258 (1998)
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  23. 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
  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”



    Imaging a respiro libero con campionamento radiale dei dati



    Sequenza radial 3D-GRE T1w (Radial VIBE)



    Luca Mazzetti



    Azienda sanitaria di Firenze, ospedale san Giovanni di Dio



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    mazzetti.luca[chiocciolina]gmail.com


    1. Riassunto
    Lo studio di risonanza magnetica di alcuni distretti anatomici richiede una collaborazione attiva dei pazienti, in particolar modo per studi che necessitano la respirazione sospesa. Molti pazienti riscontrano però alcune difficoltà nel trattenere adeguatamente il respiro durante la scansione e l'acquisizione dei dati.
    La sequenza Radial VIBE, 3D GRE T1 pesata, può determinare un miglioramento significativo della qualità dell'immagine, grazie al campionamento radiale del k-spazio, permettendo l'acquisizione durante la respirazione continua dei pazienti.
    In questo lavoro verrà descritta la modalità di campionamento radiale del k-spazio, confrontandola con la modalità di campionamento cartesiano di tipo convenzionale, e valutando i vantaggi e gli svantaggi delle due tecniche.
    Seguirà una presentazione della sequenza Radial VIBE, analizzandone i parametri tecnici e le applicazioni cliniche. Infine uno sguardo alle ricerca futura, orientata ad incorporare l'imaging parallelo all'acquisizione radiale, per accelerare l'acquisizione delle immagini e permettere un imaging contrastografico dinamico.
    Parole chiave
    Radial VIBE; Campionamento radiale del k-spazio; Free-breathing; Radial MRI
    2. Introduzione
    Una delle principali limitazioni della RM convenzionale è la sua sensibilità al moto che richiede una rigorosa immobilità del paziente durante l'acquisizione dei dati.
    Nella pratica clinica tuttavia la soppressione del movimento non è spesso possibile e le immagini possono mostrare artefatti, andando ad oscurare informazioni diagnostiche e rendendo le immagini difficilmente interpretabili. Tali artefatti pongono un problema particolare per esami che necessitano di essere acquisiti durante la respirazione sospesa. Alcuni studi hanno evidenziato che ben il 7% dei pazienti sottoposti a risonanza magnetica epatica non sono in grado di mantenere l'apnea respiratoria per 15 secondi [1]. Da notare che questa popolazione di pazienti non collaboranti dal punto di vista respiratorio, che comprende anziani, pazienti operati, pazienti con patologie croniche come obesità e malattie cardio-polmonari, ma anche pazienti pediatrici, è in costante aumento. Appare così evidente come lo studio di pazienti con limitate capacità nel trattenere l'apnea rappresenti una sfida importante per l'imaging in risonanza magnetica di alcuni distretti anatomici. Queste limitazioni sono particolarmente critiche negli studi addomino-pelvici, dove vengono convenzionalmente effettuate sequenze a respiro sospeso, anche per l'imaging dinamico T1 pesato con mezzo di contrasto.
    Nel caso di pazienti scarsamente collaboranti, varie tecniche sono state implementate come alternative a quella a respiro sospeso per ridurre gli artefatti respiratori. E' stato proposto l'utilizzo della tecnica di imaging parallelo per velocizzare la sequenza e diminuire il tempo di apnea richiesto [2]; oppure l'implementazione della tecnica a respiro libero con triggering respiratorio [3]; o ancora le sequenze radiali PROPELLER/BLADE, ma T2 pesate [4].
    In alternativa a queste tecniche è stato recentemente proposto, come tecnica a respiro libero nell'imaging addominale, il ricorso al campionamento radiale dei dati del k-spazio per una sequenza 3D GRE T1 pesata con saturazione del grasso, denominata Radial VIBE [5]. Questa sequenza offre un campionamento di tipo radiale con un approccio 3D ibrido denominato "stack of stars". In questa tecnica il centro del k-spazio è campionato più volte durante l'acquisizione, diminuendo così la sensibilità della sequenza agli artefatti da movimento, e permettendo uno studio durante la respirazione leggera, ma continua, del paziente.
    Lo scopo di questo studio è analizzare il campionamento radiale del k-spazio e valutare la sequenza Radial VIBE come alternativa alle sequenze convenzionali cartesiane in distretti soggetti ad artefatti da movimento o da pulsazione.
    3. Tecnica e metodologia
    3.1. L'idea del campionamento radiale
    Nonostante l'idea del campionamento radiale del k-spazio sia conosciuta fin dagli albori della risonanza magnetica, la tecnica non ha trovato finora larga applicazione clinica di routine. Il campionamento radiale è stato infatti descritto da Paul Lauterbur nel 1973 ma, poiché l'implementazione pratica richiedeva requisiti tecnici molto elevati, gli fu presto preferita la tecnica di campionamento di tipo cartesiano, la quale poteva essere più facilmente e più solidamente implementata sui sistemi di risonanza magnetica precocemente sviluppati [6]. Queste complessità tecniche riguardano l'impiego di avanzati ricostruttori d'immagine, un'elevata omogeneità per il campo magnetico e, principalmente, un'accurata e precisa generazione di gradienti di campo variabili nel tempo. Di conseguenza, il campionamento radiale è stato impiegato solo sporadicamente, mentre le tecniche clinicamente consolidate sono state basate principalmente sul sistema cartesiano.
    Negli ultimi anni, tuttavia, con il miglioramento delle componenti hardware dei sistemi a risonanza magnetica e attraverso nuovi sviluppi algoritmici, il campionamento radiale del k-spazio è divenuto applicabile con affidabilità su sistemi MRI clinici.
    3.2. Confronto campionamento cartesiano e radiale
    Le sequenze convenzionali acquisiscono il k-spazio utilizzando uno schema di campionamento lungo linee parallele, indicato come campionamento "cartesiano" (fig. 1A). Le linee parallele acquisite differiscono in una differenza fissata nella fase del segnale, che è il motivo per cui lo schema è anche chiamato principio di "codifica di fase". Questo schema rettilineo permette una diretta e rapida ricostruzione dell'immagine tramite la trasformata di Fourier (FFT - Fast Fourier Transform).
    Nel campionamento di tipo radiale, non-cartesiano, la direzione di lettura è invece modificata ad ogni ripetizione (TR) e ogni linea acquisita passa attraverso il centro del k-spazio, con un angolo differente per ogni linea, in modo tale che il modello di campionamento nello spazio k non sia una griglia rettangolare ma è un insieme di raggi radiali, simile ai raggi di una bicicletta (fig. 1B). Nella ricostruzione dell'immagine i dati radiali sono rigrigliati, tramite l'operazione di regridding, su una griglia di un k-spazio rettangolare prima della ricostruzione standard.



