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Luca Bartalini

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Blog Entries posted by Luca Bartalini

  1. Luca Bartalini
    UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE



    Anno Accademico 2012 -2013



    SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA



    DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE



    MASTER di PRIMO LIVELLO in



    “SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO



    SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA



    ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”



    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.
    Bibliografia
    [1] Haacke, E. et al., “Susceptibility Weighted Imaging (SWI)”, MRM 52:612-618 (2004)

    [2] Denk C. et al., “Susceptibility Weighted Imaging with multiple echoes”, JMRI 31:185-191
    [3] Haacke E. et al., “Susceptibility-Weighted Imaging: Technical Aspects and Clinical Applications, Part 1”, AJNR 30:19-30 (2009)

    [4] Mittal, S. et al., “Susceptibility-Weighted Imaging: Technical Aspects and Clinical Applications, Part 2”, AJNR 32:232-252 (2009)

    [5] Spees, W.M. et al., “Water proton MR properties of human blood at 1.5 Tesla: magnetic susceptibility, T1, T2, T2*, and non-Lorentzian signal behavior”, MRM 45:533-542 (2001)

    [6] Tong KA et al., “Susceptibility-weighted MR imaging: a review of clinical applications in children”, AJNR 29:9–17 (2008)

    [7] Yoneda, T. et al., “Delineation of optic radiation and stria of Gennari on high-resolution phase difference enhanced imaging”, Academic Radiology 19:1283-1289 (2012)
    [8] “Fast Susceptibility Weighted Imaging with premium image quality”, Philips Field Strenght, Issue 49 - February 2013
    [9] Fernadez-Seara M. et al., “Post processing tecnique to correct for background gradients in image-based R*2 measurements”, MRM 44:358-366 (2000)
    [10] Haache E. et al., “The correlationbetween phase shifts in Gradient-Echo MR images and regional brain iron concentration”, MRM 17:1141-1484 (1999)
    [11] Gossuin Y. Et al., “Relaxation induced by ferritin and ferritin-like magnetic particles: the role of proton exchange”, MRM 43:237-243 (2000)
    [12] Haacke E. et al., “Imaging iron stores in the brain using Magnetic Resonance Imaging”, JMRI 23:1-25 (2005)
    [13] Brainovich V. et al., “Advantages of using mul- tiple-echo image combination and asymmetric triangular phase masking in magnetic resonance venography at 3 T”, JMRI 27:23–37 (2009)
    [14] Noll D.C. et al., “Homodyne detection in magnetic resonance imaging”, Trans Med Imaging 10:154-163 (1991)
    [15] Kunimatsu A. et al., “Clinical Value of 3D T2*-weighted Imaging with Multi-echo Acquisition: Comparison with Conventional 2D T2*-weighted Imaging and
3D Phase-sensitive MR Imaging”, MRM 11:205–211 (2012)
    [16] Denk C. “Multi echo susceptibility weighted imaging: Improving image contrast by applying the susceptibility weighted phase mask to maps of the R2* decay”, MRM 18:188–197 (2010)
    [17] Luo j. et al., “Gradient Echo Plural Contrast Imaging – signal model and derived contrasts: T2*, T1, Phase, SWI, T1f, FST2*and T2*-SWI”, Neuoimage 60:1073-1082 (2012)
    [18] Liu C. et al., “Susceptibility tensor imaging”, MRM 63:471–1477 (2010)
    [19] Matsushita T. et al., “Basic Study of Susceptibility-Weighted Imagin at 1,5T”, Acta Medica Okayama 62:159-168 (2008)
  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”



    RM cardio



    Accuratezza e precisione del T1-mapping



    Simona Covizzoli



    Azienda ospedaliero-universitaria Careggi, Firenze



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    covizzolis[chiocciolina]aou-careggi.toscana.it


    Riassunto
    Sono stati descritti un certo numero di fattori che influenzano l'accuratezza di T1-mapping. Questi fattori possono dipendere dal protocollo o dagli aggiustamenti dello scanner e se non sono ben controllati possono contribuire a ridurre la riproducibilità. Se questi fattori invece sono ben controllati, la precisione assoluta può essere non così importante e la misurata del T1 "apparente" potrebbe essere utilizzata come un potente strumento clinico.
    E' difficile separare i molteplici trade-off per formare raccomandazioni in quanto le sensibilità sono multidimensionali e interdipendenti. Tuttavia, mi propongo riassumere la conoscenza allo stato attuale di protocolli esistenti confrontandoli per quanto riguarda accuratezza, precisione, riproducibilità e artefatti. Metodi di recupero Inversion come MOLLI sono molto diffusi e sono più maturi rispetto alle tecniche che si basano sul recupero della saturazione come SASHA.
    Parole Chiave
    T1 mapping, MOLLI, SASHA, T1* apparente.
    Introduzione
    La costante di tempo di rilassamento longitudinale (T1) del miocardio è alterata in vari stati di malattia a causa di un aumento di contenuto di acqua o altri cambiamenti dell'ambiente molecolare locale. Cambiamenti sia nella T1 nativa che nella T1 dopo somministrazione di mezzi di contrasto a base di gadolinio (Gd), sono considerati importanti biomarcatori. Sono stati proposti metodi diversi per quantificare il T1 miocardico in vivo. La caratterizzazione del T1 nativo del tessuto miocardico può essere utilizzata per rilevare e valutare diverse cardiomiopatie, mentre la misurazione del T1 con mezzo di contrasto extracellulare basato su Gd fornisce ulteriori informazioni sul volume di frazione extracellulare (ECV). Quest'ultima è particolarmente importante per le malattie più diffuse che sono più difficili da rilevare con il convenzionale Late Gadolinium Enhancement (LGE).
    Il T1 mapping permette, attraverso mappe parametriche, di quantificare i valori del rilassamento T1 per ciascun voxel nel tessuto miocardico prima e dopo somministrazione di mdc. In generale, i metodi di misura del T1 miocardio è costituito da tre componenti: 1) perturbazione della magnetizzazione longitudinale (cioè inversione o saturazione); 2) campionamento della curva di rilassamento della magnetizzazione longitudinale per valutare come ritorna al suo livello originale; 3) utilizzo di un modello per adattarsi alla curva di campionato ed estrarre il T1 miocardico.
    La sensibilità per rilevare la crescita anormale di T1 e ECV è fondamentalmente limitata dalla precisione delle stime T1, la quale è in funzione del numero delle misurazioni e dei tempi in cui queste vengono campionate lungo la curva di recupero di inversione o saturazione, il rapporto segnale-rumore (SNR), il tessuto T1, e il tipo di elaborazione. Sussistono inoltre altri fattori che non sono casuali e introducono errori che limitano ulteriormente la riproducibilità. Per ottimizzare con successo protocolli di imaging, è utile capire i fattori che influenzano la precisione di misura.
    Tecnica e Metodologia
    I metodi per misurare il T1 del miocardio sono stati inizialmente basati sull'analisi della regione di interesse (ROI), piuttosto che su mappe parametriche di pixel. La prima apparizione in CardioRM del T1-mapping basato su pixel si ha con l'introduzione della strategia di imaging MOLLI. Questa nuova tecnica è stata ottimizzata e adattata per ispirare in seguito molti nuovi metodi. Ne è un esempio la tecnica Shorted-MOLLI (ShMOLLI), la quale richiede di un'apnea respiratoria ridotta e utilizza un fitting di curve condizionali; tale 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 (pz.). Successivamente è stata introdotta la tecnica di acquisizione Phase Sensitive Inversion Recovery (PSIR) con la correzione del movimento, la quale ha permesso di ridurre l'atto respiratorio ed ha permesso di migliorare ulteriormente la qualità delle immagini nei pazienti con scarsa capacità a trattenere il respiro. I metodi di recupero della saturazione, che sono stati sviluppati inizialmente per le misurazioni T1 durante il primo passaggio di contrasto in perfusione (SAP-T1), sono stati recentemente adattati per il T1-mapping utilizzando la lettura SSFP con Saturation recovery SR (SASHA) come mezzo per mitigare la sottostima del T1 in MOLLI. Ancora più di recentemente, sono stati proposti schemi ibridi di sequenze che incorporano sia l'inversione che il metodo di recupero della saturazione (SAPPHIRE).
    Strategie di acquisizione e protocolli
    I protocolli attualmente utilizzati per la mappatura T1 nel cuore (Tabella 1) sono basati su inversione della magnetizzazione (IR) o il recupero della saturazione (SR). Le immagini sono acquisite in punti temporali diversi della curva di recupero della magnetizzazione, viene quindi calcolata la curva di fitting in ogni suo pixel per stimare il tempo di rilassamento ed in fine si ottiene una mappa del T1 pixel per pixel. Le immagini vengono generalmente acquisite alla stessa fase cardiaca e alla stessa posizione respiratoria per eliminare i movimenti. Sebbene l'implementazione iniziale della tecnica prevedesse l'utilizzo di più breath-hold, gli attuali metodi generalmente utilizzano protocolli che prevedono una singola apnea con tecnica Single Shot 2D-imaging. Per ottenere invece immagini con una maggiore risoluzione spaziale e/o immagini 3D è richiesta una segmentazione dell'acquisizione in più apnee respiratorie.



    Tabella 1: Principali metodi di inversione e recupero della saturazione usati per T1-mapping nel cuore.



    Figura 1. Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI). Il protocollo originale impiega 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-diastolica. La curva di fitting viene eseguita su una base di pixel usando i tempi reali di inversione misurati.
    La Figura 1 mostra lo schema originale noto come Modified Look-Locker Inversion Recovery (MOLLI). Tale 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). Per ogni inversione, il metodo MOLLI campiona la curva IR in multipli tempi di inversione utilizzando immagini Single-Shot distanziate dagli intervalli del battito cardiaco. Multiple inversioni vengono utilizzate con differenti trigger di ritardo per acquisire misurazioni a differenti tempi di inversione al fine di campionare la curva IR in modo più uniforme. Sono necessari periodi di intervallo tra le inversioni che permettano così il recupero della magnetizzazione per garantire che i campionamenti delle diverse inversioni siano della stessa curva di recupero, cioè, che ogni inversione inizi alla stessa magnetizzazione iniziale. La precisione della mappa T1 è correlata al numero e posizione dei campioni lungo la curva IR, e la precisione del modello di segnale è influenzata dalla strategia di campionamento dovuta all'influenza della lettura sul recupero apparente.
    L'effetto della lettura SSFP (Figura 2) è un tempo di recupero apparente denominato T1* che è inferiore al tempo effettivo del recupero longitudinale T1 legato al tempo di recupero del tessuto desiderato.



    Figura 2: Il tempo apparente di inversion recovery (T1*) è influenzato dalla lettura SSFP. Il recupero effettivo dell'inversione è adattato utilizzando un modello a 3-parametri e il T1 è stimato utilizzando la cosiddetta correzione Look-Locker.
    Come risultato dell'influenza della lettura, la curva nella tecnica IR segue un modello di segnale esponenziale a 3 parametri

    S (t) = A - B exp (-TI/T1 *)


    TI è il tempo di inversione misurato per ogni immagine acquisita
    T1* è il T1 apparente, cioè la costante di tempo effettivo che include l'effetto della lettura dell'immagine relativa al T1 desiderato come T1 = T1 * (B / A – 1). I valori misurati possono essere adattati al modello a 3-parametri per stimare A, B, e T1* che può essere usato per approssimare T1 ≈ T1 * (B / A – 1). Questa correzione "Look-Locker" è stata ricavata analiticamente considerando il caso di acquisizione con Rapid Acquisition GRE – FID imaging: Fast Low Angle Shot FLASH (Siemens), SPGR (GE), CEFFE T1 (Philips) con RF continua, mentre nel caso di MOLLI viene applicata alla tecnica Rapid Acquisition GRE - SSFP FID+ECHO imaging bilanciate: TrueFisp (Siemens), FIESTA (GE), Balanced FFE (Philps). Questo porta ad errori sistematici in T1 che vengono però attenuati utilizzando un angolo di eccitazione FA più basso.
    Sono state proposte numerose modifiche del protocollo (Tabella 2) per ridurre la durata dell'acquisizione o al fine di migliorare l'accuratezza e precisione. Viene utilizzata una nomenclatura per etichettare i diversi protocolli. La notazione indica: quante inversioni (o saturazioni) sono incluse nell'esperimento, quante immagini vengono acquisite dopo ogni inversione, quanto è il tempo di attesa è tra le inversioni. Ad esempio: un protocollo “3 (3) 3 (3) 5” indica che ci sono un totale di 3 inversioni; 3 immagini sono acquisite (su 3 intervalli RR) dopo la prima inversione, questo è seguito da un periodo di attesa di 3 intervalli RR, poi 3 immagini sono acquisite seguite da un altro periodo di attesa 3 RR, infine una terza inversione prevede l'acquisizione di 5 immagini. Una "s" può essere aggiunta agli intervalli per indicare che le immagini sono acquisite per un certo numero di secondi e che il tempo di attesa è in secondi, vale a dire, 5s (3s) 3s indicherebbero due inversioni di acquisizione di immagini per almeno 5s, seguita da un recupero di almeno 3s, e un seconda inversione con immagini acquisite per almeno 3s. Dal momento che il numero delle immagini triggerate con ECG deve essere un numero intero, i periodi di acquisizione e di recupero sono arrotondati al più vicino multiplo del periodo RR al fine di garantire una durata adeguata. Per evitare l'acquisizione di troppe poche immagini per frequenze cardiache basse (<60 bpm), la sequenza non acquisisce sotto un numero specificato di immagini, cioè in questo esempio 5 + 3 = 8. Il periodo di recupero non è mai inferiore al numero specificato di secondi. L'acquisizione e il recupero con periodi fissi minimi aiuta a ottenere l'indipendenza della frequenza cardiaca.



    Tabella 2. Schema del campionamento MOLLI.
    La tecnica Saturation Recovery (SR) è un'alternativa alla tecnica Inversion Recovery. I metodi SR che utilizzano una preparazione di saturazione per ogni misurazione hanno il vantaggio che ogni misurazione diventa indipendente dalle altre. Avviando il recupero della magnetizzazione longitudinale ML 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. Il metodo conosciuto come SAturation Single Shot Acquisition (SASHA) è schematizzato nella Figura 3.



    Fig. 3: Schema della tecnica SAturation recovery Single Shot Acquisition (SASHA) per T1 mapping nel cuore.
    Il metodo SASHA acquisisce più punti temporali sulla curva SR e fa un fit della curva in ogni pixel. Al fine di acquisire una immagine completamente recuperata, inizialmente viene acquisita un'immagine prima di qualsiasi preparazione di saturazione, cioè, a partire dalla magnetizzazione all'equilibrio che viene utilizzata come misura della magnetizzazione completamente recuperata. Le immagini poi sono acquisite sui successivi battiti cardiaci effettuati usando preparazioni SR con diversi ritardi grazie al trigger cardiaco dell'onda R-R per l'immagine semi-diastolica. Nel protocollo originale SASHA proposto ci sono 10 immagini acquisite ai ritardi saturazione uniformemente distanziate sull'intervallo RR più l'immagine iniziale pienamente recuperata, la quale serve da importante punto di ancoraggio per il fit della curva. L'ordine in cui i vari ritardi sono acquisiti non è di rilevante importanza per il montaggio del fitting dell'ideale saturazione. È importante sottolineare che la curva SR recupera come il T1 e non è influenzata dalla lettura così facendo il T1 non è ridotto a un T1* apparente < T1 come nel caso di MOLLI. Pertanto, non è necessaria una correzione, e viene così eliminata la fonte di molte inesattezze di MOLLI basata su IR. Poiché la lettura non porta in sè un apparente T1*, è possibile utilizzare un elevato flip angle e rendere dinamico l'uso del metodo SR. Un più alto flip angle utilizzando le SSFP con campionamento del K spazio lineare altera leggermente la forma della curva di recupero provocando una polarizzazione apparente, cioè, la curva non inizia a 0 per 0 ritardo. Il sistema di campionamento SASHA può essere modificato per acquisire più lunghe misure del ritardo di saturazione, consentendo da 1 o più periodi di recupero del battito del cuore tra le saturazioni. Tuttavia, le misurazioni non possono essere eseguite durante i periodi di recupero senza distorcere la curva, ulteriori risultati così riducono un po' l'efficienza complessiva del SNR. Gli schemi che semplicemente utilizzano una strategia MOLLI sostituita con SR incorrono dei problemi di T1* apparente senza avvalersi dei principali vantaggi di SR. Un approccio combinato IR/SR conosciuto come SAturation Pulse Prepared Heart rate independent Inversion-REcovery (SAPPHIRE) guadagna molti dei vantaggi di IR e SR, ma conservano ancora alcuni dei problemi connessi con IR. Ogni metodo ha i suoi punti di forza e di debolezza in termini di accuratezza, precisione e riproducibilità complessiva.
    La Sequenza MOLLI “modificata” di Sebastian Weingärtner et al. si propone di identificare la cicatrice o la fibrosi nel tessuto miocardico senza l'uso di un agente di contrasto e di sviluppare una nuova sequenza T1-mapping indipendente dalla frequenza cardiaca.



    Figura 4: Il diagramma della sequenza raffigura l'acquisizione di più blocchi con una saturazione interleaved e un impulso di preparazione IR. Multiple immagini Single-Shot SSFP bilanciate con differenti pesature di contrasto T1 sono acquisite all'interno di sette blocchi di sequenze. La parte centrale mostra un caratteristico recupero della curva di magnetizzazione longitudinale e i punti di campionamento su questa curva durante la sequenza. La parte inferiore mostra gli impulsi e i tempi all'interno di un blocco.
    Ogni blocco di sequenza contiene un impulso di saturazione e l'acquisizione di due immagini Single-Shot. Un ulteriore impulso di inversione è applicato in blocchi selezionati per migliorare il contrasto T1. I blocchi hanno una durata di due o tre cicli cardiaci a seconda di quale parte della curva di rilassamento longitudinale viene campionata. L'invarianza della frequenza cardiaca è dovuta a due proprietà dei blocchi della sequenza: 1) L'impulso di saturazione nel primo ciclo cardiaco del blocco annulla la storia della magnetizzazione, garantendo che il campionamento della curva di rilassamento T1 in ogni blocco inizi dallo stesso punto; 2) Tsat, il tempo tra l'impulso di saturazione e la prima finestra di acquisizione, è pre-specificata dall'operatore, e non dipende dalla frequenza cardiaca del soggetto. Quindi, gli impulsi di imaging nella prima finestra di acquisizione causeranno lo stesso disturbo alla curva di rilassamento, indipendente dalla frequenza cardiaca del soggetto. In altre parole, la seconda finestra di acquisizione vedrà lo stesso disturbo della curva di rilassamento dovuto agli impulsi di imaging, indipendentemente dalla frequenza cardiaca del soggetto. Ipotizziamo che queste due proprietà non consentano misurazioni T1 indipendenti della frequenza cardiaca. Insieme ai blocchi di sequenze, un'immagine senza preparazione della magnetizzazione è acquisita prima del primo blocco affinchè venga catturata la porzione completamente recuperata della curva di rilassamento T1. L'equazione di Bloch in seguito poi fornisce un modello per il recupero magnetizzazione longitudinale per la combinazione di saturazione e gli impulsi di inversione. Un'appropriata misura delle intensità del voxel dell'immagine basata su questo modello di segnale produce le mappe T1. Il metodo T1-mapping proposto consente un T1 mapping miocardico pre-contrasto indipendente dalla frequenza cardiaca per la valutazione della fibrosi diffusa.
    Discussione
    Accuratezza e precisione
    Le prestazioni dei metodi quantitativi possono essere valutate e confrontate in termini di accuratezza e precisione. La accuratezza si riferisce ad errori sistematici, che creano una polarizzazione, mentre la precisione si riferisce alla componente casuale dovuta al rumore. Altre fonti di variazione che influenzano la riproducibilità sono le "asimmetrie" che derivano da aspetti quali le dipendenze sui parametri di protocollo, artefatti o effetti come il volume parziale.
    Errori sistematici e prevenzione
    I fattori che influenzano la precisione della misurazione utilizzando l'inversione e/o metodi di recupero della saturazione sono suddivisi in ampie categorie: parametri di protocollo, struttura della sequenza, impostazioni dello scanner, adattamento del modello, caratteristiche del tessuto e del paziente. L'utente può generalmente variare i parametri del protocollo in una certa misura, ma deve capire come le eventuali modifiche del protocollo potrebbero influenzare i valori T1. Ad esempio, modificare le dimensioni della matrice può influenzare la stima T1 e come conseguenza involontaria ne altera la riproducibilità. La struttura della sequenza generalmente influenza l'accuratezza, l'utente deve esercitare cautela quando si confrontano i dati acquisiti tra versioni diverse di sequenze o tra diversi scanner. Aggiustamenti dello shimming nello scanner, frequenza centrale o il livello della potenza del trasmettitore possono avere una forte influenza sulla precisione di misura a meno che la sequenza non sia progettata per essere sufficientemente robusta per le variazioni attese. I modelli delle curve di fitting e così come altri passaggi nella ricostruzione dell'immagine possono influenzare la precisione. Le caratteristiche del tessuto come la pesatura T2 o più scompartimenti in scambio favoriscono gli effetti di trasferimento di magnetizzazione (MT) e possono influenzare fortemente la misura di T1 a seconda della tecnica di misurazione. I fattori correlati al paziente come la frequenza cardiaca e il movimento respiratorio possono influenzare anch'essi la misura.
    Molti degli errori nello schema MOLLI, che utilizza Inversion Recovery con SSFP, sono il risultato dell'approssimazione della cosiddetta correzione Look-Locker che tenta di correggere il fatto che il tempo di recupero del T1* apparente è minore del tempo di recupero vero. L'apparente accorciamento T1* è dipendente dal T2, come conseguenza del processo SSFP. Questo errore porta ad una serie di dipendenze come la dipendenza dalla frequenza cardiaca e la sensibilità di off-resonance. L'interdipendenza dei parametri rende difficile descrivere ordinatamente le prestazioni. La sensibilità di alcuni di questi parametri è descritta nelle seguenti sottosezioni.
    Sensibilità al T2
    L'inversion recovery con lettura SSFP e pesatura T1* apparente è influenzata da T2 a causa della lettura SSFP che porta ad un errore T2 dipendente nella stima di T1. Quindi la risultante mappa T1 avrà una leggera ponderazione T2. Nel caso di tessuti edematosi con elevato T1 e T2, farà sì che il T1 apparente sia aumentato di una piccola quantità migliorando così la rilevabilità.
    Influenza 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 alla 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) ridurrà l'errore relativo all'effetto off-resonance a spese di una riduzione di SNR, causando così una perdita di precisione e quindi mappe meno precise. Il metodo SASHA è meno sensibile agli artefatti off-resonance.
    Influenza del battito cardiaco
    L'influenza della frequenza cardiaca sulla precisione del T1 è stata riconosciuta come fattore determinante per una buona qualità di rilevazione. In particolare MOLLI ha dimostrato una grande sensibilità alla frequenza cardiaca per valori di T1 lunghi. Ci sono 2 principali fattori che influenzano la sensibilità della frequenza cardiaca MOLLI: a) il tempo tra le inversioni e b) l'influenza della lettura SSFP durante ogni IR. Il più grande fattore che contribuisce alla sensibilità della frequenza cardiaca nella tecnica MOLLI originale era il tempo tra le inversioni. Questo fattore può essere ridotto utilizzando una singola inversione o aumentando il tempo tra inversioni. Il tempo tra le inversioni può essere aumentato semplicemente cambiando l'ordine delle inversioni utilizzate nella strategia di campionamento. La strategia di campionamento originale 3 (3) 3 (3) 5 acquisiva 11 immagini in 17 battiti cardiaci con 3 inversioni. La spaziatura tra le inversioni era di 6 battiti cardiaci, ciò significava che a frequenze cardiache più elevate la magnetizzazione non è stata pienamente recuperata nel momento in cui iniziano le inversioni successive. La strategia 5 (3) 3 che acquisisce 8 immagini in 11 battiti cardiaci con 2 inversioni ha migliorato in modo significativo la sensibilità della frequenza cardiaca aumentando la spaziatura tra le inversioni 6-8 battiti. Questo protocollo si è evoluto ulteriormente per modificare il recupero che deve essere determinato in secondi, 5 (3s) 3, e successivamente sia l'acquisizione che il recupero sono stati in secondi, 5s (3s) 3s per garantire un recupero più completo a frequenze cardiache elevate (> 60 bpm). Una strategia alternativa per attenuare la sensibilità della frequenza cardiaca nota come ShMOLLI acquisisce utilizzando uno schema di campionamento 5 (1) 1 (1) 1 ed esegue l'elaborazione condizionale per annullare le ultime misurazioni per lungo T1 a frequenze cardiache elevate. 7 immagini vengono acquisite in 9 battiti cardiaci con 3 inversioni. Per i pixel con un T1 rilevato lungo in un intervallo RR breve, i dati sono re-fittati utilizzando solo le prime 5 misure della prima inversione. Questo attenua una grande fonte di sensibilità della frequenza cardiaca, anche se vi è una significativa perdita di precisione associato ai dati scartati. Il problema quindi deve essere eliminato utilizzando più inversioni nei casi in cui la frequenza cardiaca è alta. Rimane comunque ancora una piccola percentuale di sensibilità alla frequenza cardiaca a causa dell'influenza della lettura SSFP. Questo può essere ulteriormente ridotto diminuendo il flip angle di eccitazione della SSFP a scapito di SNR. Si noti che è possibile migliorare la precisione per i bassi range di associazione T1s con l'utilizzo di mezzi di contrasto Gd (200-600 ms) selezionando un protocollo con una migliore strategia di campionamento, come 4s (1s) 3s (1s) 2s. Questo migliorerà anche la precisione di misurazione per breve T1.
    L'influenza del Flip Angle
    Il Flip Angle (FA) influenzerà sia la precisione della misurazione T1 della tecnica MOLLI on-resonance così come il comportamento off-resonance e la sensibilità della frequenza cardiaca. Inoltre al variare del FA anche l'SNR ne risulterà influenzato. Vi infatti è una crescente sottostima del T1 nella stima del T1 miocardico per l'aumentare del FA utilizzando MOLLI per vari valori T1. Vari esempi in vivo di mappe T1, corrispondenti mappe di SNR e la precisione della misura T1 (deviazione standard) illustrano questo trade-off (Figura 5).



    Figura 5. La sensibilità della stima del T1 miocardico. In Molli 5s (3s) 3s a flip angle per diversi valori T1 il quale ha crescente sottostima del T1 per l'aumentare del flip angle.
    Il FA varia a causa della precisione della calibrazione del trasmettitore e varierà spazialmente a causa della disomogeneità del campo B1+. La variazione del FA colpisce sia la lettura SSFP che la preparazione IR / SR. L'SNR è legato allo Steady State della magnetizzazione, il quale varia con FA. La magnetizzazione trasversale nel miocardio nativo per l'immagine completamente recuperata è quasi il doppio per SASHA con un FA 70 ° SSFP rispetto a MOLLI a FA 35 ° SSFP che aiuta a compensare in parte la perdita della SR comparata con la IR. Le prestazioni degli impulsi IR e della preparazione SR devono essere resistenti alla variazione attesa del campo B1+ o altrimenti l'errore potrà essere potenzialmente molto grande. L'inversione adiabatica e la gli impulsi di saturazione possono essere progettati per questo scopo al fine di garantire che la sensibilità di variazione del FA sia minimizzata.
    L'influenza della non-ideale efficienza di inversione/saturazione
    L'inversione con impulsi adiabatici utilizzati per ridurre la disomogeneità di trasmissione di campo B1 non realizzano una perfetta inversione come risultato di rilassamento trasversale (T2) durante l'impulso. L'imperfetta inversione adiabatica porta ad un errore nella stima T1 in quanto la correzione Look-Locker (B/A-1) del T1* apparente considera l'inversione ideale. Inoltre, l'efficienza di inversione può comportare un errore T2-dipendente nella stima T1. Un disegno di impulso ottimizzato con efficienza migliorata di inversione può ridurre questo errore così come realizzare una ridotta T2-dipendenza. Una correzione empirica (T1 ≈ T1* (B/A-1) / α) per l'imperfetta inversione adiabatica (α) può essere utilizzata per migliorare ulteriormente l'accuratezza della misura T1.
    I metodi di recupero della saturazione si basano su un elevato grado di saturazione per ottenere stime accurate di T1.
    Il Modello di fitting e il numero di parametri
    Il modello di segnale per Inversion Recovery basato MOLLI con lettura SSFP è un modello a 3 parametri. Quando viene utilizzata la ricostruzione magnitudo nella ricostruzione dell'immagine, il modello del segnale diventa SMAG ( t ) = abs ( A - B exp ( -t/T1 * ) ), mentre quando viene utilizzata la ricostruzione secondo l'angolo di fase (PSIR) diventa SPSIR ( t ) = A - B exp ( -t/T1 * ) . Nello schema originale MOLLI è stato utilizzato un approccio multi-fit magnitudo in cui lo zero-crossing è stato determinato da una procedura che utilizza un fit della PSIR con i dati misurati con il presunto tempo zero-crossing, per poi trovare il valore per lo zero-crossing che minimizzata la potenza negli errori di fit residui. Questo approccio è meno sensibile alle condizioni iniziali rispetto a una misura diretta magnitudo. Tuttavia, la stima a 3 parametri usata con lo zero-crossing diventa un fit a 4 parametri ed è quindi più soggetta a errori rispetto al fitting PSIR.