    Figura 1: schema di campionamento cartesiano (A) e radiale (B) del k-spazio
    Rispetto alla traiettoria cartesiana, uno dei principali vantaggi del campionamento radiale del k-spazio è la minore sensibilità agli artefatti da movimento.
    La sensibilità al movimento deriva infatti dalla strategia di campionamento dei dati utilizzata per risolvere spazialmente l'oggetto.
    Con il campionamento cartesiano convenzionale del k-spazio, i movimenti del paziente durante l'esame introducono un errore di fase nel segnale, un cosiddetto off-set di fase, che disturba lo schema di codifica di fase stessa. In una visione semplificata, può essere pensato come delle oscillazioni delle linee campionate, che provocano lacune nella copertura del k-spazio determinando un campionamento di dati improprio.



    Figura 2: artefatto da movimento lungo la codifica di fase in un esame addominale
    La geometria cartesiana è quindi intrinsecamente incline a distorsioni di fase indotte dal movimento che si traducono in importanti artefatti di ghosting, nell'immagine ricostruita, lungo la direzione di codifica di fase (fig. 2).
    Nella geometria radiale questa vulnerabilità non è presente. Infatti, mentre nel campionamento cartesiano ogni linea del k-spazio acquisita può possedere alte oppure basse frequenze spaziali, durante la scansione radiale il centro del k-spazio viene acquisito continuamente ad ogni ripetizione, ed ogni riga campionata contiene informazioni in frequenze spaziali di pari importanza. Tale campionamento equilibrato del k-spazio, unito ad una maggior densità di campionamento del centro del k-spazio, determina il fatto che le scansioni radiali abbiano una significativa ridotta sensibilità al movimento, non venendo influenzati da artefatti di blurring, dovuti al movimento volontario del paziente durante l'acquisizione o involontario come quello pulsatile.
    Possono apparire però artefatti a striscia, dovuti principalmente ad un sotto-campionamento del k-spazio. Il campionamento radiale possiede infatti proprietà di sotto-campionamento, permette cioè una riduzione nell'acquisizione del numero di raggi, che si traduce in un campionamento ridotto della periferia del k-spazio. Invece di creare artefatti di aliasing, come per le traiettorie cartesiane quando vengono saltate delle linee, il sotto-campionamento radiale crea artefatti a striscia nelle immagini che mantengono però l'oggetto visibile fino a fattori anche relativamente elevati di sotto-campionamento stesso (fig. 3).



    Figura 3: Point spread function (sopra) e la corrispondente ricostruzione del fantoccio Shepp-Logan (sotto), ottenuta per una traiettoria radiale con 402, 64 e 24 raggi [7].
    Inoltre, poichè la geometria radiale consente di utilizzare un sovra-campionamento in lettura in entrambi le dimensioni dell'immagine, nessun effetto di aliasing si verifica se il FOV selezionato è troppo piccolo per l'oggetto in studio.
    3.3. Sequenza Radial VIBE
    Nell'imaging rm di alcuni distretti anatomici, come addome e pelvi in cui è necessario convenzionalmente effettuare l'indagine durante la respirazione sospesa, oppure di distretti sottoposti a movimento intrinseco come collo, torace e cuore, il campionamento radiale del k-spazio può essere impiegato per superare le limitazioni che gli studi di questi distretti comportano.
    In questi ambiti la sequenza Radial VIBE, che permette l'acquisizione dei dati durante una continua respirazione leggera, può essere la strategia preferita in esami per pazienti che non sono in grado di sostenere il tempo in apnea normalmente richiesto, come i pazienti anziani, gravemente malati o pediatrici. La Radial VIBE si basa sulla VIBE (Volumetric Interpolated Breath-Hold Examination) convenzionale, ed è appartenente alla classe di sequenze Rapid Acquisition GRE - Fid Imaging (spoiled GRE). E' una sequenza volumetrica 3D con soppressione del grasso che utilizza una modalità di campionamento del k-spazio di tipo radiale con un approccio 3D ibrido chiamato "stack of stars". In questa modalità di acquisizione volumetrica ogni linea del k-spazio, per ogni ripetizione, viene acquisita con codifica radiale nel piano kx-ky, mentre con codifica di fase cartesiana convenzionale per la dimensione kz, con conseguente copertura cilindrica del k-spazio (fig. 4).