    Figura 6. PSIR utilizza un modello a 3-parametri, mentre Magnitudo-IR utilizza un approccio multi-fitting (3 parametri + zero-crossing). L'approccio multi-fitting Magnitudo-IR è soggetto a errori nella stima dello zero-crossing in situazioni in cui la zero-crossing è vicino ai tempi di inversione misurati.
    Il flusso sanguigno
    Ci sono un certo numero di differenze tra il sangue e miocardio. Il T2 del sangue è di 250 ms, mentre il T2 miocardico è di circa 45 ms. Il T2 più lungo risulta avere una ideale efficienza di inversione, così come la ridotta influenza dovuta alla lettura SSFP. L'effetto MT nel sangue è notevolmente inferiore che nel miocardio. Infine, il sangue scorre e di conseguenza è notevolmente minore la precisione della misurazione T1 del sangue in presenza di flusso. Il flusso del sangue ha 2 effetti: in primo luogo, da battito a battito il sangue si muove in modo più o meno vorticoso, tale che la fetta selettiva della SSFP da un determinato battito all'altro non influenza la successiva. Come risultato l'IR apparente nel sangue è semplicemente T1 piuttosto che T1* e non necessita di correzione Look-Locker; in secondo luogo , il flusso di sangue non invertito dalla testa e gambe fuori del magnete si mescolerà con il flusso invertito e causerà un T1 apparente inferiore. Il metodo MOLLI è più sensibile ai sangue inflowing poiché campiona la curva di recupero per diversi battiti dopo l'inversione , mentre il metodo SASHA campiona il recupero nel primo intervallo RR successivo alla saturazione prima che il sangue non saturato sia defluito all'interno. Il campionamento iniziale, successivo all'inversione non selettiva, non è influenzato dall'effetto in-flow del sangue al di fuori del volume di inversione, dal momento che viene campionato a lunghi tempi di inversione i quali hanno raggiunto una costante.



    Figura 7: L'amalgamarsi di sangue non invertito con il sangue invertito può alterare l'inversione apparente o il recupero della saturazione.
    Il valore di T1 del sangue è utilizzato principalmente per calibrare il volume di frazione extracellulare (ECV). Fortunatamente, l'effetto in-flow colpisce principalmente la T1 nativa ed è molto meno importante per la misurazione di T1 con contrasto. L'acquisizione di immagini MOLLI per un intervallo di tempo fisso specificato in secondi piuttosto che un numero fisso di battute assicura che la curva di IR venga campionata adeguatamente (cioè, si abbia un recupero completo) anche ad alte frequenze cardiache.
    La risoluzione spaziale e il volume parziale
    La risoluzione spaziale è particolarmente importante nel T1 -mapping. I metodi T1-mapping presuppongono che il voxel sia composto da una singola tipologia di tessuto, nel nostro caso miocardio o sangue, e non da entrambi. In generale non è fatto per adattarsi a molteplici strutture. Pertanto, è indispensabile avere una risoluzione adeguata per evitare effetti da volume parziale. Il confine tra miocardio e la cavità del sangue può essere significativamente sfuocata in seguito agli effetti through-plane a causa di una fetta relativamente spessa ( ≈ 8 mm) , e sarà tuttavia comunque sfuocata all'interno del piano a causa della distorsione dovuta alla Point Spread Function (PSF) dell'immagine. Una ulteriore perdita di risoluzione può verificarsi a causa del movimento cardiaco durante il periodo di imaging, in particolare a frequenze cardiache elevate, per i soggetti con variabilità RR oppure a causa di residui movimenti respiratori non corretti. Particolare attenzione quindi va posta per evitare problemi di volume parziale ed individuare preventivamente i soggetti con pareti sottili o frequenze cardiache elevate. Una soluzione potrebbe essere quella di misurare i valori T1 nella regione media della parete o definire il bordo miocardico dopo aver eliminato il contorno tra sangue e miocardio.
    Trasferimento di Magnetizzazione
    Il trasferimento di magnetizzazione (MT) ha un effetto significativo sul recupero dell'inversione che porta a stime apparenti di T1, che sono circa il 15% in meno rispetto alle stime di recupero di saturazione in miocardio nativo. L'effetto di MT fornire la comprensione del meccanismo che altera l'inversione apparente o recupero della saturazione. Il motivo principale dell'apparente recupero più breve dell'Inversion Recovery sembra essere che il cosiddetto “pool bound" (legato), che è in rapido scambio con il “pool free" (libero), non viene invertito dal impulso di inversione RF. Questo provoca un rapido recupero iniziale che altera la forma della curva Inversion Recovery (Figura 8). La correzione Look-Locker non elimina questo effetto. La lettura SSFP (con FA = 35 °) usando MOLLI riduce inoltre il valore di Steady State dell'immagine pienamente recuperata, che contribuisce ulteriormente all'errore. I metodi di recupero di saturazione come SASHA sono influenzati in modo diverso e in misura minore. È possibile saturare il sangue legato (pool bound) in modo che il recupero della saturazione sia meno influenzata dalla MT. Tuttavia, l'influenza della MT dovuta alla lettura SSFP utilizzando un FA = 70 ° sembra essere significativa. Il trasferimento di magnetizzazione (MT) incide in misura significativa sul recupero dell'inversione che porta a una sottostima del T1 miocardico nativo utilizzando il metodo MOLLI.



    Figura 8. Effetto di trasferimento di magnetizzazione (MT) sull'inversion recovery per tessuto miocardico nativo utilizzando MOLLI (in alto) e sul recupero della saturazione utilizzando SASHA (in basso). La MT cambia la forma dell'inversion recovery causando un corto T1* apparente. La MT ha un effetto significativo sul recupero di saturazione usando SASHA con una misura a 3 parametri.
    Poiché l'effetto MT nell'inversion recovery è dominato dai parametri della MT del tessuto più che dal protocollo e dalle regolazioni scanner, in generale, può non portare a problemi di riproducibilità.
    Precisione
    L'influenza del rumore casuale sulla precisione di vari metodi può essere confrontata con metodi Montecarlo. Ad esempio la frequenza centrale, che può infatti variare da studio a studio, influenzerà la riproducibilità, ma non sono considerati nell'analisi di precisione a causa del rumore casuale. La precisione dipende dalla SNR delle immagini di base, dal numero e dalla posizione dei campioni lungo la curva di recupero. Sebbene possano essere state fornite equazioni che riguardano gli errori dei parametri e si possa comprendere come i singoli parametri influenzano la precisione, le simulazioni Monte-Carlo forniscono un mezzo più semplice di confronto tra strategie di campionamento e protocolli. La deviazione standard (SD) della stima T1 aumenta con il T1 per un determinato schema di campionamento. La SD in mappe T1 native varia attraverso il cuore a causa della variazione di SNR risultante dalla sensibilità della bobina di superficie. I valori di precisione sono presentati come SD per pixel, che è un importante parametro per definire le prestazioni della mappatura in pixel. Tuttavia la precisione del T1 migliora quando si misura il T1 in una ROI. La SD migliorerà in base alla radice quadrata di (Nindep) dove Nindep è il numero di pixel indipendenti nella ROI; tipicamente soltanto il 50% dei pixel nella ROI sono in realtà statisticamente indipendenti a causa di fattori quali l'interpolazione, filtraggio a crudo, o acquisizione Fourier parziale.
    L'eterogeneità del tessuto varia da regione focale alla malattia globalmente diffusa e associata a T1 anormale. Data l'adeguata precisione, la forza della mappatura in pixel del T1 è la capacità di rilevare piccole anomalie e discriminare strutture spaziali.
    Artefatti
    Diverse specie di tessuto con valori diversi di T1 come sangue, grasso, miocardio normale, miocardio edematoso e miocardio infartuato sperimenteranno l'annullamento del segnale a diversi tempi di inversione. La cancellazione del volume parziale ai confini tra i pixel di diversa pesatura T1 si verifica quando le due specie sono fuori fase e ciò confonderà ulteriormente il problema di registrazione dell'immagine. La differenza di contrasto e l'aspetto tra le immagini è così grande che la semplice registrazione di immagini a due a due basata sull'intensità o sull'informazione metrica è inadeguata.
    Intensità di campo
    Il rilassamento T1 dipende dalla intensità del campo con un aumento significativo del T1 da 1,5 T a 3 forza T campo. Nella media i valori T1 nativi per il miocardio normale misurato con IR sono segnalati per essere 962 ± 25 ms a 1,5 T e il 1315 ± 39 ms a 3 T. Intensità di campo superiore (3 T vs 1.5 T) ha alcuni vantaggi e svantaggi per la quantificazione T1 miocardico. Uno svantaggio della superiore intensità di campo è la maggiore disomogeneità di campi sia B0 che B1, poichè introduce variazioni del T1 apparente. Tuttavia, l'intensità di campo più elevata fornisce una maggiore SNR, che però può essere scambiato per minor errori associati alla variazione B0 e B1 diminuendo l'angolo di eccitazione SSFP. Per protocolli MOLLI su 3 T è consigliato FA di 20 °, mentre mentre a 1.5 T è comunemente FA T 35 °. Il metodo SASHA tipicamente utilizza un FA = 70 ° a 1,5 T, ma viene limitato a 40-45 ° su 3 T a causa di vincoli di SAR e diminuendo significativamente il SNR . Impulsi della durata RF più lunghi sono generalmente utilizzati a 3 T per ridurre SAR aumentando la spaziatura dell'eco, che ha implicazioni negative per la risoluzione temporale di imaging di Single-Shot soprattutto per i soggetti con frequenze cardiache elevate.
    Meccanismi di scambio di contrasto
    E 'importante sviluppare una comprensione più profonda dello scambio multi-compartimentale tra contrasto Gd e vari compartimenti intracellulare, interstizio, e vascolari, ed i parametri di trasferimento di magnetizzazione per lo scambio tra le “pool bound” e “pool free” nel tessuto miocardico e nel sangue. Questi meccanismi di scambio influenzano la precisione delle misure T1 ed il calcolo del volume di frazione extracellulare (ECV) utilizzando la misura combinata di T1 nativa e T1 con contrasto esogeno.
    Conclusioni
    Metodi IR come MOLLI hanno un'eccellente precisione e sono altamente riproducibili nell'uso nonostante le tecniche che si avvalgono dell'IR siano significativamente influenzate dalla MT. Tuttavia, la stima del tempo di recupero inversione apparente è una misura sensibile ed ha dimostrato di essere un utile strumento per la caratterizzazione tissutale e per discriminare la malattia. I metodi SR hanno il potenziale per fornire una misurazione più accurata della T1 che è meno sensibile alle MT nonché altri fattori ma risultano essere rumorosi, più inclini ad artefatti e non hanno dimostrato lo stesso livello di riproducibilità. Una limitazione chiave del T1-mapping per l'applicazione clinica è l'errore dovuto alla contaminazione parziale del volume dal sangue, che dimostra essere significativa per strutture con parete sottile. Deve essere esercitata cautela per garantire un'adeguata risoluzione spaziale, al fine di riconoscere gli artefatti che sono meno familiari nelle mappe parametriche.
    Ringraziamenti
    Ringrazio tutti i colleghi partecipanti al master per il supporto tecnico e umano.
    Bibliografia
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  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”



    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.
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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.
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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”



    Risoluzione del contrasto e riduzione dei tempi di acquisizione



    Ottimizzazione nell’ambito delle Fast Spin Echo 3D



    Fabio Pieri



    Azienda sanitaria di Firenze, Ospedale Santa Maria Annunziata, Firenze



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    fabio-pieri[chiocciolina]hotmail.it


    Riassunto
    Le sequenze Spin Eco hanno da sempre rappresentato il punto di forza nell’imaging clinico in quanto offrono immagini contrastografiche e sono maggiormente resistenti agli artefatti da radiofrequenza e da disomogeneità del campo statico. Le sequenze 3D forniscono un set di dati che possono essere rielaborati per agevolare la visione multi planare, utili quindi per la valutazione dell’anatomia. Nonostante ciò storicamente le sequenze Spin Eco 3D non hanno giocato un ruolo significativo nell’imaging di Risonanza Magnetica a causa dei lunghi tempi di acquisizione. Recentemente sono state rese disponibili da diversi produttori sequenze 3D veloci come ad esempio CUBE (GE); SPACE (SIEMENS); VISTA (PHILIPS). Attraverso specifiche strategie di ottimizzazione, per esempio l’utilizzo di impulsi RF di rifocalizzazione variabili si riesce ad allungare l’Eco Train con successiva riduzione dell’effetto Blurring. Tali tipologie di sequenze partono subito con FA alti nei primissimi impulsi, per poi decadere velocemente a FA molto bassi e infine risalire linearmente fino a raggiungere di nuovo valori alti. Questo perché inizialmente il segnale è vicino al 100% e necessita di poca sollecitazione per essere gestito, andando invece avanti con il treno di echi, si cerca di bilanciare lo sfasamento e la perdita inevitabile di segnale con impulsi più corposi. Tali tecniche consentono di ottenere finalmente immagini 3D di volumi consistenti in tempi di acquisizione clinicamente accettabili. Sono sequenze caratterizzate da un elevato SNR e CNR con un deposito RF inferiore rispetto alle FSE. Possono essere abbinate ad impulsi di preparazione IR per sopprimere il segnale dei tessuti. Infine sono applicabili a tutti i distretti corporei con la possibilità di fare MPR multiplanari in funzione dell’isotropismo dei voxel.
    Parole chiave
    Fast spin eco; turbo spin eco; 3D FSE; variable flip angles.
    Introduzione
    Un considerevole aumento dell'efficienza era necessario per rendere i tempi di acquisizione per le FSE 3D single slab clinicamente accettabili. In primo luogo sono state apportate delle modifiche alla struttura delle sequenze per aumentare notevolmente il numero di echi (quindi, le linee della codifica di fase) ottenuti per ogni impulso RF di eccitazione. Queste modifiche riguardano la riduzione dell'eco spacing e l’utilizzo di impulsi RF di rifocalizzazione (variabile-flip-angles) per sopprimere l’effetto blurring o allungare notevolmente la durata utilizzabile dell’eco train. Inoltre sono necessarie nuove strategie per ordinare i dati della codifica di fase nel k-spazio per sfruttare l’eco train più lungo. In secondo luogo, sono state utilizzate tecniche per ridurre la quantità di dati del k spazio, necessari per la ricostruzione dell’ immagine, tra cui Partial-Fourier e Parallel Imaging.
    Tecnica e Metodologia
    Riduzione dell’eco spacing: La maggior parte delle sequenze impiegate nell’imaging clinico utilizzano impulsi selettivi dello strato (slice-selective), composti da un'onda RF sagomata applicata in presenza di un gradiente di campo magnetico. Questi impulsi RF in genere hanno una durata che va da circa 1 ms fino a circa 10 ms. Dato che le FSE 3D multi-slab richiedono un profilo ben definito della slice per minimizzare gli artefatti da “spanciamento”, gli impulsi RF di selezione dello strato hanno in genere una durata di almeno alcuni millisecondi. Il diagramma temporale descritto nella figura 1a mostra un eco spacing tra gli eco train rappresentativi di una FSE 3D multi slab. Sono illustrati due impulsi RF di rifocalizzazione consecutivi associati a gradienti che vengono applicati durante e tra gli impulsi RF. In questo esempio, la durata dell’impulso RF è di 3,84 ms e l’eco spacing di 8,5 ms; l'impulso di RF occupa quindi il 45% dell’eco spacing. Per confronto la figura 1b mostra il diagramma temporale di una sequenza FSE 3D single slab. Poiché è eccitato un solo volume, la selezione spaziale non è richiesta quindi l’impulso selettivo dello strato può essere sostituito con un impulso non selettivo breve (0.6 ms in questo esempio), che utilizza una forma d'onda rettangolare di RF per ridurre al minimo la durata dell’impulso. Questo permette di accorciare l’eco spacing a 3,9 ms e in questo esempio l'impulso RF rifocalizzazione occupa solo il 15% dell’eco spacing. In generale, se la bandwidth di ricezione desiderata è elevata (cioè il periodo di campionamento dei dati è di pochi millisecondi o più breve), allora l'uso di brevi impulsi non selettivi dello strato (< 1 ms), fornisce una significativa riduzione dell'eco spacing che permette all’interno del solito eco train un aumento del numero degli echi. Le forme dei gradienti per le FSE 3D multi-slab e quello per FSE 3D single slab risultano differenti nello specifico: confrontando la forma dei gradienti in figura 1a con quelli in figura 1b, vediamo che sia il G (PE) che il gradiente di slice nelle FSE 3D multi slab sono più lunghi e più bassi in ampiezza rispetto alle FSE 3D single slab.




    Figura 1: Riduzione dell’eco spacing.


    La figura 1 mette a confronto i diagrammi temporali delle sequenze FSE 3D multi-slab (a) e FSE 3D single slab (b) dove sono illustrati i valori di eco-spacing (ESP) per le due tecniche. Entrambe le sequenze di impulsi hanno una larghezza di banda di 500 Hz/pixel e forniscono una risoluzione spaziale di 1×1×1 mm3. (RF, radio frequenza; GSS, gradiente di selezione dello strato; GPE, gradiente di codifica di fase; GRO, gradiente di lettura [codifica-frequenza].)
    Aumento Eco Train: La FSE convenzionale usa flip angles relativamente alti per gli impulsi RF di rifocalizzazione, che generalmente si avvicinano a valori di 180°. Come sappiamo, per una serie di impulsi di 180°, tutta la magnetizzazione trasversa creata dall'impulso RF di eccitazione è rifasata in ogni tempo di eco, il decadimento del segnale durante il treno di echi è basato sui tempi di rilassamento T2 dei tessuti. Per questo motivo, la durata dell'eco-train utilizzato nell'imaging clinico FSE è tipicamente inferiore rispetto ai valori di T2 se vogliamo ottenere una pesatura in T1 o DP. Di contro, se vogliamo una pesatura in T2 usiamo un valore di TEeff di due o tre volte maggiore rispetto al più basso valore di T2 del tessuto in esame. Ad esempio, la durata dell’ eco-train per la formazione di un’immagine dell’encefalo T2-pesata FSE è in genere meno di 300 ms perché i valori di T2 per la sostanza bianca e sostanza grigia sono circa 100 ms a intensità di campo utilizzato comunemente (1,5T e 3T). Lunghi eco-train possono degradare l’immagine in termini di contrasto e creare artefatti come il blurring. Quest’ultimo si verifica quando i dati relativi alle alte frequenza spaziali sono ridotti rispetto ai dati della regione centrale del k-spazio. Inoltre lavorare con un eco train lungo comporta un decadimento degli ultimi segnali in termini di T2 e perciò una riduzione in ampiezza dei segnali stessi.




    Figura 2: Rapporto tra ampiezza dei flip angles, segnale associato e magnetizzazione utilizzata


    Nella figura 2 sono rappresentati nella prima colonna l’ampiezza dei flip angles,nella colonna centrale l’ampiezza del segnale associato, nell’ultima colonna è rappresentata la frazione della magnetizzazione sul piano trasverso che genera il segnale (linea continua),e una frazione che rappresenta la magnetizzazione longitudinale recuperata durante un eco train di 800ms (linea tratteggiata). Nella prima colonna sono rappresentati impulsi costanti a 180°(a),impulsi costanti a 60° (b), una rampa di flip angles variabili seguiti da radiofrequenze a 60° © e flip angles totalmente variabili con andamento prima decrescente e poi crescente (d), I flip angles analizzati tra (b-d) con ampiezze inferiori a 180° generano echi di spin ed echi stimolati che determinano un’ampiezza maggiore di segnale. La variazione appropriata del flip angle durante l’eco train (c-d) ottimizza l’uso della magnetizzazione disponibile, producendo un’ampiezza di segnale più ampia durante la porzione centrale dell’eco train rispetto alle classiche rifocalizzazioni a 180°. Oltre 20 anni fa, Hennig propose l'utilizzo di piccoli e costanti flip-angles per introdurre la dipendenza da T1 nell'evoluzione dell’eco train e quindi allungare la sua durata utilizzabile nei tessuti biologici, che hanno generalmente valori di T1 che sono molto più elevati dei valori T2. In particolare, vediamo che l’ampiezza del segnale nella parte centrale dell’eco train è molto superiore a quella per flip angle costanti di 180°. Nel punto centrale (400 ms), l'ampiezza del segnale è circa 10 volte superiore rispetto ai flip angles costanti a 180°. Per vedere come la serie di flip angles variabili raggiungono il segnale desiderato, dobbiamo esaminare il comportamento della magnetizzazione lungo l’asse Z durante l’eco train. La porzione iniziale dei flip angles variabili memorizza una grande componente della magnetizzazione lungo l’asse Z ( fino all’80%). Poi, con il procedere dell’eco train, questa magnetizzazione memorizzata viene gradualmente convertita in magnetizzazione trasversa, consentendo di ottenere un’ampiezza di segnale relativamente alta per la porzione centrale dell’eco train. La serie di variable-flip-angle fa anche uso efficiente della magnetizzazione trasversa disponibile; la linea continua in figura 2d indica che la MT ha sempre un valore di 1 durante tutto l’eco train. I vantaggi dell’uso di flip angles variabili per prolungare la durata utile dell’eco train sono illustrati nella figura 3 dove è rappresentata un’immagine coronale dell’encefalo T2 pesata. In questa figura è mostrato il risultato ottenuto usando flip angles alti e costanti (170°) confrontato con l’uso di flip angles variabili (160 echi in 660 ms). Per flip angles alti e costanti, il contrasto dell’ immagine risulta essere fortemente T2 pesato. Infatti il liquido cerebrospinale appare iperintenso, mentre appaiono piuttosto scuri la materia bianca e la materia grigia. Al contrario, nell’immagine ottenuta con flip angles variabili, la materia grigia e la materia bianca cerebrale non sono più scure e il contrasto dell'immagine complessivo appare essenzialmente lo stesso di quello per un'immagine T2 pesata convenzionale con un tempo di eco di circa 100 ms.




    Figura 3: Confronto tra immagini T2 pesate ottenute con impulsi costanti di 170° (a) e impulsi variabili (b).


    La figura 3 rappresenta due immagini coronali dell’encefalo (TR/TEeff, 2750/330ms; 660-ms, 160 ms echo train; 1,5t). a):impulsi costanti a 170° (portano ada forte pesatura T2, con intensità di segnale relativamente bassa sia per la materia bianca che per la materia grigia). b): flip angles variabili (si genera un’immagine che presenta un’intensità di segnale sostanzialmente aumentato sia per la sostanza bianca che per la sostanza grigia e un contrasto generale paragonabile a quello di un immagine di T2 pesata nella FSE convenzionali con TEeff di circa 100 ms.)Storicamente, l’innovazione nell’utilizzo dei flip angles variabili è focalizzato su due obiettivi principali: eliminazione del blurring e aumento considerevolmente dell’eco train.
    Efficienti strategie per la codifica di fase: La grande mole di dati provenienti da ogni eco train nelle FSE 3D single slab, necessitava di importanti innovazioni rispetto alle consolidate tecniche di riempimento del K spazio. I metodi stabiliti per la codifica di fase nelle 2D e nelle 3D multislab sono basati sul posizionamento dei dati provenienti da un eco train in un singolo livello di K spazio. Così nel caso del 3D i dati acquisiti da un eco train sono associati ad un singolo valore della codifica lungo il Kz. Con i miglioramenti descritti in precedenza, le sequenze FSE 3D single slab possono generare un numero sufficiente di echi che seguono una radiofrequenza per riempire una grande porzione di un singolo livello di K spazio e, allo stesso modo possono fornire abbastanza dati per riempire più parti del K spazio. Quindi andremo ad analizzare le varie strategie di riempimento del k spazio per le FSE 3D single slab. Il numero di piani utilizzati nella direzione di codifica di fase è stato definito “multislab”. Sebbene questa metodologia migliori l'utilizzo dei dati ottenuti da lunghi eco train, trova una limitazione indesiderata sul rapporto tra la lunghezza dell’eco train e la dimensione della matrice dell’immagine in quanto i numeri di echi derivanti da un eco posti in ogni livello del k spazio devono essere uguali. Successivamente sono stati implementati metodi più efficienti per la codifica di fase per le FSE 3D single slab: per determinare un’ottima distribuzione nel K spazio per ogni eco train, mantenendo il contrasto desiderato e le dimensioni della matrice di riferimento, tutti i dati possono essere utilizzati, mantenendo le dimensioni della matrice scelta. Un esempio efficiente per la codifica di fase nelle FSE 3D sigle slab è mostrato nella figura 4. Per ogni riquadro, l’asse orizzontale corrisponde alla posizione nel k spazio lungo la direzione di codifica di fase ( il centro del k-spazio ha il valore 50) e l'asse verticale corrisponde alla posizione del k-spazio lungo la direzione di codifica di Kz (il centro del k-spazio ha valore di 40). Questo esempio presuppone che il campionamento del k-spazio sia ellittico, quindi che alcuni "angoli" di k-spazio non vengano campionati. I riquadri nella colonna di sinistra illustrano come i dati derivanti dall’eco train siano ordinati rispetto al numero di echi per ottenere il contrasto desiderato per valori di TEeff lunghi (fig. 4a) o brevi (fig.4c). Per un lungo TEeff, i numeri di echi sono mappati lungo la direzione di codifica di fase in ordine sequenziale in modo che la regione centrale dell’eco train corrisponda alla regione centrale del k-spazio (fig.4a). Si noti che un numero determinato di echi può essere associato a più livelli di k-spazio; ad esempio, l’"echo 1" in figura 4 è letto su tre livelli adiacenti. Ciò permette l'uso efficiente dei dati disponibili. Per un breve TEeff, i numeri di eco sono mappati radialmente in modo tale che i numeri bassi di eco (tempi di eco brevi) siano nella regione centrale del k-spazio e che il loro numero aumenti con la distanza dal centro del k-spazio (fig. 4c). Anche se, idealmente, un numero determinato di eco dovrebbe essere mappato secondo un raggio specifico, in pratica è consentito variare di un piccolo range il valore del raggio (per esempio, vedere il posizionamento dell’eco 15 in fig.4c) per l'utilizzo efficiente dei dati disponibili.




    Figura 4: Efficienti strategie della codifica di fase per le FSE 3D single slab.


    Nella figura 4 sono mostrate le strategie per la codifica di fase nelle FSE 3D single slab . I diagrammi illustrano come i dati vengono mappati nel k-spazio lungo il piano della codifica di fase (etichettati come ky) e attraverso il piano della codifica di fase (etichettati come kz); per raggiungere valori di TEeff lungo (a, b) o corto (c, d) in un'acquisizione basata su 100 × 80 steps di codifica di fase. Ogni punto colorato rappresenta un eco derivante dall’eco train. I riquadri della colonna di sinistra mostrano la collocazione dei dati per ottenere il contrasto desiderato. L’ordinamento lineare e sequenziale viene utilizzato per ottenere un lungo valore di TEeff (a) e l’ordinamento radiale viene utilizzato per ottenere un basso valore di TEeff ©. I riquadri della colonna di destra mostrano come i dati siano mappati all’interno del k-spazio. I due esempi includono il campionamento ellittico del k-spazio, il fattore di accelerazione dell’imaging parallelo uguale a 2 lungo entrambe le direzioni di codifica di fase; la regione centrale in ciascun riquadro con il completo campionamento dei dati, rappresenta i dati di calibrazione per la ricostruzione mediante imaging parallelo. L’esempio con TEeff breve include anche il campionamento mediante Partial-Fourier lungo la direzione di codifica di fase, così nessun campionamento di dati è mostrato per valori maggiori di 60. I riquadri della colonna di destra della figura 4 illustrano come dati derivanti dagli eco train siano mappati nel k-spazio per ottenere un lungo TEeff (fig.4b) o breve (fig 4d). In analogia allo schema per la disposizione dei dati basato sul numero di eco,un dato numero di echi non è vincolato a cadere all'interno di un singolo livello del k-spazio (fig.4b), o a un singolo valore angolare rispetto al centro del k-spazio (fig.4d), ma invece è mappata a una piccola gamma di livelli o valori angolari per l'utilizzo efficiente dei dati disponibili, mantenendo la qualità dell'immagine. Le acquisizioni 3D forniscono l'opportunità di velocizzare l’acquisizione mediante l’imaging parallelo. Ad esempio, i due casi illustrati nella figura 4, includono l’imaging parallelo per entrambe le direzioni di codifica di fase, fornendo una diminuzione significativa nel tempo. La regione nella parte centrale di ogni riquadro, mostra i punti più ravvicinati,e rappresenta il campionamento completo del k-spazio per ottenere la calibrazione dei dati per la ricostruzione mediante imaging parallelo. Al di fuori della regione centrale, il k-spazio è sottocampionato di un fattore due lungo ogni direzione, fornendo un fattore di quattro di accelerazione (2x2).
    Discussione
    Effetti sul contrasto usando flip angles variabili: La relazione tra il contrasto ottenuto con le FSE 3D single slab e le FSE 2D convenzionali dipende dai valori dei flip-angles. Attualmente, i tipi di impulsi utilizzati nelle FSE 3D single slab si possono suddividere in tre categorie principali: (1)flip angles relativamente alti e costanti; (2) utilizzo di un valore TEeff da breve a moderato abbinato a flip angles variabili (inclusi valori sostanzialmente inferiori a 180°) o una rampa iniziale di flip angles seguita da flip angles relativamente bassi e costanti; (3) un valore di TE eff lungo e flip angles variabili (inclusi valori sostanzialmente inferiori a 180°) o una rampa iniziale di flip-angles seguita da flip angles relativamente bassi e costanti. Il contrasto nelle FSE 3D single slab utilizzando flip angles relativamente alti e costanti (categoria 1) è essenzialmente sovrapponibile a quello ottenuto nelle FSE 2D in quanto si utilizzano valori simili di impulsi. Quando almeno alcuni impulsi di rifocalizzazione presentano flip angles relativamente bassi, (categorie 2 e 3), il contrasto sviluppato con TEeff (tempo di eco corrispondente al centro del k-spazio) può essere molto diverso da quello ottenuto per impulsi RF a 180° e dipende sia dal TEeff che dai valori dei flip angles che precedono il TEeff. Come discusso nella sezione precedente, per eco train più lunghi, una parte della magnetizzazione generata dall'impulso RF di eccitazione viene archiviata lungo l'asse z durante l’eco train, per impulsi inferiori a 180°(fig. 2 b–d, colonna di destra), e l'evoluzione del segnale associato è composto sia dall’eco di spin che dall’eco stimolato. Così, al TEeff, parte della magnetizzazione che contribuisce al segnale sarà impiegata per essere memorizzata lungo l'asse z, durante il quale tempo questa magnetizzazione decade in base al T1. Sul piano trasverso la magnetizzazione si riduce in base al T2. Di conseguenza, il contributo del decadimento T2 per l'ampiezza del segnale a TEeff è minore di quella che si sarebbe verificato per gli impulsi RF rifocalizzazione di 180°, l’apparente eco time è inferiore del TEeff. Questo effetto è chiaramente visibile nell'immagine dell’encefalo illustrata nella figura 3b; il valore di TEeff è 330 ms, ma il contrasto dell'immagine appare consistente con un tempo di eco di circa 100 ms. Fortunatamente, l'effetto degli echi stimolati sul contrasto dell’immagine può essere calcolato e, quando i flip angles sono inferiori a 180°, il tempo di eco che riflette il contrasto dell'immagine può essere determinato in modo esplicito. Le immagini dell’encefalo in sagittale nella figura 5, sono generate da acquisizioni FSE 3D single slab utilizzando flip angles variabili e costanti (180°) L'immagine nella figura 5a è acquisita utilizzando impulsi di RF variabile flip angles, ha un TEeff (centro del k-spazio) di 585 ms, considerato che il tempo di eco calcolato per predire il contrasto dell'immagine è di 140 ms. Per confronto, figura 5b e 5c, mostrano immagini acquisite mediante flip angles costanti di 180° con valori di TEeff rispettivamente di 585 ms e 140 ms. Mentre, l'immagine in figura 5b mostra una pesatura T2 accentuata come previsto, l'immagine in Figura 5c dimostra un contrasto sostanzialmente sovrapponibile all'immagine in figura 5a, confermando che il tempo di eco calcolato per il "contrasto-equivalente" riflette il contrasto dell’immagine nelle FSE 3D variabile flip angles. Quando il valore di TE eff è relativamente breve (categoria 2), i valori dei flip angles hanno un effetto relativamente minore sul contrasto sviluppato presso TEeff, così il contrasto-equivalente al tempo di eco e il valore del TEeff sarà simile, a differenza nel caso di valori di TEeff lunghi (categoria 3).