    Figura 4: traiettoria "Stack of stars" implementata nella Radial VIBE
    Questa tecnica di riempimento del k-spazio permette l'uso di efficienti metodi di saturazione del grasso, ma presenta difficoltà nell'utilizzo dell'imaging parallelo. Infatti le tecniche di imaging parallelo solitamente utilizzate nelle acquisizioni cartesiane non possono essere applicate facilmente per il campionamento radiale dei dati.
    Questa classe di sequenze è simile alle sequenze PROPELLER/BLADE, in cui il centro del k-spazio è campionato continuamente durante l'acquisizione, aumentando teoricamente il contrasto dell'immagine e diminuendo la sensibilità agli artefatti da movimento e agli effetti di flusso, a scapito però di un aumento del tempo di acquisizione.
    3.4. Parametri e apparecchiature
    Sulla base di queste caratteristiche la sequenza permette acquisizioni 3D-GRE T1 pesate, con soppressione del grasso, a respiro libero senza l'utilizzo di tecniche di navigazione o di triggering, ma i pazienti devono essere istruiti a respirare normalmente, se possibile con una respirazione leggera, durante la scansione.
    Per quanto riguarda gli studi addomino-pelvici il paziente deve essere posizionato in decubito supino utilizzando anteriormente la bobina body volumetrica multi-canale phased-array e le bobine posteriori phased- array integrate nel letto porta paziente.
    In un scanner rm a 1,5T, i tipici parametri della sequenza Radial VIBE per uno studio addomino-pelvico, ricavati dai lavori oggetto di analisi in questo studio, possono essere i seguenti: TR = 3.5-4.3 ms; TE = 1.5-2 ms; flip angle 10-12°; spessore di strato 1.5-3 mm; dimensione voxel circa 1.5 x 1.5 x 1.5-3 mm; 60-90 partizioni; FOV 360-420 mm; matrice 256x256; BW 480-610 Hz/pixel; circa 300/600 raggi radiali; Fat Sat o Spair.
    L'imaging parallelo non è stato utilizzato in queste sequenze nei lavori analizzati e il tempo di acquisizione è stato di circa 60-120 secondi, ma anche di 280 secondi, a seconda dei parametri applicati.
    Al contrario le sequenze VIBE convenzionali cartesiane per esami addomino-pelvici, eseguite solitamente a respiro sospeso (breath-hold), implementano le tecniche di imaging parallelo (generalmente di un fattore pari a 2) e il tempo di acquisizione varia dai 10 ai 20 secondi.
    3.5. Artefatti e soluzioni
    Una strategia per accelerare l'acquisizione delle sequenze gradient-echo radiali può essere quella di ridurre il numero dei raggi campionati, determinando però una possibile comparsa di artefatti a striscia, dovuti al sotto-campionamento del k-spazio (fig.3). Questi artefatti, non presenti con le convenzionali acquisizioni VIBE cartesiane, possono degradare la qualità dell'immagine fino ad oscurare alcuni dettagli di importanza diagnostica.
    Gli artefatti a striscia sono generalmente più evidenti nei pazienti con volume maggiore e potrebbero non essere visibili nei pazienti più minuti (ad esempio in pazienti pediatrici) [8]. Per esempio, negli studi toraco-addominali questi artefatti sono più pronunciati quando le braccia del paziente sono posizionate lateralmente, cioè nella normale posizione per questa tipologia di studi. Negli adulti, a causa del maggior volume del torace e dell'addome e per la presenza delle braccia all'interno del FOV di acquisizione, tali artefatti sono più marcati. I pazienti pediatrici invece, a causa del volume inferiore e alla presenza solitamente delle braccia esternamente al FOV di acquisizione, presentano un minor presenza di artefatti a striscia. Il posizionamento delle braccia del paziente sopra la testa può dunque essere una buona strategia per ridurre questi artefatti, ma questa soluzione può essere causa di disagio per il comfort del paziente.
    Un altro svantaggio delle sequenze gradient-echo radiali è che lo schema di campionamento radiale è più vulnerabile, rispetto a quello cartesiano, agli effetti off-resonance. Poichè le radial GRE utilizzano direzioni di lettura diverse per campionare il k-spazio, si determinano forti segnali fuori risonanza, come quello del grasso, che causano artefatti da blurring invece di un chemical shift unidirezionale, come si ha con l'acquisizione cartesiana convenzionale. Pertanto, è essenziale effettuare acquisizioni Radial VIBE con saturazione spettrale del grasso. Una saturazione del grasso incompleta o non efficiente può provocare artefatti a striscia, degradando la qualità dell'immagine. Questi artefatti possono comunque essere visibili intorno a zone di forte disomogeneità distanti dall'isocentro, a causa del segnale del grasso residuo.
    Un altro artefatto, tipico delle sequenze gradient-echo, che può essere problematico, soprattutto nell'imaging toraco-addominale, può essere quello da suscettibilità. Una riduzione di questo artefatto si ottiene in queste sequenze Radial VIBE con l'uso di brevi tempi di eco e l'impiego di una maggiore larghezza di banda del ricevitore.
    4. Discussione
    4.1. Imaging addominale e confronto con VIBE convenzionali
    L'applicazione elettiva della sequenza riguarda gli esami addominali, pre e post iniezione di contrasto, convenzionalmente eseguiti durante una apnea espiratoria del paziente con sequenze VIBE cartesiane.
    In particolare alcuni studi hanno evidenziato l'usabilità della sequenza Radial VIBE a respiro libero negli studi rm addominali in pazienti che non sono in grado di mantenere l'apnea, mostrando che la tecnica può essere un'alternativa praticabile per l'imaging dei pazienti non collaboranti [9, 10]. In questo tipo di studi, il respiro sospeso può essere, come detto, un evidente problema per alcuni pazienti, ed un miglioramento significativo della qualità dell'immagine può essere ottenuto in questi casi, con le scansioni Radial VIBE, meno sensibili agli artefatti respiratori (fig. 5).