    Figura 5: Variazione di contrasto nelle acquisizioni FSE 3D


    La figura 5 mette a confronto immagini sagittali dell’encefalo (TR 2500 ms) ottenute con tecnica FSE 3D single-slab utilizzando flip angles variabili e un TEeff di 585 ms (a), utilizzando impulsi RF costanti di 180° e un valore di TE eff di 585ms (b) o 140 ms ©. Il "contrasto-equivalente" per il tempo di eco dell’immagine (a) è calcolato essere 140 ms, e il contrasto dell'immagine è essenzialmente lo stesso dell’ immagine ©, la quale ha un TEeff di 140 ms. Nell'immagine (a), la riduzione dell'intensità di segnale del liquor è dovuta alla maggior sensibilità al movimento che presentano le sequenze che usano bassi valori flip-angles.
    Deposizione di potenza (SAR):La potenza depositata SAR, (specific absortion rate) varia con il quadrato del flip angle dell'impulso di RF. Nell'imaging clinico, questa relazione è spesso utilizzata per rispettare i limiti di potenza depositata, riducendo il flip angle degli impulsi RF a valori alquanto inferiori a 180°. Ad esempio, una diminuzione del flip-angle da 180° a 150° riduce il valore della SAR di oltre il 30%. Così non sorprende il fatto che l’utilizzo di flip angles variabili riduca il valore di SAR rispetto ai convenzionali impulsi di rifocalizzazione.
    Evoluzione del segnale per flip angles variabili: L'evoluzione del segnale illustrato nella figura 2d (colonna centrale) mostra che attraverso l’utilizzo di flip angles variabili si può raggiungere un ampiezza di segnale uniforme anche per lunghi eco train. Detto questo non va mai dimenticato però che la forma del segnale dipende sempre dai tempi di rilassamento dei tessuti. La figura 6 mostra la serie di flip angles e l’evoluzione del segnale dalla figura 2d per i tempi di rilassamento della materia grigia a 1,5 T, inoltre include l’evoluzione del segnale per la materia bianca a 1,5 T (T1/T2 700/90 ms; linea tratteggiata). La forma complessiva del segnale della materia bianca è solo lievemente differente rispetto alla materia grigia. I parametri dell’eco train usati nella figura 6 sono applicabili a quelli usati per ottenere un’immagine T2 pesata in cui il TEeff (centro del k spazio) è al centro dell’eco train. In questo caso i due segnali sono molto simili e quindi non ci sarebbe un significativo degrado della qualità dell’immagine dovuto alla differenza di segnale tra i due tessuti.




    Figura 6: Evoluzione del segnale per gli impulsi di RF variabile flip angles.


    La figura 6 descrive l’andamento del segnale per diversi scenari. a):per la stessa serie di flip angles variabili, come mostrato in figura 2d (colonna sinistra), il riquadro a destra confronta l’andamento del segnale rispettivamente per la materia grigia (T1/T2, 1000/100 ms; linea continua) e per la materia bianca cerebrale (T1/T2, 700/90 ms; linea tratteggiata) a 1,5 T.
    b): La serie di variabile flip-angles sulla sinistra ottiene un’ampiezza di segnale uniforme durante tutto l’echo train di 200 ms per la materia grigia a 1,5T. In entrambi i casi (a) e (b), il segnale mostra solo una debole dipendenza dai tempi di rilassamento.
    c): E’ mostrato il segnale (diagramma a sinistra) e il contrasto (diagramma a destra) al centro dell'eco train per la serie di flip angles variabili e dei due tessuti considerati (a), al variare dell'ampiezza della RF da −25% a + 25%. Il contrasto (differenza di segnale diviso per segnale medio) dimostra solo una debole dipendenza dall'ampiezza di RF. (Echo-train length, 200ms per (a) e ©, e 50ms per (b) eco spacing, 4 ms; tempo di ripetizione lungo relativo a T1; differenza in termini di densità protonica tra materia grigia e materia bianca trascurata.)
    Gli impulsi di rifocalizzazione offrono una gamma enorme di possibilità per l'imaging FSE 3D. Ad esempio, la figura 6b indica la serie di flip-angles che produce l'ampiezza di segnale uniforme in tutto il treno di eco per la materia grigia del cervello a 1,5 T. Questi parametri di eco-train potrebbero essere utilizzati in combinazione con un valore TEeff molto breve. In questo caso, il segnale relativo alla materia bianca (linea tratteggiata) presenterebbe blurring in quanto le ampiezze del segnale diminuiscono progressivamente con il procedere dell’eco train, anche se dobbiamo dire che l’artefatto sarebbe solo in piccola parte visibile in quanto l'ampiezza del segnale finale per la materia bianca è solo circa il 15% di meno rispetto alla materia grigia.
    Artefatto da FID: L’utilizzo di flip angles variabili porta quindi ad un aumento della durata dell’eco train e ad una sostanziale diminuzione della potenza depositata. Tuttavia tutti questi vantaggi ottenuti sono accompagnati anche da un potenziale problema: gli artefatti da FID (Free Induction Dacay). Un impulso di RF con un valore intermedio di flip-angle svolge tre ruoli: eccitazione (per generare la magnetizzazione trasversa), rifasamento (per generare un eco di spin) e store/recall (per generare un eco stimolato). Quindi, se gli impulsi di rifocalizzazione sono diversi da 180°, la magnetizzazione longitudinale (che recupera a causa di rilassamento T1) durante il periodo di tempo tra l'eccitazione e il primo impulso di rifocalizzazione, o attraverso le successive rifocalizzazioni, sarà convertita in magnetizzazione trasversa dal successivo impulso applicato e quindi si genera un segnale FID. Tuttavia, quando i valori dei flip angles sono relativamente alti (cioè, vicini a 180°), i segnali FID associati sono relativamente piccoli per i seguenti due motivi. In primo luogo, la frazione di magnetizzazione eccitata da un impulso di RF avendo un flip angle vicino a 180° è abbastanza piccola. In secondo luogo, qualsiasi magnetizzazione longitudinale che recupera sarà quasi totalmente invertita dal successivo impulso se il valore di flip è vicino a 180°. Di conseguenza, la magnetizzazione longitudinale avrà da recuperare da un punto di partenza lungo l'asse z negativo e l'ampiezza della magnetizzazione longitudinale prima di qualsiasi dato impulso di RF non diventerà mai elevata. Al contrario, quando i valori dei flip angles sono relativamente bassi, l’impulso di rifocalizzazione può convertire una grande parte della magnetizzazione longitudinale in magnetizzazione trasversa, e l'ampiezza della magnetizzazione longitudinale presente prima di qualsiasi impulso RF può crescere fino ad arrivare a valori relativamente grandi, se il tempo di rilassamento T1 del tessuto è breve rispetto alla durata dell’eco train. Se, tuttavia, il tempo di rilassamento T1 è lungo e viene confrontato con la durata dell’ eco train, il recupero della magnetizzazione durante l’eco train non porterà a grandi segnali di FID anche per valori di flip angles bassi.
    La figura 7 illustra i concetti descritti precedentemente. E’raffigurata l'ampiezza dei segnali FID generati da un treno di impulsi di rifocalizzazione aventi stesso ETL e stesso eco spacing di quelli utilizzati per la figura 3. Dato che i segnali FID aumentano con la diminuzione del T1, sono stati utilizzati dei tempi di rilassamento relativamente brevi (T1/T2 300/60 ms, caratteristici del grasso a 1, 5t). Per impulsi costanti di 180° (come in fig. 2a), i segnali FID hanno valore zero in tutto l’eco train perché un impulso di 180° non converte la magnetizzazione longitudinale in trasversa. Quando il flip angle decresce da 180° a 160°, ecco che compaiono i segnali FID, tuttavia le ampiezze del segnale sono relativamente piccole (fig.7, linea tratteggiata). Al contrario, usando impulsi variabili (come quelli usati in fig 2d), le ampiezze del segnale sono relativamente grandi (fig.7, linea continua). Il valore massimo del segnale FID derivato dall’utilizzo di flip angles variabili è dieci volte maggiore rispetto a quello generato usando impulsi costanti di 160°. Inoltre, le ampiezze dei segnali FID durante la parte finale dell’ eco train sono paragonabili ai segnali di eco illustrati nella figura 2d (confronto con la linea continua nella fig.2d, colonna centrale).




    Figura 7: Relazione tra ampiezza dell’impulso e segnale FID


    Nella figura 7 sono illustrati e confrontati i segnali di (FID) Free induction decay generati da impulsi con flip-angles aventi varie ampiezze. L’immagine mostra segnali FID ottenuti durante un eco train di 800 ms usando impulsi costanti di 180° (linea tratteggiata e puntino), impulsi di RF costanti di 160° (linea tratteggiata) e flip angles che variano durante tutto l’eco train (linea continua). (Echo-train length, 200 ms; echo spacing, 4 ms; T1/T2, 300/60 ms; tempo di ripetizione lungo).
    Un esempio di artefatto da FID generato nelle FSE 3D single slab è mostrato nella figura 8. E’ illustrata un’acquisizione coronale di una FSE 3D FLAIR T2-pesata dell’encefalo per la quale è stata utilizzata una serie di flip-angles variabili simili a quelli della figura 2d (colonna di sinistra). L’artefatto (zipper) si presenta come delle ondulazioni d’intensità del grasso sottocutaneo nella parte superiore della testa ( indicato dalle frecce nella fig.8 ). La direzione della codifica di lettura è testa piedi.




    Figura 8: Artefatto da FID in una FSE 3D single slab generato dall’utilizzo di impulsi variabili.


    In sintesi, gli artefatti FID possono apparire quando uno o più dei tempi di rilassamento T1 corrispondenti ai tessuti del volume di interesse sono relativamente brevi e, in contemporanea sono usati bassi flip angles per la rifocalizzazione. In contrasto con i ben noti artefatti da FID per l’imaging convenzionale spin-eco, nelle FSE 3D, gli artefatti da FID seguono l'anatomia sottostante e quindi non appaiono come linee rette nell'immagine. La configurazione dei gradienti nella sequenza di impulsi determina a quale bordo associato di un tessuto a T1 breve l’artefatto può apparire. Gli artefatti da FID possono essere attenuati aumentando la pendenza del gradiente di spoiler applicato nella sequenza di impulsi, o completamente eliminato aggiungendo una media con aumento relativo del tempo di acquisizione.
    Conclusioni
    Le sequenze Spin Eco hanno da sempre offerto immagini resistenti agli artefatti e sono dotate di un ottimo rapporto segnale rumore. Con le innovazioni descritte quali riduzione dell’eco spacing, aumento dell’eco train, modifiche della codifica di fase, utilizzo di impulsi variabili, è stato possibile ottenere immagini volumetriche single slab in tempi accettabili. Altra considerazione importante riguarda la SAR depositata al paziente che grazie ai flip angles variabili evidenzia una significativa riduzione. Unica pecca l’aumento dell’artefatto da FID che può essere comunque ridotto o eliminato con precisi accorgimenti.
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    [5] Dispense Master a.a.2012/2013 “Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di Risonanza Magnetica” Chiti S., Sozzi S.
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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”



    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
    ...........
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  7. Luca Bartalini
    UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE



    Anno Accademico 2012 -2013



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    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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  8. 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
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    [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
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    [9] C. S. Reiner et al. “Contrast-enhanced free-breathing 3D T1-weighted gradient-echo sequence for hepatobiliary MRI in patients with breath-holding difficulties” Eur Radiol 23:3087–3093 (2013)
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    [13] L. Feng et al. "Golden-Angle Radial Sparse Parallel MRI: Combination of Compressed Sensing, Parallel Imaging, and Golden-Angle Radial Sampling for Fast and Flexible Dynamic Volumetric MRI" Magn Reson Med 2013 Oct 18
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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)
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    [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)
  9. Luca Bartalini
    UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE



    Anno Accademico 2012 -2013



    SCUOLA DI SCIENZE DELLA SALUTE UMANA



    DIPARTIMENTO DI SCIENZE BIOMEDICHE SPERIMENTALI E CLINICHE



    MASTER di PRIMO LIVELLO in



    “SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO



    SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA



    ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”



    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)
  10. Luca Bartalini
    UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI FIRENZE



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    “SPECIALISTA NELL’OTTIMIZZAZIONE E NELLO



    SVILUPPO DI APPARECCHIATURE DI RISONANZA MAGNETICA



    ED ELABORAZIONE DI IMMAGINI IN AMBITO CLINICO E DI RICERCA”















    Whole body angiography RM (CE-WB-MRA): Syngo TIMCT



    Singola iniezione di MDC Vs multi-station MRA



























    Luca Graziosi



    P.O. “Giovanni Paolo II” ASL 2, Olbia



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    luca.graziosi[chiocciolina]gmail.com






    Riassunto
    Il limitato Field Of View (FOV) nella direzione cranio-caudale caratteristico dell’Imaging a Risonanza Magnetica tradizionale, ha circoscritto questa modalità d’imaging ad una singola regione dell’organismo per molto tempo. Ma molte patologie tra cui l’aterosclerosi, non sono confinate ad una singola parte del corpo.
    La necessità di trovare alternative più veloci meno invasive e migliori in termini di accuratezza specificità e sensibilità all’Angiografia Digitale, ci porta a considerare le tecniche angiografiche con RM, ed in particolare la CE Whole Body MRA con tecnologia Syngo TimCT, come sicure alternative diagnostiche per lo studio di pazienti con arteriopatia periferica. La relazione tra Gadolinio e Fibrosi Nefrogenica Sistemica, inoltre, ci spinge sempre di più a diminuire le somministrazioni di MDC necessarie ad uno studio vascolare ad ampio FoV che dia risultati soddisfacenti.
    In questo lavoro, si spiegheranno il funzionamento, i principi fisici, l’hardware e le sequenze utilizzate nell’acquisizione con CTM (Continuous Table Movement - Movimento Continuo del Lettino), per studi che richiedono ampi FOV, su scanners SIEMENS dotati di tecnologia Syngo TimCT sviluppati da Tim (Total Imaging Matrix) per poi valutare le differenze e i vantaggi rispetto alle convenzionali Multi-Station MRA. Andremo poi a valutare la qualità delle immagini e la presenza di artefatti sulle stesse, tramite la Contrast Enhanced Whole Body-MRA su tali apparecchi, usando un unica iniezione di MDC.
    Dal lavoro svolto si potrà vedere, dopo le dovute delucidazioni sui materiali e i metodi utilizzati e una attenta disamina dei protocolli Multi-Station e CTM, come il movimento continuo del lettino di Syngo TimCT unito alla tecnica CE-MRA sia una valida alternativa alla classica Multi-Station MRA.
    Parole Chiave
    MRA, Tim, CTM, Syngo, Siemens, Phased Array, CE-MRA, Multi-Station MRA
    Introduzione
    Per soddisfare le necessità cliniche e per estendere il FOV nella direzione z, sono stati sviluppati dei protocolli Multi-Station che utilizzano gli hardware standard.
    Negli ultimi anni, la combinazione tra gradienti rapidi, movimento automatico e rapido del tavolo e la tecnologia Tim (Total Imaging Matrix) con bobine Phased-Array (Figura 1), ha aperto le possibilità dell’Imaging a Risonanza Magnetica senza sacrificare il rapporto Segnale/Rumore (SNR) o la Risoluzione Spaziale.

    Figura 1: Schema delle bobine Phased-Array che vengono usate per lo studio vascolare nelle MRA che utilizzano il sistema Syngo TimCT.
    Questi sviluppi tecnici sono i prerequisiti necessari per rendere l’Angiografia a Risonanza Magnetica (MRA) uno dei più emozionanti successi storici. Le tecniche di Bolus-Chase che utilizzano il moto Multi-Station del tavolo, permettono una graduale valutazione dei diversi distretti vascolari all’interno di un unico esame. Grazie all’introduzione del concetto di acquisizione dei dati con i Tavoli a Movimento Continuo, invece, si forniscono un’analisi volumetrica continua (priva di giunture) e un’efficienza ottimizzata del tempo di scansione. La recente combinazione tra acquisizione con Tavoli a Movimento Continuo e analisi completa dell’organismo grazie alle bobine Phased-Array, permette di esplorare il completo potenziale diagnostico di questa tecnica. La moderna metodica integrata syngo TimCT (Tavolo Continuo) rispecchia un approccio rivoluzionario rispetto all’ Imaging a Risonanza Magnetica: il movimento durante la scansione, che un tempo veniva considerato uno dei maggiori ostacoli che limitavano l’utilizzo della scansione di Risonanza magnetica, viene ora utilizzato per ampliare l’analisi.
    Tecnica e Metodologia

    Tabella 1: Tipi di scansioni che si possono usare su sistemi con tecnologia Syngo TimCT
    Analizzeremo nel dettaglio le scansioni trasversali sequenziali 2D e le 3D in coronale in quanto queste rappresentano le prime applicazioni del nuovo prodotto Siemens Syngo TimCT.
    L’orientamento trasversale è utile quando si è interessati all’analisi dell’intera estensione anatomica in entrambe le direzioni sinistra-destra (asse x) e anteriore-posteriore (asse y). La modalità sequenziale viene spiegata grazie al susseguirsi di veloci sequenze come le TurboFLASH, dove la completa codifica di fase della singola Slice può essere effettuata senza pause. Per mezzo della Scansione Trasversale Sequenziale 2D, ogni Slice, in orientamento assiale, viene completamente misurata prima di procedere all’analisi della Slice successiva. Nella metodica di imaging convenzionale, si dovrebbe programmare un’insieme di Slice all’isocentro, acquisirle in maniera sequenziale, far muovere il tavolo ad una distanza uguale allo spessore dell’insieme delle Slice selezionate, e ripetere questo processo fino a che l’intero intervallo di acquisizione non viene completato (Figura 2A). Questo approccio ha diversi svantaggi: Le Slice “esterne” del pacchetto sono fuori dall’isocentro, in una regione di omogeneità magnetica e di linearità di gradiente inferiori, che potrebbe peggiorare la qualità dell’immagine. Inoltre, l’efficienza temporale della scansione è ridotta perché viene continuamente interrotta dai movimenti del lettino per posizionarsi sul pacchetto successivo.
    Infine, la selezione del pacchetto di Slice non è semplice e richiede molto tempo dal momento che ogni pacchetto deve essere disposto in modo perfettamente adiacente a quello vicino.

    Figura 2: Scansione Trasversale Sequenziale 2D con approccio Multi-Step (A) e con CTM (B)
    La Scansione Sequenziale Trasversale 2D rappresenta invece un metodo molto più intuitivo se si pensa al Movimento Continuo del Tavolo. Ogni Slice è infatti acquisita esattamente all’isocentro (Figura 2B) mentre il tavolo è costantemente in movimento.
    Il tempo impiegato dal tavolo per la Scansione Sequenziale Trasversale 2D utilizzando sezioni assiali continue gapless (prive di giunture) è dato dallo spessore della Slice diviso il tempo di acquisizione di ogni singola Slice:

    Il movimento continuo del Tavolo utilizzato nella Scansione Sequenziale Trasversale 2D è vantaggioso nei seguenti aspetti: In primo luogo, ogni Slice viene acquisita all’isocentro, in una regione di omogeneità magnetica e linearità di gradiente ottimale, quindi, è migliore la qualità dell’immagine. Dal momento che non è richiesto tempo per lo spostamento del tavolo durante la scansione, la metodologia dei Continui Movimenti del lettino offre un’elevata efficienza per quanto riguarda la risoluzione temporale. infine, il flusso di lavoro (workflow) è semplificato dal fatto che l’intero insieme di Slice può essere disposto in modo continuo.
    La metodologia della Scansione Sequenziale Trasversale 2D è implementata dalla TimCT FastView, ed è utilizzata anche per l’imaging di localizzazione di estesi campi di vista (FOV - Field Of View). E’ basata su una veloce sequenza TurboFLASH (Fast Low Angle SHot).
    L’orientamento coronale è utile quando la regione d’interesse ha una vasta estensione in direzione cranio-caudale (asse z) e in direzione sinistra-destra (asse x), e quando non è necessario ricoprire l’intera figura anatomica nella direzione Antero-Posteriore. Queste condizioni vengono perfettamente soddisfatte dall’angiografia periferica; molte pubblicazioni sulla CMT riguardo il metodo della scansione coronale 3D, utilizzano infatti questa applicazione.
    L’approccio convenzionale utilizzato per lo studio dell’intera vascolarizzazione periferica è quello di acquisire multipli Slabs coronali a 3D per mezzo di una sovrapposizione di più regioni (Figura 3A).

    Figura 3: Scansione Coronale 3D con approccio Multi-Step (A) e con CTM (B)
    Nonostante questo approccio a più fasi sia ben consolidato e garantisca risultati molto buoni nella routine clinica, presenta diversi di svantaggi intrinseci: L’efficienza di scansione è compromessa dal momento che viene interrotta dai movimenti del tavolo al di fuori della scansione, la disposizione degli Slabs coronali è complicata e richiede molto tempo dato che di solito tutte le “lastre” sono allineate singolarmente per coprire perfettamente tutta la vascolarizzazione periferica con sovrapposizioni definite, i singoli Slab devono essere messi assieme al fine di ottenere un’unica immagine risultante che rappresenti la completa vascolarizzazione.
    Infine, l’immagine composta risultante può risentire di “artefatti di confine”, come ombreggiature o differenze di segnale ai bordi del precedente Slab a 3D.
    Come con l’imaging convenzionale Multi-Station, anche nella scansione col CTM ci sono dei “sottogruppi” dell’intervallo di scansione. Ogni sottogruppo rappresenta un ciclo completo di codifica di fase “nel piano” o “attraverso il piano”, Nx x Ny .
    L’estensione di ogni sottoinsieme nella direzione z si chiamerà “FOV intrinseco”, oppure FOVz. FOVz è analogo al FOV dell’approccio Multi-Station.
    A causa dei continui movimenti del tavolo, questi sottogruppi vengono “condivisi” nello spazio k ibrido (z-kx), come mostrato in Figura 3B. Gli echo nella direzione z sono sottoposti alla trasformata di Fourier e collegati. La trasformata di Fourier nelle due direzioni rimanenti, x e y, risulterà in un unico vasto FOV dell’intervallo totale scansionato. La velocità massima del tavolo può essere calcolata inserendo nel rapporto il tempo impiegato a completare un intero ciclo di codificazione Nx x Ny x TR al posto del tempo impiegato per muovere il tavolo in un solo FOV. Si ottiene così la seguente formula:

    Una velocità del tavolo inferiore rispetto al valore massimo è analoga ad una sovrapposizione delle Slabs nell’approccio convenzionale Multi-Station. Da questa formula si evince che il FOV nella direzione z ha un effetto sulla velocità raggiungibile dal tavolo (Vtavolo) e/o la sulla risoluzione spaziale Nx x Ny.
    La scansione coronale 3D per mezzo del Movimento Continuo del Lettino offre diversi vantaggi se paragonati all’approccio Multi-Station: Non ci sono pause di scansione in quanto il lettino in movimento; l’efficienza del tempo di scansione è quindi sfruttata al meglio. La programmazione è rettilinea, non più complicata della programmazione del singolo FOV stazionario. L’intervallo di scansione rappresenta una singola entità – esso è “intrinsecamente composto”.
    Infine, il regolare processo di scansione comporterà meno artefatti di confine. La metodica della “Scansione Coronale a 3D” viene attuata nell’Angiografia TimCT, basata sulla veloce sequenza 3D FLASH.
    La sequenza FLASH (Fast Low Angle SHot) è una sequenza Gradient Echo che usa un impulso RF con FA (Flip Angle) minore di 90° e un seguente gradiente di lettura inverso per produrre un segnale a echo di gradiente (Figura 4)
    l’impulso RF a Flip Angle piccolo crea uno stato di equilibrio tra Magnetizzazione Longitudinale e Magnetizzazione Trasversale che permette di applicare impulsi RF ad alto rapporto di ripetizione per poi produrre segnali di echo tutti della stessa intensità senza nessun ritardo per il recupero delle magnetizzazioni.