    Figura 5: esame addominale post iniezione di mezzo di contrasto; immagine VIBE convenzionale a respiro sospeso (sn) e immagine Radial VIBE a respiro libero (dx)
    Con le sequenze VIBE cartesiane convenzionali, la risoluzione spaziale ottenibile, in esami addominopelvici, è limitata dalla quantità di dati del k-spazio campionabili all'interno di tipiche durate di apnea, solitamente inferiori ai 20 secondi.
    La sequenza Radial VIBE a respiro libero invece, non essendo limitata dal tempo di respirazione sospesa del paziente e campionando i dati del k-spazio su un periodo più lungo, consente di utilizzare il tempo di acquisizione maggiore a vantaggio della qualità dell'immagine, permettendo l'impiego di una matrice superiore e uno spessore di fetta più sottile. Questo consente alla sequenza di andare a massimizzare la definizione delle strutture in esame e la visibilità di eventuali lesioni. Nelle sequenze VIBE convenzionali a respiro sospeso l'aumento della matrice e uno spessore di strato più sottile estenderebbero invece la durata della sequenza oltre ogni ragionevole capacità di apnea dei pazienti.
    Un possibile approccio, per ottenere una simile alta risoluzione spaziale con le sequenze VIBE convenzionali, potrebbe essere quello di eseguire una scansione cartesiana con un numero elevato di misure in un tempo di acquisizione lungo, simile a quello delle Radial VIBE. In questo modo le numerose misure permetterebbero una riduzione degli artefatti respiratori e sarebbe possibile impiegare le sequenze convenzionali a respiro libero. Un recente studio ha però evidenziato come la qualità delle immagini VIBE convenzionali con multiple misure sia significativamente inferiore rispetto alle Radial VIBE [9].
    Allo stesso modo una migliore qualità dell'immagine può essere ottenuta con le Radial VIBE in pazienti pediatrici (fig. 6), dove l'apnea non è possibile nella maggior parte dei casi [11]. Gli esami pediatrici sono spesso condotti in anestesia generale o in sedazione profonda, rendendo di fatto impossibile eseguire un esame con una attiva collaborazione respiratoria del paziente. Inoltre spesso questi pazienti si muovono spontaneamente all'interno dello scanner, rendendo l'imaging pediatrico decisamente impegnativo. Pertanto le scansioni addomino-pelviche T1 pesate convenzionali a respiro sospeso sono nella maggior parte dei casi corrotte da artefatti dovuti al movimento e da respirazione, che compromettono l'effettiva risoluzione ottenibile e l'accuratezza diagnostica.



    Figura 6: esame addominale di un paziente pediatrico con sclerosi tuberosa; immagine VIBE convenzionale (sn) e immagine Radial VIBE a respiro libero (dx)
    Inoltre l’impiego di tecniche di sedazione aumenta il tempo di studio totale e le spese dell'imaging rm pediatrico, e dunque l'uso di sequenze Radial VIBE a respiro libero può contribuire a migliorare anche questi aspetti, ponendosi come una efficace alternativa.
    Un recente studio ha inoltre mostrato come le sequenze Radial VIBE determinino una migliore soppressione del grasso nell'imaging addominale rispetto alle sequenze VIBE convenzionali [5]. La spiegazione è stata correlata al fenomeno del chemical shift. Mentre in un'acquisizione rettilinea convenzionale il grasso viene spostato solo lungo la direzione di lettura, generando il noto artefatto, in un k-spazio radiale invece ciascuna linea sperimenta uno spostamento del grasso lungo diverse direzione. Il risultato è un blurring generalizzato del grasso, che può rendere la soppressione più efficace.
    4.2. Altri impieghi clinici
    Le caratteristiche della sequenza Radial VIBE possono essere impiegate in applicazioni cliniche in quei distretti in cui il movimento è difficile da evitare nelle scansioni di routine. Oltre all'imaging addominale la sequenza può trovare altri campi di applicazione, come l'imaging della testa e del collo, quello polmonare e del torace, delle orbite e, tra le altre, anche nell'enterografia rm.
    Nell'imaging della regione della testa e del collo si possono verificare importanti artefatti relativi al moto. Infatti se i pazienti non sono in grado di controllare la deglutizione o la tosse durante l'acquisizione, le immagini possono essere non diagnostiche. Inoltre, esaminare la regione superiore del torace spesso non è possibile a causa di evidenti artefatti da respirazione e di forte flusso. Da considerare che i protocolli convenzionali del collo solitamente includono sequenze T1 pesate Turbo Spin Echo slice-selective, che sono particolarmente sensibili al movimento e flusso.
    La sequenza Radial VIBE può dunque essere un'alternativa T1 pesata con saturazione del grasso in questi distretti, essendo sostanzialmente indipendente dalla deglutizione, dai piccoli movimenti della testa e dal flusso (fig. 7).
    La sequenza può offrire anche una migliore qualità per l'esame delle orbite. In questo distretto, in presenza di movimenti oculari e dello spostamento delle palpebre durante l'esame, nei protocolli convenzionali si verifica una banda di forti artefatti di ghosting lungo la direzione di codifica di fase, che può compromettere la visibilità diagnostica. La Radial VIBE fornisce una raffigurazione pulita dei nervi ottici e una migliore soppressione del grasso intra ed extraconale (fig. 7). Inoltre gli effetti di flusso provenienti dai circostanti vasi sanguigni più grandi, che possono portare ad artefatti, sono meno evidenti rispetto ai protocolli cartesiani.
    Inoltre in questi distretti la possibilità di ricostruire immagini MPR di alta qualità è un altro vantaggio della Radial VIBE. La maggior durata dell'acquisizione a respiro sospeso può essere infatti utilizzata per acquisire un voxel isotropico che, insieme ad una immagine a più alta risoluzione, permette ricostruzioni retrospettive multiplanari (MPR) di alta qualità (fig. 7).






    Figura 7: ricostruzioni multiplanari da una Radial VIBE assiale isotropica del collo (sopra) e delle orbite (sotto)
    Altre applicazioni della sequenza possono essere in que1le zone del corpo in cui il moto è completamente inevitabile, come quello intestinale nella pelvi. Per esempio l'enterografia RM può essere un ideale impiego per la Radial VIBE, proprio a causa della minor sensibilità complessiva della sequenza al moto intestinale (fig. 8).



    Figura 8: enterografia rm con immagini VIBE convenzionali (sn) e Radial VIBE (dx)
    La sequenza Radial VIBE potrebbe essere dunque usata in studi clinici per esami T1 pesati con saturazione del grasso, in distretti dove le immagini sono spesso corrotte da artefatti di movimento o di pulsazione, come alternativa alle sequenze 3D Gradient-Echo, VIBE, MPRAGE o 2D Turbo-Spin-Echo.
    4.3. Sviluppi futuri
    Il lungo tempo di acquisizione, nell'ordine dei 60-120 secondi, costituisce una delle limitazioni fondamentali di questa sequenza volumetrica gradient-echo radiale a respiro libero, riducendo di fatto il suo impiego nell'imaging dinamico, come le acquisizioni addominali multi-fase (arteriosa, portale venosa e fase di equilibrio), che richiedono risoluzioni temporali tipicamente tra i 10 e i 20 secondi.
    L'indirizzo della ricerca nell'evoluzione di queste sequenze è infatti quello di incorporare l'imaging parallelo nella tecnica di campionamento radiale per ridurre il tempo di acquisizione e permettere acquisizioni dinamiche. Nell'ottica di accelerare la scansione l’uso della tecnica di Parallel Imaging congiunto ai recenti progressi nelle tecniche di sotto-campionamento del k-spazio, come il Compressed Sensing (CS), ha evidenziato la possibilità di ottenere alte risoluzioni temporali per acquisizioni radiali continue, superando dunque queste limitazioni [12, 13].
    5. Conclusioni
    Con la recente generazione di sistemi MRI e i recenti sviluppi algoritmici, il campionamento radiale del k-spazio è divenuto tecnicamente utilizzabile in applicazioni cliniche di routine. La sequenza Radial VIBE evidenzia la possibilità di utilizzare acquisizioni radiali con affidabilità e robustezza sufficienti, e con immagini di qualità paragonabile a quella delle scansioni convenzionali.
    La ridotta sensibilità al movimento della sequenza va a scapito di una maggiore durata della scansione, ma la possibilità di acquisire dati durante la respirazione continua può essere la strategia elettiva in esami con pazienti che non sono in grado di mantenere il tempo di apnea convenzionalmente richiesto. Può inoltre essere la sequenza di scelta per applicazioni in cui è necessario un contrasto T1-pesato in distretti dove le immagini sono corrotte da artefatti di movimento o di pulsazione. Tale campionamento equilibrato del k-spazio apre dunque interessanti alternative per la compensazione del movimento e per future applicazioni di imaging dinamico a respiro libero.
    6. Ringraziamenti
    A te
    7. Bibliografia
    [1] V. Lee et al. “Hepatic MR imaging with a dynamic contrast-enhanced isotropic volumetric interpolated breath-hold examination: feasibility, reproducibility, and technical quality” Radiology 215:365–372 (2000)
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    [3] PM. Young et al. “Respiratory navigated free breathing 3D spoiled gradient-recalled echo sequence for contrast-enhanced examination of the liver: Diagnostic utility and comparison with free breathing and breath-hold conventional examinations” AJR Am J Roentgenol 195:687–691 (2010)
    [4] JG. Pipe “Motion correction with PROPELLER MRI: Application to head motion and free-breathing cardiac imaging” Magn Reson Med 42:963–969 (1999)
    [5] R. M. Azevedo et al. “Free-Breathing 3D T1-Weighted Gradient-Echo Sequence With Radial Data Sampling in Abdominal MRI: Preliminary Observations” JMRI 38:1572–1577 (2013)
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    nuclear magnetic resonance. Nature 242:190–191 (1973)
    [7] Block K. T. "Advanced Methods for Radial Data Sampling in Magnetic Resonance Imaging" (2008) Online Link: http://webdoc.sub.gw...block/block.pdf
    [8] S. Bamrungchart et al. “Free breathing three-dimensional gradient echo-sequence with radial data sampling (Radial 3D-GRE) examination of the pancreas: comparison with standard 3D-GRE Volumetric Interpolated Breathhold Examination (VIBE)” JMRI 38:1572-1577 (2013)
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    [11] H. Chandarana et al. “Free-breathing contrast-enhanced T1-weighted gradient-echo imaging with radial k-space sampling for paediatric abdominopelvic MRI” Eur Radiol 24:320–326 (2014)
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    [17] K. K. Vigen et al. "Undersampled Projection-Reconstruction Imaging for Time-Resolved Contrast-Enhanced Imaging" Magn Reson Med 43:170–176 (2000)
    [18] G. Adluru et al. "3D Late Gadolinium Enhancement imaging of the left atrium with stack of stars and compressed sensing" JMRI 34(6):1465-71 (2011)
    [19] K. W. Kim et al " Free-breathing dynamic contrast-enhanced MRI of the abdomen and chest using a radial gradient echo sequence with K-space weighted image contrast (KWIC)" Eur Radiol 23:1352–1360 (2013)
  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”