    Figura 4: Diagramma temporale di una sequenza 3D FLASH selettiva di Slab
    Entrambe le tecniche di MRA periferica (Multi-Station e TimCT) si basano sugli stessi pre-requisiti dell’hardware: intera analisi dell’organismo grazie all’utilizzo di varie bobine di superficie Phased-Array connesse a 32 canali di radiofrequenza riceventi, in combinazione con un lungo intervallo di distanza del movimento continuo del tavolo.
    Per la MRA periferica il paziente giace su una struttura composta da 24 bobine dorsali e, per la cattura del segnale anteriore, è coperto da 2 gruppi composti ciascuno da 6 bobine, così come da un altro gruppo formato da 8 bobine Matrici necessarie per l’Angiografia Periferica (Figura 1). Le bobine di superficie della Tim consentono l’utilizzo dell’Imaging Parallelo per mezzo dell’algoritmo GRAPPA (GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisitions) al fine di accelerare il tempo di acquisizione dei dati oppure di aumentare la risoluzione spaziale
    Discussione

    Tabella 2: Differenze tra il workflow del protocollo Multi-Station e il workflow di quello con CTM
    Mentre l’acquisizione dell’insieme dei dati della MRA 3D attraverso il tradizionale protocollo della MRA Multi-Station richiede un numero di fasi di analisi molto vasto, la tecnica TimCT del Movimento Continuo del Tavolo semplifica considerevolmente il flusso di lavoro (Tabella 2).
    La MRA Multi-Stazione delle arterie periferiche inizia con la fase di posizionamento del paziente con i piedi nell’isocentro del magnete (fase 1), seguita dall’acquisizione di localizers trueFISP (Fast Imaging in Steady State) in 3 stazioni individuali che coprono il bacino, la parte superiore delle gambe, e la parte inferiore delle gambe (fasi 2-4). Queste fasi sono associate al movimento del tavolo tra le stazioni, mentre l’acquisizione dei dati viene bloccata. L’acquisizione delle sequenze TrueFISP viene immediatamente seguita dalla pianificazione e dall’acquisizione della scansione per l’Angiografia a Risonanza Magnetica 3D FLASH (Fast Low-Angle Shot) in un orientamento coronale sulla singola sequenza localizer (fasi 5-7). Una volta effettuata l’iniezione del mezzo di contrasto (fase 8), la metodica Care Bolus (fase 9) fornisce informazioni riguardo l’arrivo del mezzo di contrasto nella regione vascolare target. a quel punto inizia l’acquisizione dei dati nella regione pelvica. (fase 10). L’acquisizione dei dati viene messa in pausa mentre il tavolo su cui sta il paziente si sposta verso la stazione che prevede l’analisi della parte superiore delle gambe (fase 11) e poi, in un’altra fase, ulteriormente in basso per l’analisi della stazione riguardante la parte inferiore delle gambe (fase 12).
    Il protocollo TimCT per effettuare l’Angiografia a Risonanza Magnetica periferica è composta solo da 6 fasi (Tabella 2). La pianificazione dell’immagine di un vasto Campo di Vista data dai localizzatori e i vasi “sentinella” semplificano il flusso di lavoro, facilitando quindi l’organizzazione di esami su FOV molto vasti. L’esame inizia con l’acquisizione del localizer FastView (fase 1): La sequenza FastView si basa su una sequenza Gradient Echo rapida 2D (durata 42 sec; tempo di ripetizione/tempo di echo 3.31/2.19 ms; spessore della sezione 5 mm; matrice 96 x 96; campo di vista 48 cm; dimensioni del voxel 5 x 5 x 5 mm) . Il piano di scansione acquisito è quello assiale. L’intervallo di scansione va dalla zona della testa fino ai piedi con una copertura di quasi tutto il corpo. In seguito all’acquisizione dei dati, il vasto Campo di Vista (FOV) delle Slice coronali e sagittali viene automaticamente ricostruito e mostrato. Questa ricostruzione fornisce una visione d’insieme grossolana dell’anatomia del paziente e serve come localizer per la programmazione delle successive fasi dell’esame.
    La sequenza Bolus Test (fase 2) serve a calcolare il tempo impiegato dal bolo di mezzo di contrasto durante il circolo nella MRA usando il protocollo TimCT. L’immagine T1w Gradient Echo rapida 2D, fornisce l’immagine assiale di una slice che è orientata nel piano trasversale e posizionata sopra le arterie renali. La sequenza del Bolus Test fornisce un’immagine al secondo per 60 secondi. La sequenza inizia allo stesso momento della somministrazione del piccolo bolo di contrasto (per es. 2 ml). L’aumento del segnale nell’aorta indica l’arrivo del bolo di mezzo di contrasto nel vaso target. Con un attento studio delle immagini del Bolus Test, si può determinare l’intervallo di tempo tra il momento in cui viene iniettato il bolo di mezzo di contrasto e l’arrivo nel vaso target. Questo tempo impiegato dal bolo per il suo tragitto viene preso in considerazione per una corretta sincronizzazione dell’iniezione del bolo di contrasto con il comando fornito al paziente di trattenere il respiro e con l’inizio dell’acquisizione dei dati per la sequenza 3D FLASH TimCT della MRA.
    La sequenza Vessel Scout (fase 3) fornisce una completa e rapida immagine d’insieme di un vasto FOV dell’albero vascolare. Questa sequenza si basa sulla rephased-dephased GRE, che genera due echo per stimolazione al fine di fornire immagini dove il segnale del tessuto statico viene eliminato mentre viene preservato il segnale proveniente dal sangue circolante (durata 2 min e 8 sec; tempo di ripetizione/tempo di echo 25/8.4 ms; flip angle 10°; spessore della sezione 5 mm; matrice 256 x 256; campo di vista 45 cm; dimensioni del voxel 3.5 x 1.8 x 5 mm). La pianificazione della sequenza Vessel Scout viene fatta in orientamento sagittale sulle immagini dell’intero corpo precedentemente acquisite e fornite dal localizer FastView. In seguito all’acquisizione dei dati, le immagini derivanti da questa sequenza Multi-Stazione vengono unite e forniscono un’immagine d’insieme completa dell’ampio FOV delle più grandi arterie periferiche. Questo localizer di vasi può quindi essere utilizzato per un’ulteriore pianificazione dei volumi d’imaging della MRA a 3D.
    La programmazione del volume da acquisire della MRA 3D FLASH viene effettuata in orientamento coronale sul localizer dell’intero organismo precedentemente acquisito fornito dalla sequenza FastView, così come sul localizer del vasto FOV dei vasi target fornito dalla sequenza Vessel Scout. Dal momento che questo è un protocollo dove vi è un continuo movimento del tavolo, il tecnico utilizzatore deve unicamente assicurarsi che il volume acquisito copra i vasi d’interesse per tutta la lunghezza del Vessel Scout e che l’intervallo d’imaging sia coperto con le bobine di superficie a radiofrequenza RF. Non sono richieste ulteriori fasi. Al paziente vengono date istruzioni riguardo il controllo della respirazione e gli viene detto quando inspirare e quando fermare il respiro all’inizio dell’esame (regione addominale). La tecnologia TimCT fornisce l’acquisizione dei dati mentre il tavolo sul quale si trova il paziente è continuamente in movimento attraverso l’isocentro del magnete. Durante il movimento continuo del tavolo, lo scanner, rileva automaticamente i dati ricevuti dalle bobine che si trovano all’isocentro e immediatamente tutte le bobine fuori dall’isocentro si spengono. Questo riduce in modo efficace il numero delle bobine attive, diminuisce quindi la quantità di dati acquisiti ed evita la rilevazione di rumore derivante dalle bobine di radiofrequenza che non contribuiscono al segnale di imaging.
    Subito dopo il termine dell’acquisizione dei dati, viene effettuata la ricostruzione dell’immagine e viene visualizzata l’immagine originaria del vasto FOV del volume d’imaging 3D. Queste immagini senza contrasto sono la base per la sottrazione

    Figura 5: Differenze tra le immagini ottenute tramite il protocollo Multi-Station (a sin) e il CTM (a dx)
    Il MDC, in unico bolo, viene somministrato per mezzo di un iniettore alla velocità di 0.5 mL/s, seguito da un flusso di 40 mL di soluzione salina somministrata alla velocità di 1 mL/s. Ogni paziente riceve 0.03 mmoli/kg di peso corporeo del mezzo di contrasto.
    In seguito all’iniezione del mezzo di contrasto, in quest’ultima fase dell’esame, la sequenza FLASH MRA 3D con il Movimento Continuo del Tavolo viene eseguita nuovamente con gli stessi parametri d’imaging già descritti per la scansione pre-contrastografica. Al paziente viene di nuovo spiegato di trattenere il respiro mentre la parte addominale dell’organismo si trova all’isocentro. Il tavolo sul quale si trova il paziente si muove continuamente attraverso tutto l’isocentro del magnete mentre il bolo di mezzo di contrasto circola attraverso le arterie periferiche del paziente. Ciò porta infine ad un insieme di dati derivanti dal vasto e continuo (senza giunture) FOV orientato in coronale. Le immagini precedentemente acquisite con la scansione originaria FLASH 3D vengono automaticamente sottratte dalle immagini a contrasto di fase, portando ad immagini angiografiche dalle quali è stato eliminato il segnale di fondo (background). Le immagini risultanti (senza il background) vengono ricostruite in un unico grande FOV coronale che mostra i grandi vasi oggetto di studio i quali possono essere Post-Processati con algoritmo MIP mostrando così il completo albero dei vasi in un'unica fase

    Conclusioni

    La metodica syngo TimCT fornisce immagini di Risonanza Magnetica con Campi di Vista (FOV) ampi e continui e può essere utilizzata per tutte le applicazioni di imaging che vanno oltre i limiti dei FOV tradizionali. Al contrario di ciò che avviene nelle metodiche Multi-Stazione, nella TimCT gli artefatti di confine che potrebbero apparire ai bordi di 2 FOV diversi vengono completamente eliminati. La metodica riduce significativamente il numero degli step di controllo semplificando così il flusso di lavoro necessario ad effettuare esami di ampi FOV.

    Bibliografia
    [1] Nagy N.N. Naguib et al. “Whole-Body Angiography: First Experiences With the New TimCT Technology With Single Contrast Injection” JMRI 39:434-439 (2014)
    [2] Mathias Blasche - Siemens Medical Solutions, Erlangen, Germany “Syngo TimCT - Continuous Table Move, Powered by Tim” MAGNETOM FLASH Syngo TimCT ISSUE 3 (2006)
    [3] Harald H. Quick et al. Department of Diagnostic and Interventional Radiology and Neuroradiology, University Hospital Essen, Germany “MRI on the Move: Syngo TimCT” MAGNETOM FLASH Syngo TimCT ISSUE 3 (2006)
    [4] H.J. Michaely et al. Institute of Clinical Radiology and Nuclear Medicine, University Medical Center Mannheim, Germany “Syngo TimCT - MR Angiography in Clinical Routine” - http://clinical-mri.com/case-report-syngo-timct-mr-angiography-in-clinical-routine/
    [5] Kramer K et al. “Peripheral Magnetic Resonance Angiography (MRA) With Continuous Table Movement at 3.0 T. Initial Experience Compared With Step-by-Step MRA”. Invest. Radiol. 43:627–634 (2008)
    [6] Nael K et al. “Multistation whole-body high-spatial-resolution MR angiography using a 32-channel MR system". AJR Am J Roentgenol 188:529–539 (2007)

  11. 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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  12. 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
    [1] Manuale per l’operatore di Philips Ingenia Versione 4.1.1, ( 2011 )
    [2] Martin J Graves et al.“Non-contrast enhanced vascular imaging with MRI”RAD Magazine, 38, 444, 17-18
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    [7]Zhaoyang Fan et al “determination of the optimal first-order gradient moment for flow sensitive dephasingmagnetisation prepared 3D non-contrast MR angiography” NIH ( 2011 )
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    [12] Sito Web ISMRM
    [13] Stefano Chiti et al.”Attidel Master I livello Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza Magnetica ed elaborazioni di immagini in ambito clinico e di ricerca”( aa 2012-2013 )
    [14]Katoh M et al. “Free breathing renal MR angiography with steady state free-precession and slab selective spin inversion”KindneyInt 2004; 66:1272-1278
    [15] Miyazaki M et al. “Non contrast enhanced MR angiography: estabilished techniques” J MagnReson Imaging 2011;35:1-19
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    [17]E. Mark Haacke et al “Magnetic resonance imaging physical principles and sequence design” ( 1999 )
    [18] Nakamura et al. “Technical optimization of flow spoiled fresh bold imaging for screening peripheral arterial desease”MagnReson Med 2011;65:595-602
  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”



















    Sviluppo di sequenza DWI ad alta risoluzione



    Realizzazione di mappe ADC caratterizzate da un dettaglio morfologico sufficiente a discriminare sottostrutture cerebrali



























    Francesca Epifani



    IRCCS Fondazione Istituto neurologico “C. Besta”, Miliano



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    francesca.epifani[chiocciolina]istituto-besta.it














    Riassunto
    Con tecniche di Risonanza Magnetica pesata in diffusione (Diffusion-Weighted Imaging, DWI) è possibile ottenere informazioni sulla microstruttura dei tessuti, ad una scala molto inferiore alla risoluzione spaziale dell’immagine, anche se mediate in ogni voxel. Normalmente le immagini DWI sono acquisite con una codifica di tipo Echo Planar Imaging (EPI) per mantenere il tempo di acquisizione entro limiti accettabili per il paziente.
    Tuttavia questa tecnica presenta alcuni svantaggi quali la distorsione nelle immagini e la riduzione del rapporto segnale-rumore (SNR) particolarmente evidenti in zone di interfaccia tessuto/aria caratterizzate da gradiente di suscettività. Il tentativo di migliorare le immagini obbliga a compromessi nella scelta dei parametri di acquisizione che determinano il rapporto SNR e la risoluzione spaziale.
    Questo lavoro nasce quindi dalla necessità di studiare la microstruttura di regioni cerebrali di dimensioni inferiori ad 1 mm, quali ad esempio i sottocampi dell’ippocampo, tramite DWI e le mappe di ADC da esse calcolate.
    Per la realizzazione di questo studio, sono state acquisite immagini DWI su soggetti sani con una risoluzione spaziale migliore di quella tradizionalmente adottata in ambito clinico. Sono stati perciò ottimizzati i parametri di acquisizione (risoluzione nel piano, spessore della fetta, FOV, numero di fette, numero di medie, b-value, fattore di SENSE) per ottenere la risoluzione desiderata e un buon rapporto SNR, riducendo gli artefatti tipici della tecnica EPI e mantenendo il tempo di acquisizione compatibile con la permanenza dei pazienti nello scanner.
    Le immagini DWI ottenute, con l’ottimizzazione dei parametri sopra elencati, consentono una buona discriminazione delle strutture interne dell’ippocampo con un buon SNR e senza distorsioni o artefatti evidenti nell’area di interesse. Il tempo di acquisizione della sequenza ottimizzata è di circa 20 minuti.
    Concludendo, questo lavoro ha permesso l’ottimizzazione di una sequenza DWI con una risoluzione spaziale sufficiente per studiare la microstruttura all’interno dell’ippocampo umano. In particolare questa sequenza sarà applicata a pazienti con epilessia del lobo temporale per evidenziare e definire i confini delle lesioni ippocampali ad oggi non discriminabili con imaging morfologico standard.
    Parole chiave
    DWI (Imaging pesato in Diffusione), mappe di ADC (Coefficiente di Diffusione Apparente), Ippocampo, Alta Risoluzione Spaziale, 3T
    Introduzione
    In questo lavoro di tesi è utilizzata una sequenza DWI, tecnica che indaga lo spostamento delle molecole dell’acqua nel tessuto biologico [1-8]. Si definisce diffusione l'insieme dei movimenti caotici e disordinati delle molecole di un sistema dovuti all'agitazione termica [9-10]. I moti di diffusione non sono quindi legati a forze esterne, ma solo all'energia cinetica interna delle molecole ed avvengono anche in assenza di gradiente di concentrazione o temperatura. Una particella che si muove in un fluido, urtando le altre particelle circostanti, è sottoposta a forze che ne causano l'accelerazione in direzioni casuali e tenderà ad oscillare intorno alle stesse posizioni ('titubazione'). In generale, studiando un ambiente diffusivo non interessa caratterizzare il moto della singola molecola ma la distribuzione statistica complessiva degli spostamenti effettuati rispetto alla posizione iniziale. Secondo Einstein è una distribuzione statistica gaussiana con una varianza proporzionale al tempo di diffusione e ad un parametro caratteristico della molecola, detto coefficiente di diffusione. Quanto spiegato finora è valido nell'ipotesi di diffusione libera, cioè in un ambiente privo di ostacoli ai movimenti delle molecole. Nei tessuti biologici quest'ipotesi in generale non è valida perché la diffusione è spesso ostacolata dalla presenza di strutture come membrane cellulari e organelli. Si ritengono comunque valide le formule di Einstein, ma il coefficiente di diffusione ricavato è detto coefficiente di diffusione apparente (ADC) perché dipende anche dalla presenza di ostacoli nel tessuto. Al fine di ottenere mappe di ADC da cui ricavare informazioni sulla microstruttura dei tessuti e sulla presenza di eventuali alterazioni patologiche, in clinica è solitamente utilizzata la sequenza EPI single-shot con cui sono acquisite due serie di immagini con diverso valore di b (ad esempio b=0 e b=1000). In clinica per lo studio dell’encefalo la tecnica EPI DWI trova applicazione in particolare nei tumori e nelle ischemie, e negli ultimi anni anche in altri campi, dando informazioni sull’alterazione di segnale di diffusione dei vari tessuti. Con la sequenza utilizzata di routine in clinica non si evidenziano con sufficiente dettaglio anatomico strutture di dimensioni dell’ordine del mm e la qualità dell’immagine peggiora in termini di SNR e contrasto se tali strutture sono in regioni di interfaccia aria-tessuto. Questa tesi nasce quindi dall’esigenza di ottimizzare la sequenza per avere un buon compromesso tra tempo di acquisizione, artefatti, SNR, contrasto e risoluzione spaziale al fine di ottenere informazioni clinicamente rilevanti da strutture cerebrali di piccola dimensione come l’ippocampo [11-14].
    Tecnica e Metodologia
    Lo strumento utilizzato è uno scanner MRI PHILIPS Achieva 3.0T. Gli studi sono svolti con una bobina body per la trasmissione del segnale e una bobina 32 canali per la testa per la ricezione. Il protocollo prevede l'acquisizione di immagini di riferimento con sequenza Turbo Spin Echo (TSE) T2-pesata in geometria assiale, Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR) T2-pesata in geometria coronale e Ultrafast spoiled gradient echo (IR-TSE) T1-pesata volumetrica acquisita in geometria sagittale. Queste immagini permettono il corretto posizionamento in geometra coronale del pacchetto che deve coprire l'intera estensione dell'ippocampo come evidenziato in figura 1A. Sono stati acquisiti i dati su 5 volontari sani. Le Immagini DWI sono acquisite attraverso una sequenza EPI single-shot con Gradiente di Diffusione applicato lungo la direzione di codifica in frequenza.
    La tecnica DWI è una particolare tecnica di Risonanza Magnetica sensibile ai moti diffusivi nei tssuti. Per quanto riguarda il corpo umano lo studio si focalizza sulle molecole dell'acqua in quanto quest'ultima rappresenta il 70% del volume del tessuto.
    La prima sequenza DWI fu introdotta da Stejskal e Tanner nel 1965, con l'aggiunta di due di impulsi di gradiente identici ad una sequenza di acquisizione Spin-Echo, prima e dopo l'impulso in radiofrequenza a 180°. Il primo impulso di gradiente di diffusione induce in ogni spin uno sfasamento che dipende dalla posizione spaziale dello spin stesso. Poichè il secondo impulso induce uno sfasamento opposto, gli spin che non si sono mossi nel tempo tra i due impulsi il primo sfasamento viene compensato, mentre per gli spin che si sono mossi si ha uno sfasamento residuo che dipende dallo spostamento compiuto nella direzione del gradiente di diffusione. Questo sfasamento residuo causa una riduzione del segnale secondo la formula:

    S = S0 e-b·ADC






    dove S è il segnale misurato, S0 è il segnale che si avrebbe in assenza di gradienti di diffusione, b è il cosiddetto b-value, che dipende da intensità, durata e distanza temporale degli impulsi di gradiente e ADC è il coefficiente di diffusione apparente. Acquisendo un'immagine non pesata in diffusione (con b=0) e un'immagine pesata in diffusione, è possibile ricavare una stima dell'ADC in ogni voxel del volume acquisito.
    Al fine di ottenere imagini pesate in diffusione in tempi accettabili, in clinica è utilizzata la sequenza EPI single-shot con cui il k-spazio è riempito in un solo tempo di ripetizione TR.
    Usando una singola eccitazione di radio frequenza, lo spazio-k è riempito attraverso una rapida oscillazione positiva/negativa del gradiente di lettura, come rappresentato in figura 1B. Pre-impulsi di gradienti di diffusione addizionali vengono applicati basandosi sul valore di b ottimizzato al fine di visualizzare variazioni patologiche del valore di ADC.

    Figura 1A: Pacchetto di fette in geometria coronale posizionate perpendicolarmente all'ippocampo visualizzato nell'immagine IR-TSE T1-pesata volumetrica acquisita in geometria sagittale. Figura 1B: Diagramma della sequenza EPI DWI base di Philips e grafico che visualizza il riempimento dello spazio-k.
    La sequenza EPI DWI, essendo caratterizzata da brevi tempi di acquisizione, presenta il vantaggio di consentire l'acquisizione di immagini pesate in diffusione in tempi dell'ordine del minuto. Inoltre, la collezione di dati ottenuta con tale sequenza EPI è adatta, data l’alta risoluzione temporale richiesta per ottenere il movimento dell’acqua a livello cellulare. Tuttavia, la qualità dell'immagine è inferiore rispetto a quella ottenuta con sequenze Spin Echo DWI. Artefatti tipici che peggiorano la qualità di un'immagine EPI single shot [15] e che abbiamo riscontrato nelle nostre immagini quando abbiamo modificato i parametri di acquisizione al fine di migliorare la risoluzione spaziale nel piano e lo spessore della fetta sono:
    Ghost di Nyquist: si presenta come ripetizione di strutture anatomiche all'interno del campo di vista (Field Of View, FOW) causata da errori di registrazione per stress dell'elettronica. Si può ridurre, diminuendo tale stress con l'aumento del FOV con conseguente riduzione della risoluzione spaziale o con l'applicazione dell'imaging parallelo.
    Chemical shift: si presenta come shift della reale posizione di acqua e grasso in direzione di codifica di fraquenza ed è dovuto alla differenza tra la frequenza di Larmor di acqua e grasso. Si può ridurre aumentando la banda di campionamento (BW) che però comporta un aumento del rumore e quindi una diminuzione del Segnale/Rumore
    T2* blurring: si presenta come riduzione della risoluzione spaziale rispetto a quella attesa per FOV e Matrice impostati, per effetto del decadimento del segnale con tempo caratteristico T2* (piu' rapido di T2) e conseguente riduzione del segnale negli ultimi echi campionati. Questo effetto è particolarmente marcato al crescere del campo magnetico B0 e quindi a3T. Si può ridurre diminuendo il numero di echi campionati con l'imaging parallelo oppure riducendo la distanza tra gli echi con conseguente aumento della Bw e quindi riduzione del SNR.
    Distorsione: si presenta come distorsioni nell'immagine in entrambi le direzioni (di codifica di fase e di lettura) per effetto di correnti indotte spurie. Si può ridurre migliorando l' omogeneità di B0 (condizione di shim migliore). Le correnti indotte possono essere inoltre ridotte riducendo il numero di echi campionati (imaging parallelo).
    Intra-voxel dephasing: si presenta come caduta di segnale nei voxel che contengono tessuti con differente frequenza di Larmor per effetto di gradienti di B0 creati da interfaccia aria-parenchima. Si può ridurre riducendo lo spessore della fetta con conseguente aumento non atteso del SNR.

    Al fine di diminuire tali artefatti Philips suggerisce di agire sui seguenti parametri di acquisizione [16]:
    fattore SENSE (Sensitivity Encoding), un parametro di acquisizione nell'imaging parallelo (con bobina phased array) che può essere usato per controllare gli artefatti tipici dell'EPI;
    Dimensioni del voxel: aumentando tali dimensioni è possibile minimizzare gli artefatti dell'EPI;
    Dimensioni del FOV: un FOV sufficientemente grande permette inoltre di coprire l'intera regione anatomica senza aliasing;
    Completa soppressione del grasso: è necessaria per eliminare fenomeni di chemical shift e artefatti di ringing nelle intefacce di grasso/acqua;
    Ottimizzazione della banda di campionamento: è necessario trovare un buon compromesso tra effetti non voluti legati agli artefatti che si possono ridurre aumentando la banda e la conseguente riduzione del Segnale/Rumore.

    La sequenza utilizzata nella clinica da cui siamo partiti per l'ottimizzazione prevede i parametri riportati nella tabella 1.


    Tabella 1: Parametri della sequenza utilizzata nella routine clinica


    Nelle prove successive, si è lavorato sui seguenti parametri: dimensione del voxel, spessore della fetta (ST), numero di medie (NA), b-value, FOV, numero di fette e fattore SENSE, come riportato in tabella 2. TE e TR sono stati mantenuti il più possibile corti.
    La motivazione e l'effetto delle scelte saranno discussi nel capitolo successivo.








    Tabella 2: Parametri delle sequenze ottimizzate nel corso del lavoro






    Discussione
    Esempi di immagini acquisite con la sequenza A in tabella 2 (con i parametri normalmente utilizzati in clinica) sono riportati in figura 2. Si nota una buona qualità dell'immagine, con leggere distorsioni geometriche nei lobi temporali, ma la risoluzione spaziale non è sufficiente per discriminare le strutture all'interno dell'ippocampo.

    Figura 2: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza A
    Nella sequenza B (figura 3) è stata ridotta la risoluzione nel piano e aumentato il numero di medie per mantenere un adeguato SNR. Nella sequenza C (figura 4) è stato aggiunto un volume con b = 500 s/mm2 ed è stato ridotto il numero di fette (con un'estensione del pacchetto limitata alla lunghezza dell'ippocampo) per mantenere un TR breve e quindi un tempo di acquisizione accettabile. In entrambi i casi si nota un miglioramento del dettaglio, ma anche un aumento delle distorsioni. Poiché l'aggiunta di una pesatura in diffusione intermedia non sembrava migliorare la qualità delle mappe di ADC (come riportato anche in letteratura), negli esperimenti successivi si è scelto di acquisire solo immagini con b = 0 e b = 1000 s/mm2.

    Figura 3: immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza B

    Figura 4: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza C
    Nelle sequenze D ed E (figure 6 e 7) è stato ridotto lo spessore della fetta per evitare effetti di volume parziale, con la stessa estensione del pacchetto della sequenza C. Nella sequenza E è stato aumentato il fattore SENSE da 3 a 4 per diminuire il tempo di acquisizione e cercare di ridurre le distorsioni geometriche.

    Figura 5: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza D

    Figura 6: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza E
    Nella sequenza F (figura 7) è stata ulteriormente migliorata la risoluzione nel piano diminuendo il FOV, ed è stato aumentato lo spessore della fetta. Si nota la comparsa di un artefatto nella porzione mediale dell'immagine particolarmente evidente nell'immagine a b=1000 s/mm2.

    Figura 7: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza F
    Nella sequenza G è stato ridotto il FOV per diminuire il campionamento dello spazio-k e di conseguenza, a parità di fattore SENSE=4, minimizzare gli artefatti di aliasing. Poichè riducendo il FOV si ottiene una copertura solo della porzione centrale del cervello, per evitare artefatti da ribaltamento inizialmente è stata utilizzata l'opzione ''fold-over suppression'' disponibile sullo scanner. I risultati migliori sono stati ottenuti posizionando manualmente fette di soppressione di ordine due sulle porzioni di volume non acquisite.
    Il risultato è visibile in figura 8. Il dettaglio anatomico è molto elevato per un'immagine DWI e non sono presenti artefatti evidenti nell'area di interesse.

    Figura 8: Immagini con b = 0 (a sinistra) e b = 1000 s/mm2 (al centro) e mappa di ADC (a destra), ottenute con la sequenza G

    Conclusioni
    Per quelle che sono le mie conoscenze, riguardo il complesso e immenso mondo della risonanza magnetica, ho avuto modo di apprezzare l’evolversi nel tempo della qualità delle immagini, ma di riscontrare anche alcuni limiti. Ad oggi l'utilizzo di tecniche avanzate, quali DWI, DTI, perfusione e BOLD, permette di indagare l'encefalo non solo a livello morfologico ma anche funzionale. Con il DWI, in questo lavoro, si è riusciti a visualizzare con sufficiente dettaglio piccole strutture anatomiche, a definirne i contorni e ad evidenziare velate alterazioni tissutali. La collaborazione di alcuni volontari ci ha consentito di ottimizzare la sequenza e di raggiungere un adeguato compromesso tra risoluzione spaziale, SNR, artefatti e durata dell’acquisizione, intervenendo su alcuni parametri quali lo spessore della fetta, il fattore SENSE, il FOV e il numero di medie. E’ stato quindi ottenuto un risultato ottenendo immagini più nitide e meno rumorose in un tempo di acquisizione accettabile. Questo è solo l’inizio e si spera che in futuro la sequenza possa essere ancora ottimizzata.
    Bibliografia:
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    [10] http://www.thermopedia.com/content/695/
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    [13] Thivard L et al. Diffusion tensor imaging in medial temporal lobe epilepsy with hippocampal sclerosis.NeuroImage 28:682-690(2005).
    [14] Pereira JB et al. Regional vulnerability of hippocampal subfields to aging measured by structural and diffusion MRI.Hippocampus (2013)
    [15] Le Bihan et al. Artifacts and Pitfalls in Diffusion MRI. Journal of Magnetic Resonance Imaging 24:478–488 (2006).
    [16] http://clinical.netforum.healthcare.philips.com/global/Operate/Application-Tips/MRI/Tips-for-body-diffusion-weighted-imaging-(DWI)








  14. Luca Bartalini
    Facciamo un pò di ordine elencando gli attuali MASTER attivi per TSRM.
    Chiunque sia a conoscenza di altri corsi è pregato di segnalarcelo.
    Un particolare ringraziamento alla collega di questo sito per l'ottima lista base
    Discussione di riferimento a QUESTO link

    AMMINISTRATORE DI SISTEMA








    Master 1° livello in Amministratore di Sistemi Informatici in Diagnostica per Immagini
    Università degli studi Milano-Bicocca
    Link
    Master 1° livello in Amministratore di Sistema in Diagnostica per Immagini e Radioterapia
    Università di Bologna
    Link
    Master 1° livello in Scienze Tecniche Applicate alla Gestione dei Sistemi Informativi in Diagnostica per Immagini.
    Università di Roma-Sapienza
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    Master 1° livello in Gestione di Dati e Bioimmagini per l’Assicurazione della Qualità nei Percorsi Diagnostici
    Università di Foggia
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    ( Bando 2014-2015 disponibile a fine novembre 2014)
    Master 1° livello in AMMINISTRATORE DI SISTEMA IN AMBITO SANITARIO
    Unipegaso - Online
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    RISONANZA MAGNETICA















    Master 1° livello in Specialista nell’ottimizzazione e sviluppo di apparecchiature, sequenze e tecniche di studio di Risonanza Magnetica
    Università di Firenze
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    Master 1° livello in Tecniche e Gestione di Risonanza Magnetica (MARIMA)
    Università Carlo Cattaneo LIUC (Castellanza)
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    Master 1° livello in Risonanza nucleare magnetica: Apparecchiature e protocolli diagnostici
    Università di trieste
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    Master 2° livello in Metodiche avanzate di neuroimaging
    Univeristà di Salerno
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    Master 1° livello in Risonanza nucleare magnetica: Competenze specialistiche in RM per il TSRM
    Università di genova
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    ECOGRAFIA















    Master 1° livello in Tecniche di Ecografia Cardiovascolare
    Università degli studi Milano-Bicocca
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    Master 1° livello in Tecniche di Ecografia Cardiaca e Vascolare
    Università degli studi di Milano
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    Master 1° livello in Tecniche Ecocardiografiche
    Università di Firenze
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    Master di I livello in Tecniche in Ecocardiografia
    Università dell'Aquila
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    Master 1° livello in ECOGRAFIA: TECNICA, ANATOMIA ED APPLICAZIONE CLINICA
    Unipegaso - Online
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    SENOLOGIA















    Master 1° livello in Tecniche e Gestione di Senologia (TESEN)
    Università Carlo Cattaneo LIUC (Castellanza)
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    Master 1° livello in SENOLOGIA PER LE PROFESSIONI SANITARIE
    Università di Torino
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    INTERVENTISTICA















    Master 1° livello in Radiologia Vascolare, Interventistica e Neuroradiologia
    Università di Bologna
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    GESTIONE E COORDINAMENTO












    Master 1° livello in Funzioni di coordinamento nell'area radiodiagnostica, radioterapica e di medicina nucleare
    Università di Rieti / Roma
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    Master di 2° livello in Dirigenza, Docenza e Ricerca nelle Professioni Sanitarie
    Università di Rieti / Roma
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    VARIE











    Master in Radioterapia Oncologica: aspetti tecnologici, terapeutici e dosimetrici.
    Università di Firenze
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    Master in Scienze tecniche applicate alla fisica sanitaria
    Università La Sapienza, Roma
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    Master in Scienze forensi
    Università di Pavia



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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”



















    Riduzione degli artefatti da metallo nelle sequenze 2D e 3D



    SEMAC vs MAVRIC



























    Daniela Picarella



    U.O.C Ospedale G. Fracastoro, San Bonifacio, Verona



    Dipartimento di Diagnostica per Immagini



    mandye[chiocciolina]tiscalinet.it










    Riassunto
    In Risonanza Magnetica (MR) uno dei limiti più rilevante è da sempre la notevole sensibilità agli artefatti da metallo.
    Le complicanze cliniche legate alle protesi metalliche sono note e relativamente frequenti (reazioni infiammatorie da corpo estraneo, infezioni lievi fino all’ascessualizzazione intracavitaria, dislocazioni del presidio ortopedico).
    Più frequente è altresì la necessità di valutare lo stato anatomo-funzionale dell’articolazione e quindi l’uso clinico della MR. La necessità di studiare e migliorare l'imaging dei tessuti molli e dell'osso in pazienti con protesi articolari metalliche ha portato ad implementare, da parte di General Electric (GE), la classica tecnica SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) con una nuova tecnica di studio, MAVRIC (Multiple Acquisition with Variable Resonances Image Combination).
    In questo elaborato verrà eseguita una revisione degli articoli di maggior interesse, andando ad analizzare e confrontare le caratteristiche delle maggiori tecniche di soppressione degli artefatti da metallo; da quella classica come la tecnica SEMAC, ovvero sequenze 2D Rapid Acquisition Spin Echo che oltre al gradiente lungo l’asse Z durante la lettura del segnale che va a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute alla presenza di metallo, aggiunge una codifica di fase, la quale corregge le distorsioni tra le slice contigue. A quella di più recente introduzione come la tecnica MAVRIC, che si avvale di acquisizioni 3D Rapid Acquisition Spin Echo, non-slab-selective, con multiple eccitazioni del volume a diverse frequenze di trasmissione RF, le quali vengono inviate durante il delay-time di un TR. I dati provenienti dalle varie eccitazioni successivamente vengono sommati nel dominio spaziale, per ottenere l’immagine finale senza la presenza di distorsioni.
    Al termine dell’analisi effettuata possiamo comprendere quanto sia stata importante l’implementazione della nuova tecnica di soppressione degli artefatti da metallo, MAVRIC; la quale porta innumerevoli vantaggi nell’imaging MR dei pazienti portatori di protesi metalliche, soggetti a patologie dell’osso e dei tessuti molli peri-protesici, non valutabili con le sequenze convenzionali.
    Parole chiave
    Artefatti da metallo, suscettività magnetica e disomogeneità del campo magnetico, correzione della distorsione, SEMAC, MAVRIC.
    Introduzione
    Negli ultimi anni sono state messe a punto numerose procedure, atte a ridurre gli artefatti da metallo in MR, le quali intervengono sui parametri di scansione al fine di limitare il più possibile le distorsioni nell’immagine; esse prendono l’acronimo MARS (Metal Artifact Reduction Sequence).
    I protocolli MARS si basano sull’esecuzione di sequenze FSE T1 e T2 pesate ove l’incremento del treno d’echi determina una riduzione degli artefatti da suscettività magnetica. Ulteriori parametri da gestire sono la matrice che deve essere elevata e l’aumento della banda di readout (Bandwidth). Tuttavia l’incremento di questo delicato parametro, porta come conseguenza un calo piuttosto netto del rapporto segnale/rumore (SNR).
    Per questo motivo si è tentato di risolvere il problema alla base, con l’introduzione di sequenze innovative, realizzate appositamente per le protesi e gli impianti in metallo. Da qui l’introduzione nel 2011 della tecnica VAT (View Angle Tilting); ovvero delle semplici sequenze Rapid Acquisition Spin Echo, con un lobo di gradiente aggiuntivo lungo l’asse Z durante la lettura del segnale, atto a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute al metallo; questo corregge gran parte delle distorsioni in-plane (piano XY) ed in seguito, da parte di General Electric (GE), delle più innovative SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) e MAVRIC (Multiple Acquisition with Variable Resonances Image Combination).
    Tecnica e Metodologia
    Gli artefatti rappresentano un problema ben noto e comune alle moderne tecniche di (ecografia, CT, MR).
    Nella MR i possibili artefatti sono in realtà più numerosi rispetto a quanto avviene con altre modalità di immagine e per questo motivo è importante che vengano riconosciuti, per evitare errori nella interpretazione delle immagini e per poter intervenire limitandone la loro influenza.
    Per artefatto in MR si intende la presenza d’intensità di segnale che non corrisponde alla distribuzione spaziale dei parametri del tessuto o dei tessuti nello strato acquisito. Esistono diverse classificazioni, che spesso li distinguono in artefatti dovuti al software, all’hardware, al movimento del paziente. Un altro tipo di classificazione si basa invece sul processo di codifica del segnale, che avviene secondo le tre direzioni di codifica di fase, della sequenza e della selezione dello strato. Questa classificazione ha il suo presupposto nel fatto che nella realizzazione di un artefatto un contributo importante viene dato dal processo di codifica del segnale; inoltre, questa classificazione ha il vantaggio di rendere più agevoli il riconoscimento e la comprensione del tipo di artefatto e di consentire un approccio per la loro eliminazione.

    Tabella 1: Classificazione degli artefatti in base alla codifica del segnale MR.
    Uno tra questi artefatti, indipendente dalle direzioni della codifica del segnale, è l’artefatto da suscettività magnetica.
    Un artefatto da suscettività magnetica è causato dalla presenza di un qualche oggetto nel FOV con una suscettività magnetica molto alta o molto bassa. La suscettività magnetica di un materiale (detta anche permeabilità magnetica) è una misura della variazione del campo magnetico all'interno del materiale rispetto al campo esterno. Materiali diamagnetici esibiscono al loro interno un campo magnetico leggermente inferiore rispetto a quello che verrebbe misurato in assenza dell'oggetto, mentre i materiali paramagnetici esibiscono un campo di poco superiore. I materiali ferromagnetici esibiscono un campo magnetico molto più intenso.

    Figura 1: A sinistra campo magnetico omogeneo e a destra campo magnetico distorto per la presenza di un oggetto con alta suscettività magnetica.
    L'immagine nella finestra grafica mostra una regione con un campo magnetico omogeneo nel quale è stato posto un oggetto con un'alta suscettività magnetica. Il risultato è che le linee di campo magnetico curvano all'interno dell'oggetto. Di conseguenza, il campo sarà più intenso o più debole al variare della posizione intorno all'oggetto. Questa distorsione si ripercuote sul campo magnetico statico Bo, sul campo magnetico a radiofrequenza B1 e sui gradienti di campo. Spesso l'artefatto da suscettività è causato da metalli come il titanio o l'acciaio inossidabile presenti all'interno del corpo; questi oggetti sono causa di ulteriori artefatti, come quelli da disomogeneità del campo magnetico. E’ il tipico artefatto causato dalla presenza di materiale conduttivo (metalli) e si osserva in presenza di protesi metalliche, clip chirurgiche, protesi dentarie, ortopediche, ecc. Se queste strutture o impianti sono costituiti da materiale non magnetici, l’effetto negativo sulle immagini è poco evidente; peraltro, se si tratta di materiali ferromagnetici, si produce marcata distorsione dell’immagine, con aspetti molto variabili (a seconda dell’oggetto metallico), ma che in linea generale consiste in una zona più centrale con assenza del segnale (e quindi nera), circondata da una banda asimmetrica con elevato segnale.

    Figura 2: Artefatto da metallo. Esame MR del ginocchio; sequenza FSE 3D, piano sagittale. La presenza di vite metallica determina un artefatto a livello della meta epifisi tibiale, caratterizzato da una zona di assenza di segnale con contorni iperintensi.
    L’aspetto dell’artefatto è dipendente anche alla sequenza impiegata, essendo più evidente nelle acquisizioni T2 e, soprattutto, nelle acquisizioni con sequenze con echo di gradiente (GRE). A differenza degli altri tipi di artefatti, vi è limitata possibilità di ridurre l’artefatto; può essere utile ridurre le dimensioni dei voxel, invertire le direzioni di codifica del segnale, preferire l’utilizzo di sequenze Spin-Echo (SE) e Turbo Spin-Echo o Fast Spin-Echo (TSE/FSE) in quanto, utilizzando sequenze con echo di gradiente, gli artefatti risultano particolarmente intensi.
    Oggetti metallici come le protesi articolari, provocano ampie zone focali di perdita di segnale con distorsione dell’immagine anche nei tessuti circostanti, rendendo così l’immagine non diagnostica.
    Il ruolo della MR nei pazienti portatori di protesi articolari metalliche è quello di identificare eventuali raccolte
    peri-protesiche fluide (ipointense in T1 ed iperintense in T2) il cui aspetto può essere variabile in base all’incremento della densità per una quota corpuscolata settica o per la presenza di componenti solide tissutali sia nell’ambiente
    peri-articolare che nell’ambito delle strutture adiacenti, ed il grado di necrosi tissutale. Altro elemento semiologico importante da rilevare e la presenza di edema della spongiosa peri-protesica mediante le sequenze STIR. Il mezzo di contrasto endovenoso paramagnetico (chelati del gadolinio) può avere un ruolo nel tipizzare l’eventuale presenza di alterazioni neoplastiche nell’ambito delle parti molli peri-protesiche.
    Va tuttavia ricordato che attraverso l’utilizzo di apparecchiatura multislice è possibile eseguire acquisizioni volumetriche ad altissima risoluzione (slice inferiore al mm) con produzione di ricostruzioni multiplanari che possono risultare utili nell’identificare fenomeni di osteolisi peri-protesica non visibili all’esame radiologico.
    L’evoluzione tecnologica ha portato all’introduzione di due tecniche appositamente studiate per l’imaging peri-protesico, nello specifico SEMAC e MAVRIC.
    La tecnica SEMAC (Slice Encoding for Metal Artifact Correction) è una sequenza 2D Rapid Acquisition Spin Echo che eccita slice 2D, eseguendo una codifica 3D ed utilizza un angolo di inclinazione per ridurre le distorsioni nel piano; la tecnica applica il principio del VAT (View Angle Tilting).
    La sequenza VAT, è una semplice Rapid Acquisition Spin Eco in grado di compensare le distorsioni in-plane, più precisamente quelle lungo la direzione di lettura. Contemporaneamente al convenzionale gradiente di read-out, viene applicato un ulteriore gradiente lungo la direzione della selezione di slice (asse Z). La sua ampiezza è uguale a quella applicata durante l'impulso di eccitazione RF. Questo ulteriore gradiente VAT aggiuntivo causa il trascinamento dei pixel di un immagine, come se la slice fosse proiettata da un altro punto di vista. Esso in pratica porta indietro tutti gli spin eccitati all'interno della larghezza di banda RF e locali effetti
    off-resonance vengono annullati perfettamente; quindi, lo spostamento dei pixel in direzione di lettura è pienamente compensato.
    Tuttavia, il VAT può causare blurring o sfocatura dell'immagine causata dalla proiezione della slice; questo effetto può essere ridotto utilizzando sezioni a strato sottile e una risoluzione elevata o avvalendosi di un filtro passa-basso.
    La sequenza SEMAC, oltre all’attivazione di un gradiente lungo l’asse Z (pur trattandosi di scansioni 2D) durante la lettura del segnale che va a rifasare gli spin soggetti a variazioni dovute alla presenza di metallo, aggiunge un tipo particolare di codifica di fase, la quale corregge le distorsioni tra le slice contigue (through-plane). Anche se il gradiente di compensazione VAT sopprime la maggior parte delle distorsioni nel piano, la codifica di fase z risolve completamente i profili di eccitazioni alterati che causano distorsioni tra le slice adiacenti.

    Figura 3: In alto diagramma temporale di una sequenza VAT. In basso diagramma temporale di una sequenza SEMAC.
    Durante l'acquisizione delle immagini, il metallo induce disomogeneità del campo determinando profili di eccitazione distorti della slice (evidenziati in diversi colori nella figura 4). Per ogni slice, il profilo di eccitazione distorto viene risolto con la codifica di fase z.
    Durante la ricostruzione dell'immagine, i segnali delle diverse slice eccitate sono ricombinati voxel per voxel in modo che le distorsioni tra le sezioni contigue vengano completamente corrette.

    Figura 4: Illustrazione della correzione delle distorsioni through-plane nella tecnica SEMAC.
    La larghezza di banda RF nella sequenza SEMAC è un importante parametro di scansione che determina un compromesso tra la soppressione delle distorsioni in-plane e quelle through-plane. Questo metodo, infatti, utilizza una elevata banda di read-out (Bandwith) per ridurre al minimo la finestra di acquisizione temporale (dwell-time) e ridurre la sfocatura. La tecnica SEMAC permette di non richiedere un hardware aggiuntivo e può essere installata ed utilizzata su tutte le apparecchiature MR.
    Il metodo MAVRIC, invece, si avvale di acquisizioni 3D Rapid Acquisition Spin Echo e aiuta a ridurre gli artefatti sia
    in-plane e sia tra le slice contigue dovuti alla presenza di metalli che causano distorsioni in un’ immagine rispetto alle tecniche di imaging MR convenzionali.
    E’ una tecnica non selettiva di strato, con multiple eccitazioni del volume a diverse frequenze di trasmissione RF.
    Le differenti onde RF vengono inviate durante il delay-time di un TR, così come avviene in una classica acquisizione multislice 2D. I dati provenienti dalle varie eccitazioni successivamente vengono sommati nel dominio spaziale in modo da ottenere l’immagine finale libera da distorsioni.

    Figura 5: Disposizione delle diverse radiofrequenze in un TR MAVRIC. Le immagini rappresentate con colori diversi corrispondono alle differenti onde RF.
    Nel metodo MAVRIC viene applicata una codifica di fase anche nella direzione di strato, e successivamente viene attivata una selezione di slab mediante un’estensione del metodo VAT alla codifica 3D per evitare l’artefatto di aliasing o ribaltamento.
    Durante il processo di ricostruzione che combina le varie eccitazioni, viene applicato un algoritmo di de-blurring che permette di migliorare ulteriormente la risoluzione all'interno dell'immagine combinata. In sequenze convenzionali, gli impianti metallici causano grave distorsione rendendo impossibile valutare i tessuti molli attorno all'impianto, la tecnica MAVRIC è stata progettata oltre che per ottenere un elevato rapporto segnale rumore (SNR), tale da migliorare la qualità delle immagini vicino a dispositivi metallici, anche per monitorare eventuali reazioni avverse, come l’infiammazione, in pazienti portatori di protesi metalliche. Questa opzione è disponibile su MR 1.5 T e 3.0 T di GE Healthcare.
    Discussione
    Due sequenze recentemente sviluppate, SEMAC e MAVRIC, hanno dimostrato di ridurre in modo significativo la suscettibilità agli artefatti vicino ad impianti metallici. Questi due metodi, che sono entrambi basati su tecniche di imaging FSE, sono concettualmente molto simili nonostante le differenze nell'attuazione.
    Nel lavoro di C. A. Chen et al. del 2010, è stato valutato quanto e come l’artefatto da metallo influenza le immagini acquisite con tecnica SEMAC e MAVRIC, rispetto a quelle acquisite con la tecnica convenzionale FSE. Inoltre sono state confrontate le loro capacità nel misurare accuratamente la geometria in presenza di metalli in pazienti con protesi totali di ginocchio (TKR).
    Lo studio MR del ginocchio è stato acquisito sul piano sagittale con apparecchiatura MR GE Signa HDx 1.5 T con bobina per ginocchio a 8 canali. Tutte le immagini sono state acquisite con banda di ricezione (BW) ± 125 kHz, spessore di strato 3 mm e matrice 320x256. Il campo di vista (FOV) è stato adeguato per le dimensioni del ginocchio. La sequenza FSE è stata acquisita con il tempo di ripetizione/tempo di eco (TR/TE) = 3000/6.4ms, numero di medie (NEX) = 2, numero di fette = 36, lunghezza del treno di echi (Echo Train Lenght o ETL) = 8 e un tempo di acquisizione di circa
    5 minuti. SEMAC è stata ottenuta con TR/TE = 3446/11.3ms, NEX = 0.5, 2x sistema di auto calibrazione imaging parallelo (Autocalibrating Reconstruction for Cartesian imaging o ARC ), 36 fette, ETL = 8 msec e un tempo di scansione di circa 08:23 minuti. Infine, MAVRIC è stata acquisita con TR/TE = 3650/39.6ms, NEX = 0.5, 2x ARC, 40 fette, ETL = 24 e un tempo di scansione medio di 11:23 minuti.

    Figura 6: Esame MR del ginocchio con TKR a 1.5 T, piano sagittale. Nelle immagini SEMAC e MAVRIC, la distorsione presente nell’immagine FSE (freccia) e indotta dalla presenza di protesi metallica, è corretta.
    Inoltre gli artefatti presenti (punta freccia) sono ridotti, i quali limitano il valore diagnostico delle immagini FSE.
    In tutti i compartimenti articolari metallici, SEMAC e MAVRIC sono risultati entrambi significativamente migliori per la riduzione degli artefatti rispetto alla sequenza FSE. Le due tecniche innovative hanno dato misurazioni più accurate riguardo la geometria dell’impianto. Lo studio ha dimostrato inoltre che SEMAC e MAVRIC consentono una migliore valutazione dell'osso e dei tessuti molli circostanti alla protesi metallica nel ginocchio.

    Tabella 2: Deviazione standard (%) tra oggetto reale e misurazioni della geometria protesica effettuate con tecnica SEMAC e MAVRIC rispetto alla FSE.
    Nella tabella sono riportate le componenti anatomiche femorali e tibiali e uno spaziatore in materiale plastico.
    Per quanto analizzato, le due tecniche presentano delle sostanziali differenze, con relativi vantaggi e svantaggi.
    La tecnica MAVRIC risulta più sensibile agli artefatti da ribaltamento, che in SEMAC vengono evitati mediante l'uso di un gradiente di selezione z durante l'applicazione RF.

    Figura 7: MAVRIC e SEMAC proprietà spettrali/spaziali.
    L'immagine nella finestra grafica mostra le differenti proprietà spettrali/spaziali delle due innovative tecniche di soppressione degli artefatti da metallo, MAVRIC e SEMAC.
    Le due tecniche applicano differenti impulsi RF e modalità spettrali; MAVRIC applica sovrapposizione RF Gaussiana senza l'uso di un gradiente di selezione ed i profili spettrali sono spazialmente indipendenti. SEMAC, invece, applicando un gradiente di selezione z genera profili di eccitazione strettamente ravvicinati ed inclinati lungo l'asse della codifica di frequenza.

    Figura 8: Esame MR della caviglia con presenza di vite a 3 T. a, d) Immagini 2D FSE, piano sagittale e coronale.
    b, c) Immagini MAVRIC. c, f) Immagini SEMAC.
    Nella figura sopra riportata si nota come le distorsioni individuate nelle immagini 2D FSE (a, d) siano chiaramente corrette in entrambe le acquisizioni multispettrali 3D (b, c, e, f). Inoltre, l' artefatto di aliasing trovato nelle immagini MAVRIC (b, e) viene completamente rimosso in quelle acquisite con tecnica SEMAC (c, f).
    Le due tecniche si differenziano inoltre nella modalità di acquisizione delle immagini: SEMAC è una tecnica 2D multislice mentre MAVRIC è puramente volumetrica 3D, pertanto permette un elevato rapporto segnale rumore (compensando l’inconveniente di un alta bandwidth), consente di ottenere ricostruzioni multiplanari mediante un elevata risoluzione spaziale nei tre piani (anche con voxel isotropico).
    Le due tecniche innovative a causa dell’aggiunta di una codifica lungo l’asse z presentano un tempo di scansione elevato fino a circa il doppio rispetto alle sequenze convenzionali FSE pur utilizzando algoritmi di parallel imaging e nello specifico il metodo ARC.
    Conclusioni
    La riduzione degli artefatti da metallo e di conseguenza i miglioramenti della qualità iconografica nell’imaging MR, dei pazienti portatori di protesi metalliche, sono dovuti principalmente alle implementazioni di numerose procedure, le quali intervengono sui parametri di scansione al fine di limitare il più possibile le distorsioni nell’immagine e, successivamente, all’introduzione di tecniche innovative realizzate appositamente per risolvere i problemi quando ci troviamo di fronte ad uno studio MR di tali pazienti.
    Si è passati dal più semplice metodo MARS alle innovative tecniche di soppressione degli artefatti da metallo, SEMAC e MAVRIC, le quali hanno portato notevoli miglioramenti e vantaggi nell’imaging MR dei pazienti portatori di protesi metalliche, risultando utili nell’identificare eventuali patologie dell’osso e dei tessuti molli peri-protesici, non valutabili con le sequenze convenzionali.
    Pertanto attraverso la conoscenza dei vantaggi e svantaggi di entrambe le tecniche, è possibile capire il riscontro che esse avranno nella pratica clinica.
    Bibliografia
    [1] Kolind SH et al. “Quantitative evaluation of metal artifact reduction techniques” JMRI 20:487–495 (2004)
    [2] Christina A. Chen et al. “New MR Imaging Methods for Metallic Implants in the Knee: Artifact Correction and Clinical Impact” JMRI 33:1121–1127 (2011)
    [3] Daniel BL et al. “The use of view angle tilting to reduce distortions in magnetic resonance imaging of cryosurgery” JMRI 18:281–286 (2000)
    [4] Suh JS et al. “Minimizing artifacts caused by metallic implants at MR imaging: experimental and clinical studies” AJR 171:1207–1213 (1998)
    [5] White LM et al. “Complications of total hip arthroplasty: MR imaging-initial experience” Radiology 215:254–262 (2000)
    [6] Schenck JF “The role of magnetic susceptibility in magnetic resonance imaging: MRI magnetic compatibility of the first and second kinds” Med Phys 23:815–850 (1996)
    [7] Olsen RV et al. “Metal artifact reduction sequence: early clinical applications” Radiographics 20:699–712 (2000)
    [8] Brian A. Hargreaves et al. “Accelerated Slice Encoding for Metal Artifact Correction” JMRI 31:987–996 (2010)
    [9] Ramos-Cabrer P et al. “MRI of hip prostheses using single-point methods: in vitro studies towards the artifact-free imaging of individuals with metal implants” MRI 22:1097–1103 (2004)
    [10] Butts K et al. “Reduction of blurring in view angle tilting MRI” MRM 53:418–424 (2005)
    [11] Wenmiao Lu et al. “SEMAC: Slice Encoding for Metal Artifact Correction in MRI” MRM 62:66–76 (2009)
    [12] K. M. Koch et al. “Imaging Near Metal with a MAVRIC-SEMAC Hybrid” MRM 000:000–000 (2010)
    [13] Catherine L. Hayter et al. “MRI After Arthroplasty: Comparison of MAVRIC and Conventional Fast Spin-Echo Techniques” AJR 197:W405–W411 (2011)
    [14] Brian A. Hargreaves et al. “Metal-Induced Artifacts in MRI” AJR 197:547–555 (2011)
    [15] K.M. Koch et al. “Magnetic Resonance Imaging Near Metal Implants” JMRI
    32:773–787 (2010)
    [16] Kevin M. Koch et al. “A Multispectral Three-Dimensional Acquisition Technique for Imaging Near Metal Implants” MRM 61:381–390 (2009)
  16. Luca Bartalini
    La tecnica di trasferimento di magnetizzazione in risonanza magnetica trova varie applicazioni sia nella routine clinica che negli studi avanzati. L'obiettivo di tale tecnica, come dice il nome stesso, è quello di indurre un passaggio di magnetizzazione fra strutture molecolari che hanno caratteristiche fisiche diverse, utilizzando impulsi RF dedicati aggiuntivi a quelli standard previsti dalla sequenza. Generalmente trattiamo di impulsi spettralmente selettivi con BW ben definita ceduti ad ogni ripetizione (TR), come succede negli scanner clinici, oppure impulsi continui generati da bobine di trasmissione dedicate, come invece ritroviamo negli scanner avanzati o di ricerca.
    L'invio e la tipologia degli impulsi di radiofrequenza dedicati può variare molto in funzione della tecnica specifica utilizzata. Possiamo infatti riconoscerne tre:
    1) Tecnica off resonance
    2) Tecnica in resonance binomiale
    3) Tecnica in resonance trinomiale
    Per semplicità verrà illustrata successivamente solo la tecnica OFF resonance.
    Per comprendere il processo di trasferimento, si possono riconoscere due grandi comparti all'interno dei tessuti biologici, basati ovviamente sul protone dell'idrogeno:
    A) Comparto libero (Free pool)
    B) Comparto legata (Bound pool)
    L'esempio principale per il comparto libero può essere il gruppo ossidrilico (-OH) legato alla molecola di acqua, caratterizzata da tempi T2 relativamente lunghi e banda spettrale ristretta (10-100Hz).
    Mentre per il comparto legato possiamo portare ancora l'esempio del gruppo ossidrilico legato ad una struttura macromolecolare. In questo caso invece trattiamo di tempi T2 brevi-ultrabrevi, non valutabili con sequenze di impulsi standard e banda di frequenze molto ampia (10-50KHz).
    Dalla figura successiva si nota chiaramente come la densità di protoni appartenenti ai due comparti sia molto diversa in funzione della banda spettrale.

    L'invio di un impulso RF off-resonance comporta una eccitazione e saturazione della ML del comparto legato, creando successivamente un trasferimento della magnetizzazione sui tessuti adiacenti appartenenti al comparto libero. In questo modo si induce una riduzione della magnetizzazione trasversa disponibile e, conseguentemente, del segnale con l'obiettivo di aumentare la risoluzione di contrasto. La caratteristica che deve avere l'impulso RF dedicato è quello di saturare selettivamente il comparto legato, lasciando più possibile intoccato quello libero,in modo da evitare perdite di segnale diretto non utile all'aumento del contrasto di immagine. Per questo la bandwidth, durata temporale, forma, amplificazione e frequenza di off-set dell'impulso MTC devono essere ponderate in funzione dell'obiettivo voluto.
    Le applicazioni pratiche di tale tecnica si ritrovano principalmente nello studio Angio-RM intracranico con tecnica 3D TOF, al fine di abbattere il segnale dei tessuti stazionari, con aumento della risoluzione di contrasto del sistema vascolare, specialmente dei piccoli vasi.

    Rispettivamente senza e con MTC.
    In questo caso specifico però la tecnica off-resonance porta ad avere un netto incremento del TR minimo con svantaggi nelle tempistiche di imaging. Vantaggi invece si hanno con le tecniche IN-resonance e con la nuova tecnica SVORF (Spatially Varying Off-Resonance Frequency) [3]
    Altre applicazioni si ritrovano nello studio delle placche di SM, nella differenziazione dei tumore con MDC, nelle sofferenze muscolari, compreso il miocardio, e nelle osteoartriti nel campo osteo-articolare. In quest'ultimo caso infatti, tramite l'utilizzo di sequenze GRE T2*, si ha una riduzione del segnale cartilagineo con mantenimento del segnale del liquido intrarticolare e conseguente incremento della risoluzione di contrato [3]

    Rispettivamente senza e con MTC
    Bibliografia
    [1] Matt. Bernstein et all. Handbook of MRI pulse sequences. (book)
    [2]de. Boer. Magnetization transfer contrast (part one). Philips Medical, Systems, Best the Netherlands (64-73)
    [3]de. Boer. Magnetization transfer contrast (part two). Philips Medical, Systems, Best the Netherlands (74-83)
  17. Luca Bartalini
    NOTE DI RESPONSABILITA'



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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

    ELENCO TESI














    Tesi completa













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  18. 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”
















    Tecnica DWI reduced-FOV



    FOCUS DWI



























    Ylenia Squizzato1



    1Radioterapia - Azienda Ospedaliera Sant’Anna di Como



    ylenia.squizzato[chiocciolina]hotmail.it;










    Riassunto

    La tecnica d’imaging pesato in diffusione (DWI) è ampiamente utilizzata per la rilevazione e la caratterizzazione di lesioni, la stadiazione dei tumori maligni e la valutazione dei trattamenti dei pazienti oncologici. Pur avendo un così largo impiego questa tecnica può presentare alcuni svantaggi nel momento in cui si vogliano studiare lesioni di piccole dimensioni che richiedano un’alta risoluzione spaziale. La DWI with FOCUS (FOV Optimized and ConstrainedUndistorted Single Shot) potrebbe rappresentare una tecnica in grado di poter ottenere immagini pesate in diffusione con alta risoluzione spaziale, riduzione della distorsione d’immagine e diminuzione di artefatti.
    La tecnica FOCUS DWI consiste in una sequenza Single Shot-Echo Planar Imaging (ss-EPI) costituita da un impulso di eccitazione 2D spatially-selectiveecho-planar RF seguito da un impulso di rifocalizzazione a 180°. Per mezzo di questa sequenza è possibile ridurre il Field Of View (FOV) lungo la direzione della codifica di fase e diminuire il numero di linee del k-spazio lungo tale direzione, permettendo di ottenere un imaging con una maggiore risoluzione spaziale a parità di tempo d’acquisizione. Inoltre la combinazione di un impulso 2D RF e un impulso RF di rifocalizzazionea 180° permette di ottenere un imaging single-shotblipped e contemporaneamente sopprimere il segnale proveniente dal grasso. La riduzione del campo di vista consente di abbreviare il tempo di applicazione del gradiente di lettura riducendo le distorsioni da disomogeneità del campo magnetico ad esempio dovute alla presenza di interfacce con proprietà differenti (e.g. tessuto-aria/tessuto-osso). L’imaging con FOCUS può essere utilizzato, come la DWI convenzionale, in combinazione con il parallelimaging, al fine di ridurre il tempo di echo (TE), e con respiro libero del paziente utilizzando il navigator triggering.
    La FOCUS DWI permette di migliorare la rivelazione di dettagli anatomici grazie ad una maggiore risoluzione spaziale, contrasto elevato fra tessuti diversi e meno effetti di suscettività magnetica rispetto alla DWI convenzionale.