    Imaging pesato in suscettività magnetica



    Il ruolo della sequenza SWIp



    Filippo Turci



    UO Neuroradiologia, ospedale Bufalini, Cesena



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    filippo.turci[chiocciolina]ausl-cesena.emr.it


    Riassunto
    L’imaging SWI (Susceptibility Weighted Imaging) esalta i contrasti tra i tessuti con diversa suscettibilità magnetica, come lo sono il sangue deossigenato o depositi di calcio e il tessuto circostante.
    Questo è indispensabile in ambito neuroradiologico per la ricerca di microsanguinamenti o malformazioni vascolari.
    Le sequenze SWI convenzionali sono di norma molto lunghe, ed un eventuale abbattimento del tempo va a scapito della risoluzione spaziale e del rapporto segnale-rumore (SNR).
    Le sequenze SWIp, basate su una sequenza 3D whole brain, coniugano un alto rapporto segnale rumore ad un contenuto tempo di scansione.
    La sequenza Swip è basata su un’acquisizione 3D FFE, multi echo, che genera immagini ad alta risoluzione ricostruite in magnitudo e in fase.
    La differenza rispetto alle tradizionali SWI consiste nello sfruttare le informazioni contenute nelle immagini di fase; infatti le immagini di fase (SW-P) sono sensibili ai cambiamenti di suscettibilità locale, e combinando queste informazioni con le immagini magnitudo si generano le immagini Susceptibility Weighted Magnitude (SW-M), immagini che esaltano il contrasto di suscettibilità magnetica. L’utilizzo della combinazione di 4 echi, aumenta il rapporto segnale rumore.
    La possibilità dell’utilizzo dell’imaging parallelo permette una riduzione notevole dei tempi di acquisizione.
    Sarà affrontata un’analisi delle sequenze pesate in suscettibilità magnetica tradizionali, per poi entrare nello specifico di quelle che sfruttano le informazioni date dalla fase e l’acquisizione di più echi, come sono appunto le SWIp.
    Parole Chiave
    Suscettibilità magnetica, fase, filtraggio, multi-echo
    Introduzione
    La suscettibilità magnetica è definita come la risposta magnetica di una sostanza quando è posta in un campo magnetico esterno la cui magnetizzazione indotta è direttamente proporzionale al campo principale e la suscettibilità magnetica. Ogni tessuto o sostanza si comporta in modo differente in un campo magnetico quindi le sostanze diamagnetiche e quelle paramagnetiche si comporteranno in modo diverso. La magnetizzazione indotta in un oggetto all'interno di un campo magnetico distorce il campo al di fuori dell'oggetto stesso ma non è semplice determinarne il modo perchè è fortemente dipendente dalla forma dell'oggetto stesso e dagli oggetti vicini.
    Le sequenze pesate in Suscettibilità Magnetica, Susceptibility-weighted imaging (SWI) utilizzano la differenza di suscettività magnetica nei tessuti per generare un unico contrasto, differente da quello tradizionale T1, T2 e Densità Protonica.
    La maggior parte delle immagini RM diagnostiche dipendono soltanto dalla lettura delle informazioni relative al modulo e le informazioni di fase sono ignorate e spesso scartate; tuttavia le immagini di fase contengono ricche informazioni riguardanti i cambiamenti locali di suscettività tra i tessuti, che possono essere molto utili per la misura e la valutazione di depositi di emosiderina, ferritina, calcio e di altre sostanze che influiscono il campo locale.
    Con questo tipo di sequenze si evince che le immagini di fase trasmettono importanti informazioni, infatti mostrano un elevato contrasto tra la sostanza bianca e grigia nell’encefalo e i vasi venosi, depositi emosiderinici e altri tessuti con suscettibilità differente dal tessuto di fondo.
    L’articolo “Susceptibility Weighted Imaging (SWI)” (MRM 52:612-618 (2004)) di Haacke E. et al., evidenzia come le immagini di fase, opportunatamente filtrate, sono combinate con le immagini di modulo, ottenendo le susceptibility-weighted magnitude image (SW-M) caratterizzate da un elevato contrast enhancement tra i tessuti con differente suscettibilità magnetica.
    Nel 2010 Denk C. et al. nell’articolo “Susceptibility Weighted Imaging with multiple echoes” (JMRI 31:185-191) dimostrarono che le immagini SWI ottenute da sequenze Gradient Echo multi Echo aumentano il rapporto Segnale/Rumore del 46% e il rapporto Contrasto/Rumore dal 34 all’80%, aumentando la visibilità dei piccoli vasi venosi riducendo l’effetto blurring lungo la codifica di frequenza.
    Le sequenze SWIp coniugano queste due caratteristiche, cioè la possibilità di ottenere immagini SW-M con sequenze Gradient Echo con la combinazione di 4 echi.
    L’utilizzo dell’imaging parallelo, (SENSE), è indispensabile per abbattere i tempi di acquisizione.
    Tecnica e metodologia
    Le scansioni pesate in Suscettibilità Magnetica convenzionali sono ottenute mediante l’utilizzo di una sequenza gradient-echo 3D con la flow compensation, in cui le immagini ricostruite in magnitudo sono moltiplicate più volte con una maschera (Phase Mask Image) ottenuta filtrando le immagini ricostruite in fase.