    Parole chiave

    FOCUS DWI; Reduced FOV; 2DRF pulse; High spatial resolution

    Introduzione

    Le immagini pesate in diffusione (DWI, dall’inglese DiffusionWeightedImaging) evidenziano le variazioni della mobilità dei protoni dell’acqua in un tessuto biologico al fine di ottenere informazioni riguardanti la struttura e l'integrità del tessuto. Trovano ampia applicazione sia per lo studio del sistema nervoso centrale (encefalo, midollo spinale) sia dei distretti extracranici (prostata, pancreas, mammella).
    L’imaging DW con l’uso della tecnica Single ShotEcho Planar Imaging(SS-EPI) ha come caratteristiche l’estrema sensibilità al movimento lento della diffusione protonica e non risente in particolar modo, grazie all’acquisizione dell’intero k-spazio con un singolo impulso di eccitazione, di ghostingartifacts legati ad errori di fase indotti dal movimento [2,3]. Gli svantaggi del metodo SS-EPI sono la risoluzione spaziale relativamente bassa e il blurring dell’immagine lungo la direzione di codifica di fase (PE, phaseencoding) correlato ai lunghi tempi della codifica di lettura. Inoltre, questa sequenza è molto sensibile alle disomogeneità del campo magnetico statico (B0), causate ad esempio dalle variazioni di suscettività magnetica fra differenti interfacce come tessuto-osso e tessuto-aria, le quali inducono gravi distorsioni nell’immagine acquisita [2,3].La mancanza di un’adeguata risoluzione spaziale, la presenza di artefatti e distorsioni d’immagine diventano svantaggi molto importanti qualora possano portare alla perdita di informazioni diagnostiche importanti, ad esempio laddove si abbia bisogno di identificare piccole lesioni di varia natura o di studiare organi/strutture di piccole dimensioni.
    Recentemente, al fine di ottenere immagini DWI con una più alta risoluzione spaziale, di ridurre la durata della codifica di lettura necessaria per la formazione dell’immagine e, quindi, ridurre gli artefatti indotti dall’effetto off-resonance, sono stati introdotti metodi di riduzione del FOV. Lo scopo di questo lavoro è di descrivere la tecnica di riduzione del FOV chiamata FOCUS DWIimplementata sulle apparecchiature GE Healthcare.

    Tecnica e metodologia

    La compagnia General Electric Healthcare recentemente ha implementato una sequenza Reduced FOV chiamata FOCUS DWI (FOV Optimized and ConstrainedUndistorted Single Shot).
    La sequenza FOCUS DWI è basata,come le DWI convenzionali, su una tecnica Single-ShotEcho Planar Imaging(SS-EPI). Analogamente alla tecnica SS-EPI, essa prevede un riempimento del k-spazio di tipo lineare con una traiettoria di riempimento blipped.
    La tecnica FOCUS DWI utilizza come impulso di eccitazione una radiofrequenza bidimensionaleecho-planare per la selezione spaziale seguita da un impulso RF di rifocalizzazione a 180°. Questa tecnica permette di ridurre il FOV lungo la direzione di codifica di fase (PE, Phase-Encode) e in contemporanea di sopprimere il segnale proveniente dal grasso.







    Fig. 1: Forme d’onda di gradientie RF di un impulso bidimensionale.Gf e Gs rappresentano rispettivamente gli assi di gradiente fast e slow. Le linee tratteggiate indicano il timing tra le forme d’onda.
    L’impulso RF 2D echo-planare è costituito dalla combinazione di due funzioni sinc
    mono-dimensionali. Questa combinazione permette all’impulso di essere regolabile indipendentemente lungo le direzioni di codifica di frequenza spaziale (definite come kslow e kfast) e pertanto anche il campionamento del k-spazio risultaindipendente lungo gli assi. Tale indipendenza di campionamento è ottenuta grazie all’utilizzo di un riempimento lineare con traiettoria blipped analoga a quella dell’imagingecho-planare. Gli assi di coordinate spaziali “fast” e “slow” corrispondono, rispettivamente alle direzioni di codifica readout (RO) e blipped (ovvero PE, PhaseEncoding).












    Fig. 2: Traiettoria di riempimento del k-spazio.La traiettoria di riempimentoblipped dipende dalla forma d’onda dei gradienti lungo le direzioni fast e slow. I gaps presenti lungo la direzione slow del riempimento del k-spazio sono dovuti alla modulazione dell’impulso lungo questa direzione che comporta l’eliminazione delle relative linee. Questa eliminazione produce una diminuzione del tempo di esecuzione dell’impulso.
    L’indipendenza della modulazione dell’impulso lungo gli assi ortogonali del k-spazio offre la possibilità di eliminare delle linee del k-spazio, che non incidano sulla qualità dell’immagine risultante, lungo la direzione slow (come evidenziano i blips di ampiezza maggiore nella Fig. 2), producendo una riduzione del FOV lungo la PhaseEncoding (direzione che incide maggiormente sulla durata dell’impulso).
    All’inizio di ogni acquisizione viene acquisito uno scan di riferimento con i gradienti di phaseencoding dell’EPI disattivati. I dati dell’acquisizione di riferimento vengono usati per correggere gli artefatti da ghostingdovuti a discontinuità di fase e ampiezza fra le linee del k-spazio nella direzione di codifica di fase [3,8].












    Fig. 3: Rappresentazione delle direzioni di gradiente in riferimento al piano di acquisizione delle slices.
    La Fig.4mostra la simulazione del profilo di eccitazione per il grasso e l’acqua, assumendo un chemicalshift di 220 Hz a 1.5 T. La periodicità del profilo di eccitazione lungo la direzione PEdipende dal riempimento di tipo blipped del k-spazio lungo questa direzione [3]. La separazione spaziale (Ddcs) tra il profilo di eccitazione del grasso e dell’acqua lungo la direzione blipped (SS) oltre ad essere correlata alla modalitàdi riempimentodel k-spazio dell’impulso di eccitazione 2D (dipendente dal numero di blips, dalla durata del lobo del gradiente faste dall’estensione del k-spazio lungo la direzione blipped [3]) è anche dovutaall’effetto off-resonance tra grasso e acqua (chemicalshift).Al fine di rendere lo shifttra il profilo del grasso e ilprofilo dell’acqua maggiore, dovrò avere un maggior numero di blips e dunque un impulso 2D RF più lungo.Nell’impulso di radiofrequenza 2D lo spostamento Ddcs tra grasso e acqua (necessario per ottenere un’ottimale soppressione del segnale del grasso)è voluto ed anzi progettato affinché il profilo di eccitazione del grasso sia completamente al di fuori del profilo di eccitazione dell’acqua.




    Fig. 4: Simulazione del profilo di eccitazione per il grasso e l’acqua.
    La soppressione del grasso è particolarmente importante per l’ImagingEcho Planare, dove la componente del segnale proveniente dal grasso viene fortemente shiftata lungo la direzione di phase-encoding; ciò potrebbe generare indesiderati artefatti d’immagine.Dopo l’eccitazione RF 2D viene utilizzato un impulso di rifocalizzazione a 180° selettivo lungo la direzione PE, con gradienti crusher prima e dopo l’impulso.












    Fig. 5: Diagramma temporale della sequenza SS-DWEPI.
    Nel diagramma temporale riportato in Fig. 5, ACQ rappresenta il campionamento digitale del segnale MR. Il gruppo iniziale di campionamenti rappresentati sulla linea ACQ tra il gradiente di rifasamento per la selezione della slice e il primo gradiente di diffusione raccoglie tre echi per la correzione di fase. I gradienti di selezione della slice, indicati dalle frecce in figura 1, sono applicati nella direzione di slice per produrre eccitazioni a 90° e nella direzione di fase per entrambi gli impulsi RF di rifocalizzazione a 180°. L’impulso RF a 90° e il primo impulso RF a 180°vengono utilizzati per ridurre il FOV lungo la direzione di codifica di fase limitandone le dimensioni. Poiché l’impulso di rifocalizzazione satura il segnale all’esterno della slice, un approccio di eccitazione del volume interno di tipo standard permetterebbe solamente un’acquisizione non interleaved (non efficiente) della singola slice. Al fine di ottenere un’acquisizione interleaved è stato introdotto un secondo impulso selettivo a 180° lungo la codifica di fase immediatamente dopo la lettura del segnale EPI per recuperare la magnetizzazione nelle slices esterne alla slice acquisita. L’impulso RF è seguito da un gradiente di spoiling per eliminare ogni residuo di magnetizzazione trasversale.
    In tabella 1è riportato un confronto fra i parametri di acquisizione del metodo FOCUS versus DWI convenzionale per l’acquisizione di uno studio assiale della prostata.








    Tabella 1: Confronto parametri di acquisizione fra FOCUS DWI e conventional DWI per lo studio della prostata.

    Discussione

    La tecnica FOCUS con l’utilizzo di un impulso 2D RF è in grado di acquisire immagini in diffusione ad alta risoluzione con riduzione di artefatti. Grazie alla possibilità di ridurre il numero di linee del k-spazio lungo la direzione di codifica di fase, il che si traduce in immagini con dimensioni del FOV ridotto caratterizzate da untempo di readoutminore e in una maggiore bandwidth lungo la dimensione di phase-encode, si ottengonoimmagini ad alta risoluzione spaziale. Inoltre la riduzione del tempo di readout ha come conseguenza diretta la riduzione degli artefatti d’immagine come blurring e pixel misregistration [7].
    L’aumento di risoluzione spaziale rispetto alla tecnica SS-EPI full-FOV è strettamente connesso alla riduzione delle dimensioni del voxel. Pur avendo come compromessol’abbassamento del rapporto segnale rumore (SNR)è da sottolineareil fatto che le dimensioni minori del voxel comportano una considerevole diminuzione degli artefatti da volume parziale, aspetto molto importante qualora si debbano indagare regioni anatomiche di piccole dimensioni come ad esempio il midollo spinale che risente fortemente di questo artefatto soprattutto all’interfaccia con il fluido cerebrospinale [3]. L’imagingdiffusionweighted con FOCUS fornisce immagini ad alta risoluzione spaziale e con minori effetti di suscettività rispetto alla conventional DWI, fondamentale nella ricerca didettagli anatomici opiccole strutture intra-tumorali. L’acquisizione con un FOV asimmetrico è particolarmente adatta all’imaging con sezioni sagittali (esempio midollo spinale(Fig. 7)), poiché le strutture anatomiche sono più estese nella direzione superior-inferior rispetto alla direzione AP.












    Fig. 6: Confronto immagini.L’immagine “a” rappresenta un’acquisizione per la visualizzazione del midollo spinale con la tecnica DWI convenzionale; l’immagine “b”, invece, è un’acquisizione FOCUS DWI.
    La diminuzione del tempo di readout ottenuto con le tecniche FOCUS DWI gioca un ruolo fondamentale in tutti i casi in cui si indaghino distretti anatomici caratterizzati da movimenti dovuti al respiro, peristalsi, deglutizione, pulsatilità dei vasi o del liquido cerebrospinale al fine di ottenere immagini con una minore presenza di artefatti da movimento.












    Fig. 7:Confronto tra un’immagine del distretto prostatico acquisita con tecnica FOCUS DWI (sinistra) e tecnica DWI conventional (destra).Si evidenzia una maggiore risoluzione spaziale nell’immagine di sinistra con riduzione del FOV.
    Il metodo Reduced FOV SS-EPI eccita attivamente il minimo FOV utile per ottenere l’immagine della regione d’interesse. Riducendo il FOV si riduce il numero di linee del k-spazio necessarie, consentendo l’acquisizione d’immagini ad alta risoluzione pur mantenendo un tempo di scansione fisso. Infatti, Chao et al. [6], hanno riportato uno studio di confronto tra la qualità di immagine ottenuta con la tecnica full FOV ss-DW EPI e la tecnica rFOVss-DW EPI per tumori pancreatici e per tessuto pancreatico sano. In questo studio si evidenzia che lo score che descrive la qualità di immagine risultava significativamente più alto per l’imagingcon reduced FOV-ss DWI rispetto alle immagini full FOV ss-DW EPI. Inoltre, gli autori dimostrano un aumento della risoluzione spaziale di circa il doppio (da circa 3.0 mm/pixel to 1.25 mm/pixel) nell’imagingreduced FOV DW del pancreas [6].












    Fig. 8:Confronto tra un’immagine di uno studio del pancreas acquisita con tecnica DWI conventional (sinistra) etecnica FOCUS DWI (destra).La freccia indica un dettaglio intra-tumorale non visibile nell’acquisizione full-FOV DWI.
    Questo metodo non necessita d’impulsi che vadano a sopprimere le regioni al di fuori del volume eccitato in quanto l’impulso di eccitazione 2D eccita solo la parte del volume che si vuole utilizzare per l’imaging.
    Recenti studi [5] hanno dimostrato che la tecnica con riduzione del FOV migliora la valutazione clinica di varie patologie in differenti distretti anatomici come ad esempio i compartimenti della colonna vertebrale, aggiungendo valore clinico anche alla valutazione dei processi patologici come ad esempio infezioni, ischemia, demielinizzazione e neoplasie. Anche nei casi in cui è possibile raggiungere una diagnosi con il solo utilizzo d’imagingconvenzionale, Andre et al.[5] hanno dimostrato come l’aggiunta di questa tecnicagiochi un ruolo fondamentale in circa un terzo dei casi con patologia in quanto permetterebbe di incrementare la confidenza diagnostica, migliorare la diagnosi differenziale e dunque suggerire una diagnosi specifica.
    Nella tecnica FOCUS DWI si ottiene una migliore saturazione del grasso rispetto alla tecnica full FOV dato che le disomogeneità del campo magnetico statico sono maggiormente pronunciate con un FOV più ampio.Inoltre,l’impulso di radiofrequenza 2D è progettato al fine di garantire che i profili di eccitazione di grasso e acqua non si sovrappongano;ciò permetterebbe un’ottimale saturazione del grasso e di evitare che il segnale proveniente dal grasso venga fortemente shiftato lungo la direzione di phase-encoding e possa portare a indesiderati artefatti d’immagine. La combinazione di una migliore risoluzione spaziale rispetto alle DWI standard e una soppressione ottimale del grasso è di fondamentale importanza quando si vogliano studiare piccole lesioni riducendo il contributo negativo derivante da artefatti.
    La qualità dell’informazione diagnostica può essere ulteriormente migliorata combinando le potenzialità del metodo descritto siacon il ParallelImaging (metodo che permette di ridurre ulteriormente il numero di linee di scansione), sia con il navigator triggering, per ottenere maggiori informazioni di dettagli anatomici e alto contrasto tissutale in respiro libero.
    Da notare che oltre all’ImagingDiffusionWeighted può trarre benefici da questo metodo anche il DiffusionTensorImaging.La pesatura in diffusione viene applicata lungo tre direzioni ortogonali (con in aggiunta un’immagine con b value = 0); il metodo FOCUS si può facilmente estendere al DiffusionTensorImaging (DTI) incrementando il numero di DW directions da sei in su. La DTI convenzionale è limitata ad un’applicazione intracraniale e per distretti lontani dai seni paranasali e strutture ossee a causa delle distorsioni geometriche provocate dalle disomogeneità del campo magnetico presenti fra differenti interfaccia. L’applicazione del metodo FOCUS può essere utile per ottenere una DTI ad alta risoluzione di vari distretti anatomici, come strutture ben localizzate dell’encefalo, midollo spinale del tratto cervicale, nervo ottico, cuore o altri organi
    extra-cerebrali il cui uso era limitato dalla severità degli artefatti e delle distorsioni d’immagine[4].

    Conclusioni

    Le immagini pesate in diffusione basate sulla FOCUS DWI forniscono una più alta qualità d’immagine, maggiore risoluzione spazialee permettono di evidenziare maggiormente le lesioni rispetto alle SS-EPI riducendo le distorsioni geometriche, la sfocatura d’immagine e l’entità degli artefatti. Si prevede che
    FOCUS DWI avrà una potenziale utilità clinica come tecnica di DiffusionWeightedImaging ad alta risoluzione [2].

    Bibliografia

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    [5] J.B. Andre et al. “Clinical Evaluation of Reduced Field-of-View Diffusion-Weighted Imaging of the Cervical and Thoracic Spine and Spinal Cord”AJNR Am J Neuroradiol 33:1860–66(Nov 2012)
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  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”












    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.
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  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”
















    SODIUM RM



    VALUTAZIONE DELLA CARTILAGINE ARTICOLARE























    Anna Kulczycki Kostyk



    Servizio di Radiologia – CEMS Centro Medico Specialistico Verona



    anna.k.kostyk[chiocciolina]gmail.com














    1. Riassunto
    La Risonanza Magnetica è il gold-standard per la valutazione non invasiva della cartilagine articolare; garantisce informazioni sulla struttura, morfologia e composizione molecolare di questo tessuto. Per valutare la composizione biochimica della cartilagine sono state proposte molte tecniche, che studiano il collagene, la distribuzione di acqua (T2 mapping; MTC; DWI) ed i proteoglicani (dGEMRIC; T1 rho mapping; Sodium (23Na) MRI). La Sodium RM può determinare direttamente il contenuto di GAG (Glicosamminoglicani), che giocano un ruolo fondamentale nell’omeostasi cartilaginea. Questa tecnica è utile non solo per la valutazione dello stato di riparazione della cartilagine dopo tecniche chirurgiche, ma anche per predire uno stato di osteoartrite (OA). Negli ultimi anni sono stati innumerevoli gli sviluppi della Sodium RM come potenziale marcatore biologico nella valutazione della OA e come metodo di valutazione della riparazione cartilaginea post-chirurgica. Il sodio nei tessuti biologici mostra un tempo di rilassamento T2 molto breve, di conseguenza il rapporto segnale-rumore (SNR) è molto più piccolo, se comparato al segnale prodotto dai protoni di idrogeno. Le prime sequenze utilizzate, per acquisire il segnale del sodio, erano delle gradient echo 3D a riempimento cartesiano con un tempo di echo (TE) di 2 ms a 4T. Per migliorare l’SNR e ridurre il TE, sono stati proposti impulsi a radiofrequenza non selettivi, il partial echo e il variable echo time (vTE). Successivamente sono state introdotte le sequenze non cartesiane con tempo di echo ultra breve (UTE). In queste sequenze il TE breve è raggiunto grazie al campionamento radiale o spirale dei dati. Infine, sono state proposte le twisted projection imaging (TPI), da cui hanno preso spunto numerose altre tecniche come la FLORET (Fermat looped orthogonally encoded trajectories), una tecnica di riempimento 3D spiral out.
    2. Parole chiave
    Cartilagine articolare; (23Na) Sodium RM; FLORET;
    3. Introduzione
    Per una migliore comprensione della patologia cartilaginea e della rappresentazione che ne fornisce la Risonanza Magnetica (RM), è opportuno un breve riepilogo sia di quelle che sono le caratteristiche istologiche della cartilagine, sia delle principali proprietà del sodio in RM. La cartilagine ialina fornisce una superficie di rivestimento alle superfici articolari a basso attrito. Ha elevate capacità di resistenza meccanica ed è dotata di una notevole elasticità. I condrociti sono immersi in una matrice extracellulare costituita da acqua, fibre collagene e proteoglicani. I differenti orientamenti delle fibre collagene riflettono le differenti richieste funzionali dei diversi strati della cartilagine. In superficie uno strato compatto di fibre collagene si oppone sia alle forze da taglio, tangenti alla superficie articolare, che a quelle compressive, perpendicolari alla superficie articolare. Procedendo in profondità il differente orientamento delle fibre porta i vettori di forza a divenire man mano perpendicolari alla superficie della corticale ossea, garantendo maggiore possibile stabilità dal punto di ancoraggio profondo (tidemark) delle fibre collagene alla corticale ossea. Esiste poi un gradiente di concentrazione dei costituenti della matrice extracellulare. Risulta massimo il contenuto di proteoglicani e di acqua a livello dello strato tangenziale, mentre decresce procedendo in profondità. I proteoglicani hanno un ruolo fondamentale nell'attirare acqua all'interno della cartilagine grazie ai gruppi idrossilici dei glicosamminoglicani in essi contenuti. Questa idrofilia rende ragione dell'elevato contenuto di acqua della cartilagine che le fornisce la necessaria resistenza meccanica alle forze compressive. Lo studio RM della concentrazione di sodio all'interno della cartilagine articolare si basa sulla capacità da parte delle molecole di proteoglicani, cariche negativamente, di legare le molecole di sodio, cariche positivamente. Deplezioni del contenuto di proteoglicani, come si verifica in corso di osteoartrite, impoveriscono quindi la cartilagine articolare del fisiologico contenuto di sodio. Dapprima in vitro e successivamente anche in vivo è stato possibile con studi RM effettuati su macchine ad alto campo, preamplificate sulla frequenza del sodio e con l'utilizzo di bobine modulate sulla stessa frequenza, identificare zone di deplezione di sodio nel contesto della cartilagine articolare [1]. Il rapporto segnale rumore (SNR) della 23Na-MRI è molto minore di quello della 1H-MRI, in gran parte a causa della differente abbondanza di protoni di acqua e ioni di sodio nel corpo e anche a causa del rapporto giromagnetico più basso. La sensitività della RM del sodio è del 9.3% rispetto a quella dell'idrogeno; la concentrazione in vivo del sodio in una cartilagine femorale sana è circa 320 volte più bassa di quella dell'idrogeno. Tuttavia, nei tessuti biologici il sodio presenta un tempo di rilassamento trasversale (T2) molto corto. Come risultato di questi fattori, il rapporto segnale-rumore (SNR) del sodio nella cartilagine è circa 3.400 volte più piccolo, se comparato al segnale dell'idrogeno. Per questo motivo le immagini del sodio sono acquisite con basso SNR (10-40), bassa risoluzione spaziale (2-5 mm) e lunghi tempi di misurazione (10-30 min). Il sodio ha un numero di spin di 3/2, che rientra nelle specifiche proprietà per l'imaging di RM. In aggiunta al dipolo magnetico, il sodio presenta un momento quadrupolare, che emerge dalla distribuzione simmetrica e non sferica delle cariche elettriche nel nucleo. Quando un nucleo con un momento quadrupolare interagisce con un gradiente di campo elettrico, formato dagli elettroni circostanti il nucleo, avviene una interazione quadrupolare che, in questo caso, influenza le proprietà in RM del sodio. In base all'ambiente molecolare del sodio, sono possibili i seguenti quattro regimi di moto: 1- moto veloce isotropico, 2- moto lento isotropico, 3- moto veloce anisotropo e 4- moto lento anisotropo. Sono state proposte svariate sequenze per distinguere le differenti situazioni del sodio. Tuttavia, queste soffrono di un SNR ancora più basso rispetto alle immagini convenzionali di sodio. Nei tessuti biologici è possibile identificare i nuclei di sodio soltanto nei primi tre regimi di moto ed utilizzando l'imaging convenzionale del sodio è possibile distinguere solo due tipi di moto: veloce e lento. Il sodio nei fluidi è in moto veloce isotropico e l'interazione quadrupolare ha un valore medio pari a zero. In questa situazione sia il T1 (63 ms) e il T2* (34 ms) decadono in modo mono - esponenziale. Il sodio nei tessuti si trova anche in moto isotropico lento e in moto anisotropo lento. In questi casi l'interazione quadrupolare domina il rilassamento e il tempo di decadimento T1 e T2 è bi - esponenziale, con una componente T2*SHORT (0.9 ms), una componente T2*LONG (13 ms) e due componenti T1 simili (20 ms) [2].
    4. Tecnica e Metodologia
    A causa del tempo di rilassamento bi - esponenziale T2 molto corto del sodio nei tessuti, le sequenze adattate per acquisire immagini a corti tempi di echo (TE) risultano molto utili. Le prime immagini del sodio della cartilagine articolare in vivo sono state acquisite da Reddy et al. [3] utilizzando una sequenza gradient echo (GRE) 3D cartesiana con un TE di 2 ms a 4T. Per incrementare il SNR nelle immagini GRE, il TE può essere minimizzato utilizzando un impulso a radiofrequenza (RF) non selettivo e un gradiente di lettura asimmetrico (partial echo) (Fig 1).








    Fig. 1: Diagramma GRE 3D cartesiano non selettivo


    Per ridurre ulteriormente il TE nelle sequenze GRE, sono stati recentemente combinati nella sequenza vTE-GRE, un modello di inversione ottimale dei gradienti (switching) ed un treno di TE variabile (vTE), che riduce in modo dinamico il valore del TE nei pressi del centro del K-spazio. Le vTE utilizzano un campionamento cartesiano del K-spazio, ma il TE è accorciato grazie all’utilizzo di impulsi RF asimmetrici ed anche all’echo parziale. Il più grande vantaggio delle GRE cartesiane è la loro robustezza. Questo tipo di sequenze può essere utilizzato in unione alle tecniche di modulazione del contrasto d’immagine. Nello specifico, la soppressione del segnale a T2 lungo ed il preservare di quello a T2 breve, ha suscitato notevole interesse nella migliore valutazione dei tessuti a breve T2. Una semplice ed efficace tecnica è quella di acquisire due immagini a TE variabili, per poi attuare la sottrazione digitale d’immagine. L’immagine con il primo TE (ottenuta al TE minimo, tipicamente 0.1 ms) contiene il segnale proveniente da entrambe le tipologie di tessuto, sia a T2 breve, che lungo. (Fig. 2). L’immagine con il secondo TE (ottenuta a TE più lungo, tipicamente maggiore di pochi ms) contiene il segnale prevalentemente da tessuti a T2 lungo, poiché il segnale dei tessuti a T2 breve è in larga parte già decaduto. Sottraendo la seconda immagine dalla prima perciò, si produce un’immagine che mostra i tessuti a T2 breve. Grazie a questa tecnica, il contrasto T2 breve può essere modulato attraverso il TE variabile [4].








    Fig. 2: a) immagine a TE lungo; b) sottrazione d’immagine


    Tecniche di imaging più evolute, come le sequenze non cartesiane a tempo di echo ultra breve (UTE), possono acquisire le immagini del sodio con TE inferiori ad 1 ms. Le sequenze convenzionali, come le RARE (rapid acquisition with relaxation enhancement) e le GRE (gradient recalled echo), non possono essere utilizzate per generare tempi di echo inferiori al 1 ms. Utilizzando queste sequenze, la maggior parte del segnale delle componenti a T2 breve è già decaduto prima della formazione dell’echo. Le sequenze UTE, invece, utilizzano un impulso a RF breve ed acquisiscono i dati il prima possibile, appena finita l’eccitazione, grazie all’accensione del gradiente di lettura. La modalità del campionamento del K-spazio è dal centro alla periferia. La tipologia di UTE più frequentemente utilizzata per le immagini RM del sodio è di tipo 3D. Le immagini 3D vengono create con un impulso non selettivo, seguito da un’acquisizione 3D radiale (Fig.3). Il posizionamento corretto delle bobine, permette di ottenere un maggior segnale originato dalle strutture d’interesse. L’utilizzo di una bobina di superficie permette piccoli FOV della superficie anatomica senza ribaltamento delle strutture in profondità, di non interesse. Una limitazione dell’acquisizione radiale è che sono necessarie molte più acquisizioni per soddisfare il criterio di Nyquist, rispetto ad un riempimento cartesiano. Per aumentare ulteriormente l’efficienza, sono state proposte innumerevoli modifiche sul riempimento del K-spazio, che includono i metodi di proiezione twisted, spirale e a coni. [5]





    Fig. 3: diagrammi sequenza UTE e traiettorie del K-spazio. a-b) UTE 2D; c-d) UTE 3D.


    Una variante della sequenza UTE è la AWSOS (acquisition weighted stack od spirals). Le sequenze AWSOS utilizzano un’eccitazione selettiva, di durata variabile lungo la codifica di strato, e un gradiente di lettura a spirale per campionare un volume cilindrico nel K-spazio. Sebbene tutti questi metodi abbiano un’efficienza maggiore, rispetto all’acquisizione radiale, il gradiente di lettura risulta più lungo e si verificano degli artefatti da sfumatura. Un approccio alternativo per l’imaging dei tessuti con un tempo di rilassamento trasversale breve è l’applicazione di un impulso di lettura prima dell’eccitazione. L’impulso RF in questione si riferisce alla tecnica zero echo time (ZTE) ed è di tipo hard, se è breve; oppure alla tecnica SWIFT (sweep imaging with Fourier transformation), ed è modulato in frequenza, se è lungo. In alternativa, può essere utilizzato il sistema PETRA (pointwise encoding time reduction with radial acquisition), una tecnica cartesiana a singolo punto. Uno svantaggio comune a tutte queste tecniche è la scarsa versatilità di manipolazione del contrasto, sebbene sia possibile ottenere un contrasto T1 attraverso un impulso preparatorio di inversione.
    Con un impulso di inversione, le componenti a T2 lungo sono completamente invertite. Per le componenti T2 breve , alcuni spin si comportano come se fossero stati saturati dall’impulso di inversione, altri come se non avessero assolutamente risentito dell’impulso stesso. Quindi è bene tener presente che volendo saturare le componenti a T2 lungo, è possibile una saturazione residua delle componenti a T2 breve. Sebbene l’inversione sia difficile da attuare, la saturazione è ottenibile attraverso l’utilizzo di un impulso di RF lungo e potente. Se si considerano solo le componenti T2 breve, non sono nemmeno necessari i gradienti di crusher. Esistono diverse tecniche proposte da Tyler et al [6].
    Un altro approccio per la Sodium RM con un efficiente campionamento del K-spazio ed un buon SNR è il twisted projection imaging (TPI). Numerose tecniche hanno preso spunto dal TPI, come la tecnica FLORET. La collezione di dati nelle immagini RM con K-spazio 3D è importante in molte applicazioni. La traiettoria del K-spazio utilizzata per raccogliere questi dati può avere un impatto sostanziale sul tempo di scansione e sulla qualità d’immagine. Sono state sviluppate molte traiettorie 3D non cartesiane (alcune sono le twisted projection, VIPR (Vastly undersampled Isotropic PRojection), SOC (stack of cones), SOS (stack of spirals) Fig.4).












    Fig.4: a) FLORET; b) SOS.


    Vengono introdotti diversi benefici grazie all’utilizzo di questi metodi come la riduzione del tempo di scansione, la riduzione della sensibilità ad artefatti da movimento, la diminuzione del tempo di echo e la riduzione degli artefatti da aliasing. Quando viene progettata una nuova traiettoria, i punti chiave comprendono l’efficienza di campionamento del volume di K-spazio, il relativo SNR, l’espressione di artefatti da off-resonance, sottocampionamento, movimento, momento di gradiente, eddy currents, adattabilità a risoluzioni anisotropiche, FOV (field of view) e le proprietà di sottocampionamento relative all’utilizzo dell’imaging parallelo. Altri punti fondamentali sono l’implementazione ed il design. Il metodo FLORET (fermat looped orthogonally encoder trajectories), creato da traiettorie spirali 2D, appartiene ad un nuovo gruppo di traiettorie a rapido campionamento 3D del K-spazio in modalità centrica inversa. Esistono diversi modi di progettare una traiettoria FLORET, ma la maggior parte di questi, presenta una proprietà comune: tutto o parte del K-spazio è misurato due volte in direzioni ortogonali [7]. Durante ogni TR, un foglio del volume 3D è campionato proiettando la base della traiettoria spirale 2D in un cono, come illustrato in Fig.5.








    Fig.5: a) traiettoria spirale base 2D; b) la traiettoria viene convertita in forma 3D conica con un angolo “a” rispetto all’asse di riferimento, c) molte traiettorie combinate insieme.


    Il cono è concentrico rispetto un asse e definito dall’angolo α, misurato rispetto alla sua superficie, grazie ad un piano perpendicolare all’asse considerato. Questo concetto è simile al metodo SOC, qui però ogni foglio del volume è campionato con un unico cono. Inoltre, ogni foglio viene ruotato di un angolo beta rispetto l’asse di riferimento, in base ai fogli vicini. Il pacchetto di fogli creati sempre sullo stesso asse di riferimento, che giacciono sui coni formati modificando l’angolo alfa, è definito “hub”. Quindi ogni foglio di un “hub” è dato da un cono di angolo alfa ed è ruotato rispetto l’asse principale di un angolo beta. Ci sono molti modi per combinare questi “hub” 3D al fine di campionare una sfera nel K-spazio. La Fig.6 ne mostra quattro. Il primo è ottenuto utilizzando un angolo α0=90°, cosicché un singolo “hub” possa ricoprire completamente il K-spazio. Se α è prossimo a 90°, tuttavia, l’ampiezza totale dei gradienti è ridotta ed il metodo risulta meno efficiente. Nel secondo l’angolo α0=45° e due “hub” ortogonali vengono combinati per campionare completamente il K-spazio. Questo modo richiede lo stesso numero di fogli totali del primo modo, ma campiona alcune parti del K-spazio due volte. Il terzo modo presenta α0=36°, in cui tre “hub” ortogonali possono coprire completamente la sfera nel K-spazio. Se invece, si imposta α0=45° con tre “hub” ortogonali il quarto modo FLORET permette di campionare interamente la sfera di K-spazio due volte, in direzioni ortogonali, con delle piccole zone di transizione campionate addirittura tre volte [7].



    Fig.6: a) 1 “hub” con α0=90°; b) 2 “hub” ortogonali con α0=45°; 3 “hub” ortogonali con c) α0=36°, o d) α0=45°.
    Considerando un’impostazione standard di alcuni parametri, è possibile fare delle valutazioni di analisi sui potenziali benefici di utilizzo di questa metodica di riempimento.
    L’efficienza della traiettoria a singolo ”hub” è abbastanza alta, particolarmente a bassi α. L’ampio pitch della traiettoria nei pressi del centro del K-spazio, permette al gradiente di aumentare rapidamente e precocemente e di migliorare l’efficienza di campionamento. Con l’aumento di |α|, le traiettorie FLORET perdono efficienza, perché il gradiente nel suo insieme è ridotto. Questo è il motivo per cui , la gran parte delle metodiche FLORET presenta multipli “hub” ortogonali. In ogni caso, in quest’ultima configurazione l’efficienza FLORET è minore rispetto ad un “hub” singolo, a causa del sovracampionamento ortogonale. Spesso, con la riduzione del campionamento dovuto alle tecniche di imaging parallelo, l’efficienza migliora. Un altro aspetto dell’ampio pitch della traiettoria FLORET nelle vicinanze del centro del K-spazio è la leggera mitigazione del t2* e degli effetti off-resonance, comparabili però al riempimento SOS (stack of spirals). Due importanti fattori nelle traiettorie non cartesiane sono la velocità e il relativo SNR della pesatura dei dati. Come visibile in Tabella 1, la traiettoria SOS richiede il numero minore di fogli ed ha il SNR relativo più alto delle traiettorie considerate. La traiettoria 3-hub con α0=45° ha approssimativamente lo stesso SNR, ma richiede circa il doppio di fogli per coprire il K-spazio due volte. Questo rende la tecnica 3-hub efficiente la metà rispetto alla SOS, ma comparabile ad essa se la traiettoria SOS venisse portata al doppio della copertura. Le altre traiettorie FLORET richiedono meno fogli ma il loro SNR diminuisce. La traiettoria SOC (stack of cones) ha un SNR minore rispetto alla 3-hub ma richiede circa lo stesso numero di fogli per coprire il K-spazio un’unica volta. Questo suggerisce che la tecnica FLORET sia un’ottima alternativa alla tradizionale SOC, largamente utilizzata.
    Tabella 1:



    Un aspetto caratteristico di FLORET è il sovracampionamento il direzioni ortogonali. Questo crea proprietà interessanti in presenza di sottocampionamenti intenzionali (imaging parallelo). FLORET richiede il doppio dei fogli di SOS, ma per campionare 1/3 del volume o meno, è necessario all’incirca lo stesso numero di fogli per entrambe le traiettorie.
    Sotto diversi aspetti, FLORET è semplicemente una nuova forma della traiettoria SOC. Il metodo SOC affronta la sfida di combinare la densità di campionamento di ogni cono, con la densità di campionamento attraverso i coni, visto che quest’ultima varia sostanzialmente con il raggio del K-spazio. Per risolvere questo problema, è stata sviluppata una traiettoria che sotto-campiona i dati in ogni cono mentre si avvicina al centro del K-spazio. La struttura mette in fila traiettorie di coni adiacenti per riempire gli intervalli di campionamento, questo migliora le prestazioni. Tuttavia, la soluzione finale risulta ancora in una densità di campionamento piuttosto variabile, che comporta una riduzione del SNR e dell’efficienza (Fig.7).



    Fig.7: Densità di campionamento per le traiettorie FLORET (verde), SOS (rosso), and SOC (blu). L’ampiezza totale del gradiente è utilizzata per stimare a) Spazio intra-traiettoria, b) Inverso densità di campionamento, c) Spazio inter-traiettoria (b/a). Il valore di media è espresso con la linea piena, mentre il valore massimo con la linea tratteggiata.
    Un altro sostanziale vantaggio di FLORET è che il pacchetto di traiettorie è molto semplice da calcolare. Solo una singola traiettoria base è calcolata utilizzando tre parametri (FOV, risoluzione, e numero di fogli, grazie alle seguenti equazioni esplicitate da J. G. Pipe et al.[7]



    5. Discussione
    Il segnale dei tessuti è tipicamente multi esponenziale, considerando i protoni delle proteine e dell’acqua, strettamente legati alle proteine, che hanno un T2 di circa 10µs. Utilizzando le sequenze SE standard, i tessuti con un T2 significantemente più corto di 10ms non sono identificabili con i sistemi RM di base. In termini generali, l’imaging di tendini, legamenti, menischi, periosteo, osso corticale ed altri tessuti a breve T2, ha sempre riguardato strutture a basso o bassissimo segnale. Queste strutture sono ora identificabili attraverso le tecniche UTE (Fig.8).












    Fig. 8: cartilagine patellare


    La cartilagine ha un’alta frazione di componenti a T2 lungo, perciò può essere dimostrata con alto segnale sia utilizzando sequenze convenzionali, che le UTE. Tuttavia, con le sequenze UTE il segnale è ottenuto anche dalle componenti a T2 breve. È di particolare interesse lo strato calcificato di cartilagine, che viene coinvolto nella patogenesi di degenerazioni condrali. Le sequenze UTE si sono dimostrate sensibili alla presenza di uno strato di cartilagine calcificato, in larga parte grazie al T1 breve. Con la sottrazione o con l’applicazione di un impulso di preparazione, come un’Invertion Recovery singola o doppia, può essere ottenuto solo lo strato calcificato. I dati acquisiti con le sequenze UTE non cartesiane devono essere re-grigliati per poter essere ricostruiti oppure può utilizzato un algoritmo (nonuniform fast Fourier transform). Sebbene le sequenze UTE possano garantire più SNR rispetto alle sequenze cartesiane, sono più soggette ad artefatti relativi ad imperfezioni dei gradienti ed agli effetti di off-resonance. Considerando invece la tecnica FLORET nella sua forma base, si può affermare che è efficiente in termini di utilizzo di gradienti e distribuzione spaziale dei dati (aumentando il SNR e migliorando il tempo di acquisizione). La metodica è semplice da disegnare ed implementare, richiedendo il disegno di un'unica forma d’onda spirale. Possono essere utilizzate differenti combinazioni a seconda della proposta di studio. Per la gran parte delle combinazioni di “hub”, il sovracampionamento del K-spazio introduce inefficienza, aumentando il tempo di scansione minimo. Poiché il K-spazio è campionato molte volte in direzioni ortogonali, il sottocampionamento si mostra con meno buchi di vuoto dei dati, permettendo una maggiore riduzione delle traiettorie rispetto a quello che si avrebbe utilizzando la tecnica SOS in un simile volume. I vantaggi di FLORET rispetto a traiettorie SOS includono il tempo di echo minimo ridotto. La PSF (point spread function) di FLORET ha meno lobi esterni rispetto alla SOS, cosa che comporta meno artefatti di Gibbs.
    Tutte le tecniche sovra citate possono essere utilizzate per l’imaging RM del sodio. Un recente studio condotto da Madeline t al. [8] ha assicurato il potenziale uso della Sodium RM, senza e con la soppressione dei fluidi, attraverso un impulso adiabatico, nell’identificare i soggetti con osteoartrite. Lo studio ha utilizzato due differenti sequenze: una senza la soppressione dei fluidi (sequenza 3D radiale) ed una con la soppressione (invertion recovery wideband uniform rate and smooth truncation- IR WURST). Le concentrazioni medie del sodio e le loro deviazioni standard sono state misurate sulla cartilagine patellare, femoro-tibiale mediale e laterale, per quattro sezioni consecutive. Il minimo, massimo, mediana, media e deviazione standard sono state calcolate utilizzando tutte le misurazioni relative ad ogni soggetto. Le misurazioni ottenute con la IR WURST si sono dimostrate significative nella predizione dell’osteoartrite anche in fase precoce (Fig.9).











    Fig.9: Mappe di sodio sia da soggetti con OA che da soggetti sani. Le immagini provengono sia dalla sequenza radiale 3D senza soppressione (R3D), che dalla IR WURST con soppressione (IRW). Le concentrazioni di sodio sono simili per entrambe le categorie di soggetti nella R3D, mentre la IR WURST mostra una notevole differenza tra le regioni femoro-tibiale mediale e laterale tra soggetti OA e soggetti di controllo.
    6. Conclusioni
    L’osteoartrite è la forma più comune di artrite nelle articolazioni sinoviali ed è causa di disabilità cronica nei soggetti anziani della popolazione. È stato stimato che, nel 2008 circa 27 milioni di adulti negli Stati Uniti manifestavano l’osteoartrite clinica e venivano spesi ogni anni circa 185 miliardi di dollari per le cure mediche. È stato predetto che, per il 2030, circa 67 milioni di adulti saranno affetti da osteoartrite [8]. Ci sono molti ostacoli che impediscono lo studio dell’osteoartrite, tra cui l’eziologia eterogenea, la variabilità nella progressione della malattia, e il lungo periodo di tempo necessario alla dimostrazione di cambiamenti morfologici sulle articolazioni. È una malattia degenerativa della cartilagine articolare che può essere associata ad una riduzione della concentrazione di glicosamminoglicani, cambiamenti nella dimensione organizzazione delle fibre di collagene, ed un aumentato contenuto di acqua. Sono stati proposti molti metodi di imaging RM per la valutazione della cartilagine affetta da osteoartrite, come il T2 mapping, T1r mapping, DTI, Sodium RM, ecc. Tutte queste tecniche hanno i loro vantaggi e svantaggi, ma la Sodium RM ha dimostrato una forte correlazione con la concentrazione di GAG nella cartilagine. La Sodium RM permette valutazioni quantitative in termini di potenziale marcatore biologico nell’identificazione dell’osteoartrite. Sono innumerevoli gli studi che si riscontrano in Letteratura sulla RM del sodio. Ad esempio, lo studio condotto da E. Staroswiecki et al. [9] mette a confronto il SNR ottenibile con una sequenza 3D a coni (SOC) di una cartilagine patellare in vivo, prima a 3T poi a 7T. (Fig.9). Ad oggi, la RM del sodio suscita interesse non solo nel settore muscolo-scheletrico, bensì in ambito neurologico nella valutazione dello stroke, nei tumori, nella sclerosi multipla, nella malattia di Alzheimer ed di Huntington; in ambito senologico nella caratterizzazione tumorale; in ambito cardiologico per la valutazione dell’integrità cellulare dopo infarto miocardico acuto; in ambito muscolo-scheletrico per approfondimenti su diabete, paramiotonia congenita, distrofia miotonica, ipertensione; esistono sviluppi anche in ambito addominale ed in radioterapia per l’identificazione della risposta chemioterapica.
    Questo indice di continua innovazione e sperimentazione, permessa da strumentazioni sempre più performanti ed all’avanguardia, dimostra ancora una volta il potenziale diagnostico della risonanza magnetica.
    7. Bibliografia
    [1] F. Ginolfi “RM del ginocchio con correlazione TC” E.L.L.Medica (2010)
    [2] ˇStefan Zby´nˇ et al. “Sodium MR Imaginig of Articular Cartilage Pathologies” Curr Radiol Rep 2:41 (2014)
    [3] Reddy R, Insko EK, Noyszewski EA, et al. “Sodium MRI of humanarticular cartilage in vivo” Magn Reson Med. 1998;39(5):697–701
    [4] Won C. Bae et al. “UTE MRI of the Osteochondral Junction” Curr Radiol Rep. 2014 February 1; 2(2): 35–. doi:10.1007/s40134-013-0035-7
    [5] Eric Y. Chang et al. “UTE Imaging in the Musculoskeletal System” JMRI 00:00–00 (2014)
    [6] Damian J. Tyler et al. “Magnetic Resonance Imaging With Ultrashort TE (UTE) PULSE Sequences: Technical Consideration” JMRI 25:279–289 (2007)
    Fig.4 P. S. Bhavsar and J. Pipe. “Variable Gradient Delay Correction for Spiral MRI” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 19 (2011)
    [7] James G. Pipe et al. “A New Design and Rationale for 3D Orthogonally Oversampled k-Space Trajectories” MRM 66:1303–1311 (2011)
    [8] Madelin et al. “Articular Cartilage: Evaluation with Fluid-suppressed 7.0-T Sodium MR
    Imaging in Subjects with and Subjects without Osteoarthritis” Radiology (268): (2)-2 (2013)
    [9] E. Staroswiecki et al.” In Vivo Sodium Imaging of Human Patellar Cartilage With a 3D Cones Sequence at 3 T and 7 T” JMRI 32:446–451 (2010)
    [10] Guillaume Madelin et al. “Biomedical Applications of Sodium MRI In Vivo” JMRI 38:511–529 (2013)
    Fig.1: S. Chiti, S.Sozzi – Materiale Didattico Master 3° Modulo.
    Fig.2 [4]
    Fig.3 [5]
    Fig.5-6-7 [7]
    Fig.8 [6]
    Tab.1 [7]












  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”























    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
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    [7] Matt A. Bernstein et al. “Handbook of MRI Pulse Sequences” Elsevier Academic Press (2004)
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    [10] Arfanakis K. et al. “K space undersampling in Propeller Imaging”. Magnetic Resonance in Medicine 53:675-683 (2005)




  22. 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”
















    SEQUENZA DTI PER TRATTOGRAFIA NEURO-RM



    OTTIMIZZAZIONE DI PARAMETRI GEOMETRICI E DI CONTRASTO



















    Chiara Forlani,



    chrforlani[chiocciolina]gmail.com;










    Riassunto

    L’imaging del tensore di diffusione (DTI) è una tecnica RM che permette l’analisi delle proprietà diffusive e della direzionalità del flusso delle molecole d’acqua all’interno dei tessuti in vivo. I dati DTI possono essere utilizzati per la mappatura tridimensionale delle fibre di sostanza bianca. Nel caso di pazienti con lesioni cerebrali, la metodica fornisce un aiuto nel pianificare l’approccio chirurgico ottimale per preservare quanto possibile i fasci di fibre durante la resezione chirurgica.
    Lo scopo di questo lavoro è quello di ottimizzare la sequenza DTI su una RM Philips Achieva 1,5 T sulla base di valutazioni di carattere fisico, articoli scientifici presenti in letteratura e esigenze di integrazione di questa sequenza nei protocolli clinici. Le possibilità di ottimizzazione coinvolgono parametri geometrici quali FOV, dimensione del voxel, spessore della fetta, imaging parallelo Sense e parametri di contrasto come TE, TR, direzioni di acquisizione e b-value. La validazione della sequenza è basata sui dati ottenuti dal confronto quantitativo e qualitativo dei fasci di fibre tracciati su controlli sani mediante software Fiber Track.
    Il tratto corticospinale (CST) destro e sinistro in diversi soggetti è ottenuto utilizzando sempre 3 ROI posizionate nelle stesse regioni anatomiche, e uno stesso algoritmo di tracking (parametri fissi: FA minima, angolo di curvatura massimo e lunghezza minima della fibra). A valutazioni di carattere visivo sulla qualità del fascio tracciato, sono state aggiunte valutazioni quantitative sul numero di fibre e sui valori di anisotropia frazionaria.

    Parole chiave

    Trattografia, DTI, Sostanza bianca, Anisotropia frazionale

    Introduzione

    Tecniche avanzate di imaging RM di diffusione molecolare (DIFFUSION MRI) permettono di analizzare in vivo la complessa organizzazione strutturale della materia bianca cerebrale.
    La Trattografia ha lo scopo di chiarire l’architettura delle fibre del cervello rilevando i percorsi con massima coerenza di diffusione. Ciò che si vuole ottenere è la visualizzazione della sostanza bianca per determinare localizzazione , orientazione e anisotropia dei fasci di fibre nervose.
    La trattografia delle fibre della materia bianca cerebrale migliora la rappresentazione grafica e quindi l’interpretazione dei dati di imaging diffusivi del cervello.
    Il campo clinico in cui la trattografia è maggiormente applicata è il planning pre-chirurgico poiché permette di analizzare i rapporti tra lesione tumorale da asportare e vie nervose: i tumori o altre masse patologiche possono spostare o infiltrare i fasci di sostanza bianca.
    Nuove sequenze d' impulsi e schemi di codifica del tensore di diffusione sono in costante sviluppo, al fine di portare miglioramenti riguardanti la risoluzione spaziale e altri fattori fondamentali per una ricostruzione accurata e precisa dei fasci.
    In questa tesi, partendo dallo stato dell'arte saranno riesaminati i principi, le metodologie, l'interpretazione e le applicazioni DTI discutendone punti di forza e le debolezze dell'approccio.

    Tecnica e Metodologia


    Principi fisici di diffusione molecolare

    Il fenomeno della diffusione riguarda il movimento casuale delle molecole d'acqua nelle strutture biologiche, determinato dall'energia termica e definito come moto Browniano.
    Nel 1950 Albert Einstein contribuì alla definizione del fenomeno di diffusione formulando la seguente equazione:



    dove, il coefficiente di diffusione , D ( ) , è proporzionale allo spostamento quadratico medio diviso per il numero di dimensioni (n) e per il tempo di diffusione (t) .
    Conoscendo il coefficiente di diffusione dell' acqua nel tessuto d'interesse e il tempo di diffusione, associabile al tempo di osservazione, si può ricavare il cammino medio:

    < x²>= 2Dt






    Questa equazione descrive la diffusione come un fenomeno probabilistico invece che deterministico.
    La diffusione può essere di due tipi:
    Isotropa, che avviene in tutte le direzioni
    Anisotropa, che avviene lungo una direzione

    La possibilità di muoversi in modo equiprobabile in ogni direzione definisce un ambiente isotropo, in cui, la diffusione delle molecole è mediamente la stessa in tutte le direzioni dello spazio.
    In un ambiente anisotropo il moto delle molecole non sarà più casuale perché queste saranno condizionate a muoversi in una direzione preferenziale determinando così un coefficiente di diffusione variabile in tutte le direzioni.
    Nei tessuti fibrosi, compresa la sostanza bianca, la diffusione dell'acqua avviene senza impedimenti nella direzione parallela all'orientamento della fibra. Viceversa, la diffusione dell'acqua è assai limitata e ostacolata nelle direzioni perpendicolari alle fibre. Pertanto, la diffusione nella sostanza bianca è anisotropa.
    L'applicazione del tensore di diffusione per descrivere il comportamento di diffusione anisotropo è stato introdotto da Basser et al.[4] descritto nel seguente modo:







    dove il tensore di diffusione è una matrice 3 × 3 :







    che descrive la covarianza di spostamenti di diffusione in 3D normalizzati per il tempo di diffusione .
    Questa matrice può essere rappresentata anche sotto forma diagonalizzata i cui elementi sulla diagonale rappresentano gli autovalori a ciascuno dei quali è associato un autovettore:



    Quando la diffusione è isotropa i tre autovalori sono uguali, quando è anisotropa λ1>λ2>λ3. Perciò la disposizione degli autovalori è in ordine decrescente;
    λ1 indica diffusione dei fasci di fibre assonali e viene perciò chiamata “diffusione longitudinale ”

    λ2 e λ3 indicano l'intensità della diffusione nel piano trasversale ai piani assonali.

    Il tensore è rappresentato da un ellissoide (Figura 1) o da una ODF (orientation distribution function) i cui assi sono rappresenti dagli autovettori di cui sopra.
    La forma dell'ellissoide, e il suo discostamento da una geometria tipicamente sferica è conseguenza dei valori di λ1λ2 e λ3 e quindi dal grado di anisotropia.
    La diffusività dell'autovettore principale (direzione di maggiore diffusività) è parallela all'orientamento del tratto di fibra della sostanza bianca. Questa relazione è la base della trattografia per la stima delle traiettorie dei percorsi di materia bianca.








    Figura 1: Rappresentazione spaziale del tensore in geometria elissoidale.






    Per produrre un’immagine di diffusione di un tessuto biologico, ad ogni voxel dell’immagine tridimensionale bisogna associare la distribuzione delle lunghezze di diffusione delle molecole d’acqua in quel punto del tessuto, cioè un’altra immagine tridimensionale: si ottiene un’immagine 6-dimensionale (6D).
    Per ottenere un’immagine DTI è necessario acquisire almeno 6 immagini DWI con b≠0 ed un’immagine di riferimento non pesata in diffusione b=0 (Figura 2):








    Figura 2: Rappresentazione delle 6 immagini DWI con b≠0 e una con b=0.


    Normalmente in ogni punto delle immagini di diffusione non interessa il profilo di diffusione completo (cioè le tre coordinate del vettore r), ma interessa solo la direzione di diffusione più veloce delle molecole d’acqua, perché questa direzione individua l’orientazione degli assoni nella struttura fibrillare della materia bianca cerebrale. In genere, in ogni punto delle immagini di diffusione, si calcola la orientation distribution function(ODF) dai tre valori della distribuzione delle lunghezze di diffusione delle molecole d’acqua in quel punto.

    Diffusion Weighted Imaging e Diffusion Tensor Imaging

    L'imaging DWI e DTI sono tecniche MRI sensibili alle proprietà diffusive delle molecole d'acqua che consentono di ottenere immagini in cui il segnale in tutti i voxel è legato al movimento casuale diffusivo delle molecole d'acqua.
    Si definisce Diffusion Weighted Imaging (DWI) quel fenomeno che descrive i processi diffusivi che si verificano nella materia grigia e nel fluido cerebrospinale (diffusione isotropa) , dove il coefficiente di diffusione assume lo stesso valore considerando tutte le possibili direzioni dello spazio tridimensionale e dove quindi non esiste una direzione principale di diffusione.
    Per individuare le componenti anisotropiche è invece necessario utilizzare il Diffusion Tensor Imaging (DTI), cioè l' analisi della diffusione che caratterizza la materia bianca (diffusione anisotropa) dove il coefficiente di diffusione assumerà valori diversi nelle diverse direzioni dello spazio.
    La matrice 3x3 permette di ricavare una serie di parametri scalari utilizzati nella pratica clinica: la traccia del tensore (Tr) o somma diagonale degli elementi di D (cioè gli autovalori che sono rotazionalmente invarianti perciò non sono influenzati dall’orientazione dei tessuti e del corpo del paziente e dei gradienti di diffusione) e la diffusività media (MD) definita come la media degli autovalori.

    Sequenze d'acquisizione

    Le sequenze DWI EPI single shot permettono di ottenere un segnale MRI legato al coefficiente di diffusione D.












    Figura 3: Sequenza DWI EPI single shot[5] . I gradienti di diffusione possono essere applicati in qualsiasi direzione arbitraria.


    Tali sequenze prevedono l'applicazione di due impulsi, uno a 90° e uno a 180° gradi, con un ritardo temporale tra i due pari a TE/2 (metà del tempo di eco). In aggiunta nella sequenza sono introdotti due gradienti di codifica in frequenza di durata δ (con δ<Δ) pesati in diffusione e disposti simmetricamente ai lati dell'impulso a 180°. Il primo gradiente defasa la magnetizzazione mentre il secondo riporta questa in fase. Questi gradienti pesati in diffusione hanno la funzione di generare treni di echi (sequenze Eco-planari, single shot-EPI) che consentono di ridurre effetti di artefatti come la pulsazione del fluido crebro spinale e artefatti da movimento. Per studiare il fenomeno della diffusione vi è la necessità, infatti, di sequenze ultraveloci, per questo vengono utilizzate le EPI che hanno tempi di acquisizione molto brevi. Nell’imaging ecoplanare, tutte le linee della codifica di fase, vengono registrate in un singolo TR, a differenza di quanto avviene nelle sequenze convenzionali.
    Il segnale MRI risultante S è legato al coefficiente di diffusione dalla seguente formula:







    D è il coefficiente di diffusione apparente e b è la pesatura in diffusione descritta come:







    La pesatura in diffusione può essere effettuata lungo una direzione qualsiasi con b value compresi tra 0 e 3000 sec/mm2.
    Un aumento di diffusività o diffusione ponderata (aumento di b) causa un riduzione del segnale RM. Nel tensore di diffusione Imaging (DTI), vengono applicati in almeno sei direzioni gradienti non collineari che consentono una diffusione simmetrica dove il tensore può essere calcolato per ciascun voxel. Un'immagine senza coefficiente di diffusione, denominata immagine b0, è necessaria per il calcolo del tensore di diffusione ad ogni voxel e viene utilizzato come segnale di base S0.