    Figura 1: Step ricostruzioni immagini in SWI


    Inizialmente viene applicato un filtro per rimuovere le basse frequenze componenti del campo di fondo.
    Questo usualmente viene fatto utilizzando un filtro passa-basso 64x64 diviso per l'immagine di fase originale (una immagine con matrice di grandezza 512x512) per creare l'effetto di filtro H-P. Specificamente, l'immagine HP filtrata è ottenuta prendendo l'immagine originale ρ®, troncandola nell'immagine complessa n × nρn®, creando una immagine con intensità nulla negli elementi al di fuori della zona centrale di n×n elementi, la divisione complessa ρ® su ρn® per ottenere una nuova immagine, ρ′® = ρ®/ρn®, in cui son state rimosse la maggior parte delle componenti fastidiose.
    Le immagini filtrate illustrano già discretamente il contrasto di suscettività, ma sono influenzate sia dalla fase intratissutale e sia dalla fase extratissutale, che possono danneggiare il contrasto di tessuti adiacenti.
    La maschera di fase viene perciò progettata per migliorare il contrasto nelle immagini, sopprimendo opportunamente i pixel che hanno un certo valore di fase.
    La maschera di fase è modellata per contenere numeri tra zero e uno; dove non ci sono caratteristiche di fase che devono essere intensificate la maschera di fase è impostata su 1, mentre in altre circostanze la maschera di fase è modellata per sopprimere l’intensità di segnale nelle aree dove la fase assume certi valori.



    Figura 2: Esempio di modello di funzione (B) applicata all’immagine di fase (A) per ottenere la maschera di fase da moltiplicare all’immagine ricostruita in magnitudo
    I dati relativi al modulo e alla fase sono considerati assieme per produrre i dati finali delle susceptibility-weighted magnitude image (SW-M) moltiplicando più volte la maschera di fase con l’immagine ricostruita in magnitudo.
    Il numero delle moltiplicazioni è scelto per ottimizzare il rapporto Contrasto-Rumore dell’immagine SWI.



    m=1 m= 4 m=8 m=16

    Figura 3: Confronto CNR fra diverse moltiplicazioni


    Studi effettuati, hanno dimostrato che il miglior risultato del CNR si ha con 4 moltiplicazioni.
    Sarà poi importante valutare le immagini finali non solo nei singoli strati ma anche con immagini MinIP a spessore elevato, perché nelle immagini native potrebbe risultare molto difficoltoso fare la differenza tra un microsanguinamento e un piccolo vaso venoso che attraversa uno strato. Queste ricostruzioni MinIP daranno un effetto molto simile ad una angio-RM, ovviamente con i vasi venosi neri.
    L’imaging ottenuto da sequenze gradient-echo pesato in T2* è veloce ed è caratterizzato da un basso assorbimento di energia dovuto all’utilizzo di piccoli flip-angle e dall’assenza di impulsi di rifocalizzazione; inoltre, come già detto, il tempo di rilassamento T2* molto è sensibile ai cambiamenti di suscettibilità magnetica.
    Il decadimento T2* è sensibile non solo alle caratteristiche del tessuto, ma anche alle disomogeneità di campo generate, ad esempio, dall’interfaccia osso-tessuti molli o dall’imperfezione dello shimming.
    Inoltre queste disomogeneità comportano notevoli artefatti da phase-wraps.
    Questo tipo di disomogeneità sono nocive per la valutazione delle immagini finali, è quindi indispensabile eliminarle applicando un ulteriore filtraggio a livello del k-spazio (homodyne-filtering) che elimina, nel contempo, sia le disomogeneità di campo sia gli artefatti da phase-wraps.
    L’applicazione di questo ulteriore filtro comporta però la riduzione del rapporto contrasto-rumore nelle immagini finali.
    L’utilizzo di sequenze gradient-echo multi-echo è stato implementato per aumentare i rapporti Segnale-Rumore (SNR) e Contrasto-Rumore (CNR).
    Le immagini di fase di ciascun echo, filtrate secondo il procedimento illustrato in precedenza, sono convertite in una maschera di fase e combinate con l’immagine di magnitudo corrispondente per ottenere le immagini pesate in suscettibilità magnetica.
    Il filtro homodyne utilizzato è caratteristico per ciascun echo, per ottimizzare ancora maggiormente il SNR e CNR, come è bene evidenziato dalla immagine seguente in cui è effettuato un confronto tra le immagini filtrate da uno stesso filtro homodyne (fila sopra) e da un filtro homodyne ottimizzato per ciascun echo (fila sotto).




    Figura 4: Confronto applicazione filtro homodyne


    Le corrispondenti immagini SWI ottenute da ogni echo sono poi mediate per ottenere le immagini finali.
    Le sequenze SWIp implementate dalla Philips sono ottenute mediane una sequenza 3D FFE (Fast Field Echo) con 4 echi, in cui le immagini di magnitudo sono combinate con le immagini di fase per ottenere la pesatura in SWI.
    Inoltre per ridurre il tempo di acquisizione è utilizzato l’imaging parallelo SENSE.
    Gli esempi di applicazione di questa sequenza sono stati effettuati per lo studio dell’encefalo.
    Discussione
    La tecnica 3D T2* FFE con TE lunghi permette già di mostrare contrasto nelle vene. Le SWI convenzionali (Ven-Bold) utilizzano le informazioni date dalla fase per esaltare il contrasto nelle vene, ma comportano lunghi tempi di acquisizione (Figura 5)




    Figura 5: Confronto 3D T2* FFE e SWI


    La particolarità della sequenza SWIp, rispetto alle sequenze convenzionali pesate in suscettibilità magnetica (es. Ven-Bold) è l’utilizzo di sequenze gradient-echo multi-echo. Le SWI convenzionali utilizzano una minor bandwidth per aumentare il SNR. Questo è necessario per poter utilizzare voxel con piccole dimensioni e permesso dall’utilizzo di tempi di echo relativamente lunghi.
    L’aumento della BW nelle sequenze multi echo permette una riduzione delle distorsioni geometriche, minor chemical-shifts e minor blurring lungo la codifica di frequenza.
    La riduzione del SNR per singolo echo è compensata dall’acquisizione di più echi e dalla combinazione dalla media delle immagini finali.
    Nella tabella 1 si evidenzia l’aumento del CNR e del SNR in varie parti dell’encefalo grazie all’utilizzo di sequenze multi-echo facendo riferimento ad uno studio riportato in letteratura da Denk et al. (JMRI 31:185-191 2010)





    Tabella 1: Aumento del CNR e del SNR


    L’utilizzo dell’acquisizione multi-echo comporta un aumento del SNR di circa il 46% e del CNR dal 34 all’80%, che si traduce nella pratica quotidiana in una maggior visualizzazione delle piccole strutture venose, ed un minor blurring (Figura 6).




    Figura 6: Confronto SWI Convenzionale e SWIp






    Figura 7: Confronto tra VenBOLD e SWIp e SWIp con e senza utilizzo del SENSE
    L’utilizzo delle bobine multicanali associate all’imaging parallelo (SENSE) con un fattore di accelerazione sia lungo la codifica di fase sia lungo la codifica dello strato, che può arrivare fino a 4.5, ha permesso una notevole riduzione dei tempi di acquisizione rendendo questa sequenza utilizzabile in più contesti.
    Nella tabella 2 è riportato un confronto tra i parametri della SWI convenzionale (Ven-Bold) e quelli della sequenza SWIp







    Tabella 2: Parametri principali acquisizione sequenza SWIp e VenBOLD


    Dall’analisi del confronto tra i parametri delle 2 sequenze, spicca l’aumento della bandwidth nella SWIp, l’utilizzo di 4 tempi di echo, tutto ciò associato ad un minor tempo di acquisizione dovuto all’utilizzo anche di un maggior fattore di accelerazione nell’imaging parallelo ma con la possibilità di acquisire immagini ad una maggior risoluzione spaziale, infatti i voxel hanno della sequenza SWIp sono circa la metà di quelli della tradizionale.
    Una particolarità delle sequenze SWIp è quella di fornire direttamente dopo l’acquisizione, immagini SW-M (immagini in magnitudo) e SW-P (immagini in fase), utili ad esempio per evidenziare depositi di calcio.
    Nnelle immagini in magnitudo vene e calcificazioni sono ipointense, mentre nelle immagini in fase le calcificazioni sono iperintense e le vene ipointense (Figura 8).




    Figura 8: SW-M e SW-P


    Conclusioni
    La sequenza SWIp permette sicuramente di sostituire a pieno l’imaging SWI convenzionale, (VenBOLD), rendendolo obsoleto, in quanto unisce i vantaggi dell’utilizzo delle sequenze pesate in SWI, cioè la possibilità di esaltare piccole differenze di suscettibilità magnetica con un maggior CNR e SNR, e tempi di acquisizione ridotti.
    Inoltre questo tipo di sequenze non richiede un hardware particolare ed il ricostruttore delle immagini presente negli attuali scanner che hanno implementato la sequenza VenBOLD è in grado di gestire il nuovo algoritmo di ricostruzione delle sequenze SWIp.
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