    Vantaggi e Svantaggi delle Sequenze EPI SINGLE SHOT

    Le sequenze EPI-single shot risultano essere molto rapide e quindi poco sensibili a piccoli movimenti del paziente; sono inoltre prontamente disponibili su qualsiasi apparecchiatura RM.
    La rapida velocità d'acquisizione delle sequenze EPI consente un massimo SNR in modo da ottenere immagini accurate in DWI.
    I principali svantaggi di queste sequenze possono derivare dalla disomogeneità di campo e dalle eddy currents, che causano una deformazione e variazione del risultato finale.
    Le distorsioni da eddy currents generate dai gradienti di diffusione causano disallineamenti delle immagini DWI che possono portare ad errori nel calcolo delle mappe di diffusione.
    Le distorsioni provenienti dalle disomogeneità di campo causano distorsioni dell'anatomia lungo la direzione di codifica di fase. Questi effetti sono maggiori nelle regioni d'interfaccia tra osso, aria ed encefalo.
    Il grado delle distorsioni è correlato alle variazioni di campo locale, dall'eco spacing, dalla bandwith lungo la direzione di fase, e dal FOV.
    All'aumentare dell'intensità del campo magnetico tali distorsioni crescono, per cui a 3 T sono più importanti rispetto che a 1,5T.
    Queste distorsioni possono essere corrette acquisendo una mappa di forza del campo magnetico e correggendo retroprospettivamente le immagini. Le mappe di campo permettono di tener conto delle disomogeneità di campo magnetico statico B0.
    L'acquisizione dei dati delle mappe di campo possono essere ottenute in 2/3 minuti all'inizio dell'esame. L'utilizzo di parallel imaging (Sense) permette inoltre una ulteriore correzione delle distorsioni EPI nei dati acquisiti anche di un fattore 3.
    Sebbene le distorsioni vengano ridotte non sono mai completamente eliminate e sono perciò necessari ulteriori metodi di riduzione per rendere ottimale il risultato in diffusione.
    La risoluzione spaziale nelle sequenze 2D EPI tende ad essere limitata. A 1,5T è possibile acquisire voxel isotropici a 2,5 mm in circa 15 minuti. Dimensioni di voxel minori possono essere ottenuti usando bobine RF più sensibili o usando campi di intensità più elevata.
    Studi hanno dimostrato inoltre che la variazione delle misure DTI (FA e MD) può essere ridotta di un fattore 2 a 3T rispetto che a 1,5T anche se le distorsioni sono maggiori a campi elevati(3T).

    ADC e mappe DTI

    Dalle immagini pesate in DWI si possono ricavare le mappe ADC che sono il risultato del calcolo del coefficiente ADC per ogni voxel dell’immagine. Le mappe ADC indicano una proprietà intrinseca dei tessuti, indipendentemente dall’orientazione delle fibre, direzione dei gradienti, etc.
    La stima delle mappe ADC è ottenibile dall'equazione che descrive il segnale nella diffusione anisotropa con il tensore di diffusione:



    Dove S è il segnale di diffusione, l'indice “i” corrisponde ad una singola direzione di codifica è il vettore unitario che descrive la direzione di diffusione e b è il peso di diffusione.
    Nel caso di un singolo b-value le mappe di diffusività apparente saranno descritte dalla seguente equazione:




    Di conseguenza i 6 elementi indipendenti del tensore di diffusione possono essere stimati tramite le diffusività apparenti.
    Le mappe ADC sono caratterizzate da un segnale iperintenso quando la diffusione è ristretta (ischemia), e un segnale ipointenso quando la diffusione è isotropica. I tessuti patologici che hanno tempi di rilassamento T2 e T1 molto lunghi, appaiono brillanti (iperintensi) nelle immagini anatomiche con b=0; l’iperintensità del segnale può trasparire nelle immagini DWI con b≠0 ed apparire come variazione di ADC.
    Dal tensore possiamo ricavare oltre all'ADC anche indici di anisotropia quali l’anisotropia relativa (RA) e il rapporto di volume (VR) e l'anisotropia frazionaria (FA) ( Figura 4) necessari per segmentare ad esempio la materia bianca:












    Figura 4: L’indice FA presenta valori distribuiti in una scala da 0 a 1 ;dove 0 indica il valore di isotropia massimo e 1 il valore di anisotropia massimo.






    Il valore di FA può dipendere da varie caratteristiche della materia bianca tra cui l’integrità, l’orientazione, la densità, e il grado di mielinizzazione delle fibre nervose. Perciò l’indice FA può essere utilizzato per valutare anche lo stato di salute delle fibre nervose. La diminuzione di FA nella materia bianca è collegata a danni cerebrali.

    Ottimizzazione dei parametri d’acquisizione

    E' necessario fare diverse considerazioni per poter impostare un corretto protocollo
    DTI. La scelta del protocollo ottimale è difficile a causa dell'ampio spettro di parametri da definire nelle sequenze d'impulso.
    Genericamente le sequenze utilizzate sono SE e EPI-single shot.
    Tra i principali parametri da scegliere troviamo il peso in diffusione detto anche b-value che è scelto in un range che va da 700 a 1300 s/mm2, diversi studi come quello proposta da Kentaro Akazawa & Kei Yamada et al [7]. hanno dimostrato che il valore ottimale risulta essere 1000 s/mm2
    La selezione del numero di direzioni dipende dalla disponibilità dell'insieme di direzioni di codifica possibili sulla propria apparecchiatura, dal tempo d'acquisizione e dal SNR richiesto.
    Le misure di anisotropia di diffusione tendono ad essere molto sensibili al rumore d'immagine che può portare a distorsioni nelle stime dell'anisotropia.
    L'accuratezza delle misure DTI può essere migliorata aumentando il numero di medie (NSA) comportando però un aumento del tempo di acquisizione:16 direzioni ~ 4 minuti,
    32 direzioni ~ 8 minuti, 64 direzioni ~ 16 minuti,128 direzioni ~ 25 minuti.
    Per aumentare il SNR è utile acquisire un numero superiore a sei immagini e quindi di utilizzare un numero elevato di gradienti. È importante che la direzione dei gradienti non sia collineare: se vengono applicati due gradienti nella stessa direzione ma in versi opposti (polarità opposte) l’informazione fornita da essi non si può distinguere quindi è meglio evitare la collinearità.
    Inoltre un altro fattore che gioca a favore dell'aumento dell'SNR è la possibilità di usare voxel di dimensioni discrete/elevate; sebbene ciò comporti un aumento dell'artefatto da volume medio parziale. Il settaggio dei parametri TR e TE è piuttosto discusso in letteratura e quello che emerge da un'analisi dei lavori analizzati è che impostandoli in “shortest” si massimizza il SNR con un buon compromesso rispetto al tempo di acquisizione.
    Per molte applicazioni di routine e di screnning (stroke, ictus, tumori encefalo) può essere usata una bassa risoluzione spaziale e un numero di direzioni basso. Invece, per gli studi che richiedono un'accurata valutazione (SM, confronto di misure DTI, valutazione e ricostruzione delle traiettorie di fibre della sostanza bianca tramite trattografia) è richiesto una elevata risoluzione spaziale nonché un elevato numero di direzioni.
    Esempio di sequenza ottimale utilizzata su apparecchiatura Philips Achieva 1,5 T con
    32 direzioni di gradiente:








    Tabella 1: Sequenza ottimale per studio DTI a 32 direzioni di gradiente.






    La Trattografia-DTI

    Con una particolare configurazione di gradienti è possibile, grazie alla determinazione di almeno 6 direzioni di diffusione, calcolare la via preferenziale di spostamento delle molecole dell’acqua, tracciando quindi dei tratti che ricalcano l’andamento delle fibre stesse.
    I dati provenienti dall'imaging del tensore di diffusione dei voxel, sono usati per costruire un campo di vettori. I vettori utilizzati sono quelli con autovalore maggiore che corrisponde alla direzione di maggiore diffusione e cioè alla traiettoria della fibra.
    Algoritmi per il rilevamento delle fibre possono essere usati per ricostruire in 3D il tracciato di una fibra lungo la sua intera lunghezza. Si prevede solo la ricostruzione della traiettoria degli assoni e non le loro dimensioni, poiché le dimensioni dei voxel, dell’ordine di mm3, sono maggiori di quelle dei neuroni, dell’ordine dei μm.
    Bisogna tenere anche presente che all'interno di un singolo voxel spesso possono essere presenti orientazioni di fibre differenti in tal caso il tensore di diffusione fa la media delle direzioni presenti in esso.
    La trattografia risulta essere un metodo utile per analizzare i deficit nella materia bianca, come quelli dovuti alle malattie diemelinizzanti (SLA, SM etc). Le sue stime dell'orientamento e della forza delle fibre risultano essere molto accurate.
    Tra le principali applicazioni cliniche troviamo l'impiego di questa tecnica nella valutazione di lesioni della sostanza bianca a seguito di danni traumatici cerebrali diffusi.
    In presenza di neoplasie viene utilizzata per la pianificazione di interventi chirurgici: la neurochirurgia viene aiutata dalla conoscenza della prossimità e posizione relativa dei fasci di fibre rispetto alla lesione.
    Gli approcci utilizzati per la trattografia nascono perché i soli indici descritti sopra non sono in grado di dare risultati sulla connettività tra le varie regioni cerebrali se non ricorrendo all'utilizzo di algoritmi trattografici. Possono essere distinti due tipi di approcci:
    Approccio Deterministico
    Approccio Probabilistico.


    Approccio Deterministico

    Questo approccio viene utilizzato per ricostruire il solo fascio di fibre da studiare e assicura la non comparsa di falsi positivi cioè la ricostruzione di tratti di fibre che non esistono.
    Prevede l'utilizzo di algoritmi che si basano sulla propagazione della linea, cioè sul solo dato acquisito senza tenere conto dell'errore e ciò può comportare una non sempre corretta ricostruzione. L’algoritmo più utilizzato per questa tecnica è il FACT (Fiber Assignment by Continuous Tracking), in cui le traiettorie partono da una zona definita dall’utente.












    Figura 6: metodo utilizzato nell' algoritmo FACT.






    Fondamentali per un corretto utilizzo dell'algoritmo risultano essere i seguenti fattori:
    Scegliere un punto di inizio mediante una ROI definita dall'operatore. La ricostruzione avviene così a partire dall'autovettore maggiore del tensore che risulta essere parallelo all'asse lungo delle fibre di sostanza bianca
    La propagazione della linea lungo l’orientamento stimato dalle fibre in base ai pixel
    Definire gli opportuni criteri di arresto di propagazione di cui quello inferiore per evitare la ricostruzione di materia grigia è pari a FA=0.2, e un limite superiore per l’angolo che si forma tra le direzioni di due voxel successivi. Queste soglie ci assicurano di non visualizzare numerose fibre che anatomicamente non esistono (falsi positivi) e possono essere decise dall’utente in funzione delle sue conoscenze anatomiche e della zona che stiamo studiando.

    L’algoritmo ricostruisce le fibre seguendo la direzione dell’autovettore primario fino ad arrivare al bordo del voxel dove inizia a seguire la direzione dell’autovettore primario del voxel successivo.
    In ciascun voxel la direzione dell'autovettore principale coincide con la direzione media di una singola fibra. Può essere solitamente presente un accumulo di rumore lungo la traiettoria che comporta una deviazione rispetto al percorso reale e una non accurata e corretta ricostruzione del fascio. L'errore che si genera dipende dall'SNR, dalla dimensione del voxel, dall'anisotropia e dalla forma della traiettoria.

    Approccio Probabilistico

    L’approccio probabilistico usa algoritmi che calcolano il grado di errore nella propagazione ed inoltre invece di ricostruire una singola traiettoria per ogni voxel di partenza fanno partire un gran numero di percorsi possibili.
    I criteri per determinare la ricostruzione della fibra si basano:
    Sull’angolo massimo tra le direzioni prese in due voxel consecutivi
    Il controllo del non ritorno con la stessa fibra in un voxel già ispezionato (loop-check).

    In questo caso non è necessario definire dei limiti entro i quali ricostruire e non si ha perciò un limite soglia dell'FA.
    Gli algoritmi probabilistici riescono a trovare connessioni di aree cerebrali molto ampie poiché determinano una mappa di confidenza.
    Il risultato finale di questo algoritmo è perciò la costruzione di mappe in proiezioni ortogonali pesate in funzione di quanti percorsi sono passati per un determinato voxel.
    Questa proprietà permette di espandere la trattografia anche a zone in cui la FA è bassa dove il metodo deterministico si ferma (per esempio materia grigia o porzioni in cui è presente il liquor).
    Le elaborazioni con algoritmi probabilistici sono molto più lunghe rispetto a ricostruzioni di tipo deterministico.

    Trattografia della materia bianca

    L'orientazione dell'autovettore principale è solitamente considerato parallelo ai fasci di materia bianca. Questi modelli direzionali possono essere semplicemente visualizzati tramite mappe a colore RGB (Figura 7) cioè questo vettore fornisce una mappa codificata a colori della posizione e direzione di diffusione dei tratti delle fibre nella sostanza bianca:
    Rosso → direzione sagittale (DX-SX)
    Verde → direzione coronale (Antero-Posteriore)
    Blu→ direzione assiale (Superiore-inferiore o H-F)









    Figura 7: Campo vettoriale in R(x) G(y) B(z) su matrice 256x256






    L'intensità di colore dipende e varia in base all'anisotropia frazionale, che è una misura scalare del grado di anisotropia in un dato voxel.
    Un altro approccio per valutare le connessioni in 3D è dato dalla trattografia che segue i modelli spaziali coerenti negli autovettori maggiori del tensore di diffusione.
    In trattografia, oltre al fascio corticospinale, si ricostruiscono i suoi associativi principali:
    - SLF=fascicolo superiore longitudinale o arcuato,
    - ILF=fascicolo longitudinale inferiore,
    - fascicolo uncinato,
    - IFOF=fascio fronto occipitale inferiore,
    - fibre del corpo calloso.

    FIBER TRACKING

    Un software di tipo deterministico utilizzato in clinica medica è il FiberTrack (Philips).
    Dopo l'invio dei dati acquisiti ad una apposita workstation di elaborazione bisogna procedere con la registrazione delle immagini mediante l'utilizzo di un tool messo a disposizione dal software. L'operazione di registrazione permette di correggere artefatti dovuti a movimenti del paziente durante l'acquisizione. Infatti ciascuna slice dell'encefalo è acquisita lungo n direzioni differenti (es. 32) e poi si acquisisce il segnale dalla slice seguente. Quindi tra la registrazione del segnale proveniente dalla prima fetta e quello dell'ultima fetta intercorre un tempo confrontabile al tempo di acquisizione complessivo rendendo quindi necessaria una coregistrazione tra le diverse fette. La “registrazione di diffusione” genera un nuovo pacchetto di mappe (FA, ADC, DWI) registrate. Si è stabilita, inoltre, una maschera soglia tra l'acquisizione a b diverso da 0 e quella a b nullo.
    Il layout del FiberTrak prevede una finestra grande e tre piccole: la finestra grande ci permette di visualizzare le ricostruzioni in 3D da tutte le angolazioni e con la possibilità di ingrandimenti; le finestre piccole, sulla destra del monitor, rappresentano ricostruzioni di immagine anatomiche su tre piani ortogonali (sagittale, coronale, assiale).
    Mediante il comando “define multiple ROIs” è possibile tracciare le ROI attraverso le quali passeranno le fibre richieste dal comando Track Multiple ROI fibers. Ad esempio, per tracciare il fascio CST si posizionano tre ROI distribuite rispettivamente a livello del-peduncolo cerebrale, del braccio posteriore della capsula interna e della corteccia motoria (Figura 8).
    L’algoritmo di ricostruzione è modificabile mediante l'opzione Algorithm settings e prevede il settaggio di tre parametri: FA minimo, angolo di curvatura massimo, lunghezza minima della fibra.
    Studi in letteratura hanno dimostrato che un buon compromesso tra i fasci di fibre ottenuti e i fasci di fibre veri è dato dall'utilizzo dei seguenti parametri
    - FA minimo 0,15
    - angolo di curvatura massimo 27°
    - lunghezza minima della fibra 10mm








    Figura 8: Ricostruzione tramite Fiber Tracking del fascio corticospinal con 3 ROI.







    Discussione

    Limitazioni importanti in trattografia sono legate alle stime delle direzioni degli autovettori e quindi all’interpretazione del tensore di diffusione che risulta difficile a causa dell’elevata sensibilità in presenza di rumore, eddy current e possibili movimenti del paziente, nonché di fronte all’utilizzo di voxel di dimensioni troppo grandi che causano un aumento dell’artefatto da volume parziale comportando una distorsione dell’immagine DTI( idealmente per un corretto studio queste distorsioni devono essere corrette prima di calcolare qualsiasi mappa di diffusione quantitativa).
    In regioni di sostanza bianca in cui i fasci di fibre non risultano principalmente paralleli (come ad esempio il fascicolo uncinato), gli algoritmi basati sugli autovettori maggiori non permettono ricostruzioni ottimali dei fasci che presentano una corrispondente FA bassa.
    Nuovi metodi di diffusione[5] quali QBI (q Ball Imaging) e DSI ( Diffusion Spectrum Imaging) [11] che non prevedono l’utilizzo della teoria del tensore [11] e l’ HARDI (High Angular Diffusion Imaging) che sfrutta diversi tensori per ciascun voxel in esame, sono in grado di valutare con maggior accuratezza tali fasci. Purtroppo questi metodi richiedono pesature in diffusione maggiori (3000/15000 s/mm2) e richiedono quindi tempi d’ acquisizione più lunghi non sempre compatibili con l’esecuzione dello studio.
    L’acquisizione DTI che è alla base di uno studio trattografico necessita di una sequenza
    d’ acquisizione ottimizzata in parametri quali TR, TE, n di direzioni, b value, risoluzione spaziale e numero di medie per avere il miglior risultato analizzabile compatibilmente con i tempi di acquisizione su pazienti.
    In sequenze con ridotto numero di direzioni di gradiente è presente una maggior quantità di rumore che non consente un riconoscimento ottimale dei fasci della materia bianca comportando una ricostruzione trattografica non realistica ai fini clinici.
    Utilizzando un maggior numero di direzioni si può calcolare in modo corretto D poiché l’errore nella stima si riduce di molto permettendo una ricostruzione dei fasci più fedele alla realtà. In sequenze da 64 e 128 direzioni la qualità delle immagini è maggiore ma bisogna tenere conto che l’uso di queste sequenze comporta anche tempi d’acquisizione prolungati pari a 16 e 25 minuti.
    Con uno scanner da 1,5 T Philips Achieva sono stati comunque ottenuti ottimi risultati e dati DTI di elevata qualità ( Tabella 1), ottenuti con risoluzione spaziale 2,5x2,5x2,5 mm3 ,32 direzioni di gradiente acquisiti con un tempo pari a 6 minuti circa . Dati simili possono essere ottenuti in ¼ del tempo d’acquisizione precedente utilizzando uno scanner da 3T, tenendo conto però che ciò determina la comparsa di maggiori distorsioni dell’immagine.
    Ad ogni modo sono presenti dei limiti intrinseci nell’indice di diffusione analizzato (FA) infatti pur essendo un biomarker di neuropatologia e microarchitettura strutturale della sostanza bianca molto sensibile, esso risulta essere poco specifico. Per queste ragioni è necessaria la combinazione con altre tecniche avanzate di imaging RM quali spettroscopia, perfusione possono migliorare la specificità della DTI in quadri clinici complessi.

    Conclusioni

    Quanto discusso in questo elaborato trova conferma nella pratica di routine clinica. Infatti, algoritmi di tipo deterministico permettono di ottenere un risultato affidabile con tempi di elaborazione accettabili fornendo al neurochirurgo un’informazione aggiuntiva nello stabilire la miglior strategia chirurgica visualizzando gli andamenti dei diversi fasci di fibre rispetto alla lesione cerebrale.
    Bibliografia

    [1] Marco Catani et al. “A diffusion tensor imaging tractography atlas for virtual in vivo dissections” Cortex, 44(8):1105-32 doi:10.1016/j.cortex (2008)
    [2] Brian J. Jellison et al : “Diffusion Tensor Imaging of Cerebral White Matter: A Pictorial Review of Physics, Fiber Tract Anatomy, and Tumor Imaging Pattern” AJNR 25:356-369, March (2004)
    [3] Donald W. McRobbie et al “MRI: From picture to proton” Second Edition (2007) [4] Basser PJ et al. “In vivo fiber tractography using DT-MRI data” Magnetic Resonance in Medicine, 44: 625–632, (2000)
    [5] Andrew L. Alexander et al. “Diffusion Tensor Imaging of the Brain” Neurotherapeutics, Jul; 4(3): 316–329 (2007)
    [6] Guida applicativa RM Philips Serie Achieva Versione 2.6.1
    [7] Kentaro Akazawa et al “Optimum b value for resolving crossing fibers: a study with standard clinical b value using 1.5-T MR” Neuroradiology 52:723–72823 (2010)
    [8] Susumu Mori and Peter C.M. van Zijl “ Fiber Tracking: principles- a technical review”.; NMR Biomed 15:468-480 ,(2002)
    [9] Linda J. Lanyon “Diffusion Tensor Imaging: Structural Connectivity Insights, Limitations and Future Directions” University of British Columbia Canada
    [10]Basser, P. J., Mattiello, J., & LeBihan, D. (1994). Estimation of the effective self-diffusion tensor from the NMR spin echo. Journal of Magnetic Resonance, Series B, 103(3), 247- 254.
    [11]Wedeen, V. J., Wang, R. P., Schmahmann, J. D., Benner, T., Tseng, W. Y., Dai, G., et al.. “Diffusion spectrum magnetic resonance imaging (DSI) tractography of crossing fibers.” NeuroImage, 41(4), 1267-1277.(2008)
    [12] Mansfield P.” Real-time echo-planar imaging by NMR”. Br Med Bull. 1984;40:187–190.
    [13] Einstein A.”Investigations on the Theory of the Brownian Movement.”Dover Publications, Inc; 1956.
    [14] Jezzard P, Barnett AS, Pierpaoli C. “Characterization of and correction for eddy current artifacts in echo planar diffusion imaging”.Magn Reson Med.1998;39:801–812
  23. 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”




















    Protocollo fMRI con stimolazione luminosa monocromatica:



    aspetti tecnici























    Claudio Bianchini



    Dipartimento di Scienze Biomediche e Neuromotorie - Università di Bologna



    claudio.bianchini7[chiocciolina]unibo.it


















    1. Riassunto
    Il progetto nasce dall'esigenza di investigare il ruolo delle cellule retiniche ganglionari esprimenti melanopsina (mRGCs) in processi visivi e cognitivi in pazienti con neuropatia ottica ereditaria di Leber (LHON), utilizzando una metodica innovativa di fMRI con stimolazione luminosa. A questo scopo mi sono occupato di: creazione del set-up della strumentazione e del protocollo tecnico per convogliare luce monocromatica all’interno di uno scanner 1.5T GE, gestione del sistema di stimolazione luminosa mediante hardware e software ad-hoc, sincronizzazione delle sequenze EPI con i paradigmi, preparazione e posizionamento del soggetto.
    La preparazione all’esame ed il posizionamento del soggetto sono cruciali per standardizzare l’esposizione alla luce, in particolare si richiede un ritmo sonno-veglia il più possibile regolare nella settimana precedente l’esame; il bendaggio degli occhi per un’ora, prima dell’acquisizione e l’effettuazione del posizionamento al buio.
    La luce di stimolazione viene prodotta da una lampada con intensità a controllo digitale e filtrata tramite opportuni filtri monocromatori passa banda, montati su una ruota mobile a controllo software, per poi essere convogliata all’interno della sala RM, tramite una fibra ottica. La fibra ottica viene connessa a due diffusori di luce, home made, realizzati assemblando plexiglass riflettente e vetro, che sono posizionati sulla bobina encefalo (8 canali) all’altezza degli occhi del soggetto.
    La gestione sincronizzata delle periferiche viene effettuata tramite la toolbox COGENT, disponibile per Matlab.
    Il contrasto BOLD è ottenuto con una sequenza GRE-EPI e stimoli a blocchi. Nella prima fase d’acquisizione si somministra luce monocromatica alla frequenza del blu e del rosso simultaneamente ad un task di memoria a breve termine, nella seconda fase si somministrano stimoli visivi tramite occhiali proiettori e viene richiesto al soggetto di identificare pattern di linee rispondendo tramite hand-grip.
    Dalle acquisizioni effettuate su 5 volontari sani sono stati ottenuti dati fMRI non artefattati e processabili, quindi il set-up del protocollo fMRI è risultato idoneo per iniziare la fase sperimentale su pazienti LHON.
    2. Parole chiave

    fMRI; stimolazione luminosa; melanopsina; LHON.
    3. Introduzione
    Lo scopo di questo progetto è quello di permettere l'approfondimento della conoscenza sul ruolo delle cellule retiniche ganglionari esprimenti melanopsina (mRGCs) nei processi visivi e non visivi in pazienti LHON, grazie all'utilizzo della tecnica in vivo fMRI (risonanza magnetica funzionale), che fornisce informazioni sui modelli metabolici cerebrali quando i soggetti vengono stimolati con le appropriate luci monocromatiche.Le cellule retiniche ganglionari esprimenti melanopsina (mRGCs) sono una nuova classe di fotorecettori che giocano un ruolo chiave nelle funzioni legate all’esposizione alla luce ma non deputate alla formazione dell'immagine visiva (circadiane, neuroendocrine e funzioni neurocomportamentali) [1-2].
    Vari esperimenti su roditori e primati hanno permesso di caratterizzare meglio il fotopigmentomelanopsina. E 'stato identificato in un sottotipo di cellule ganglionari della retina ed ha una sensibilità massima tra 420-480 nm (luce blu) [3]. Le cellule esprimenti melanopsina proiettano alle strutture coinvolte nelle risposte non visuali [4], come il nucleo soprachiasmatico e l'area preottica ventrolaterale dell'ipotalamo. Le mRGCs sembrano essere i fotorecettori maggiormente coinvolti per quanto riguarda la mediazione di effetti sulle risposte cerebrali, in particolare nei processi attentivi, esecutivi ed emozionali in quanto queste risposte sono maggiormente sensibili alla luce blu, come dimostrano vari studi su soggetti sani [5-6-7]. Negli ultimi anni alcuni studi [8-9] si sono focalizzati sulle persone con distrofia autosomica dominante dei coni-bastoncelli o retinite pigmentosa, nelle quali si ha una perdita completa della vista e nessuna percezione della luce cosciente. Tali studi hanno dimostrato che le risposte non visive alla luce vengono mantenute.
    Recentemente è stato effettuato anche uno studio di neuroimaging (fMRI) su questi pazienti [10], trovando che l'attività cerebrale in esposizione alla luce blu era significativamente aumentata, rispetto al buio completo, in numerose aree cerebrali coinvolte nei processi cognitivi, e in molte di queste aree cerebrali lo stesso gruppo aveva precedentemente trovato delle modulazioni di attività cerebrale luce-indotta nei partecipanti vedenti durante l'esecuzione dello stesso compito cognitivo.
    È stato scoperto che le mRGCs resistono alla neurodegenerazione nell'atrofia ottica ereditaria di Leber (LHON) e nell’ atrofia ottica dominante (DOA) [11]. Nonostante la perdita della visione, i pazienti con LHON e DOA sono descritti con dissociazione visuo-pupillare e conservano relativamente la reazione pupillare alla luce. In questo studio [12] viene indagata l'integrità del RHT (tratto retinoipothalamico originato dalle mRGCs) testando la soppressione della secrezione di melatonina indotta dalla luce trovando che questa risposta è mantenuta.
    Lo scopo di questo progetto è quello di creare un protocollo di acquisizione ottimizzato per valutare il ruolo delle cellule mRCGs nei processi visivi e non visivi (principalmente cognitivi) in pazienti LHON.
    4. Tecnica e Metodologia
    I pazienti ed i controlli sani vengono acquisiti con lo stesso protocollo MRI. L'acquisizione ha luogo di mattina, durante la medesima fase del ritmo circadiano (circa 4h dopo l'orario di risveglio, quando la secrezione di melatoniana e serotonina sono più basse).
    Dispositivi utilizzati
    Tutte le acquisizioni fMRI vengono eseguite utilizzando i seguenti dispositivi (per le acquisizioni morfologiche vengono utilizzati solamente scanner e bobina):
    Scanner RM ad uso clinico 1.5T (GE Medical System Signa HDx 15)
    Bobina 8 canali brain phased array GE (1.5T HD 8 Channel High Res Head Array for the GE HDx MR System)
    Sorgente luminosa DC951H illuminator, EKE lamp (Dolan-Jenner)
    Filtri monocromatori passabanda ad interferenza, 480nm and 620 nm, FWHM 10nm (Edmund Optics)
    Fibra ottica costruita ad hoc, MR compatibile, (Fiberoptics Technology)
    Sostegno in plexiglass per fibra ottica costruito ad hoc MR compatibile (LudoVic)
    Diffusori costruiti ad hoc su base di vetri diffusori (Thorlabs)
    Misuratore d'energia PM100D, con sonda al silicio S120VC (Tholabs)
    Dispositivi di somministrazione stimoli quali handgrip, cuffie e proiettori (NNL, NordicNeuroLab)

    Nella sala magnete vengono introdotti solamente i dispositivi MR compatibili (fibra ottica e sostegno, diffusori, handgrip, cuffie, proiettori) mentre gli altri sono posizionati nella sala consolle.









    Figura1: dispositivi per stimolazione luminosa (a) Sorgente luminosa DC951H illuminator, EKE lamp; (b) filtri monocromatori passabanda ad interferenza (su ruota portafiltri a comando digitale); © diffusori di luce; (d) fibra ottica, sostegno in plexiglass e diffusori montati sulla bobina.



    Preparazione e posizionamento dei soggetti nello scanner RM
    Ipotizzando di acquisire due soggetti al giorno (il primo verso le 10.30 ed il secondo verso le 11.30), si rende necessario richiedere ai soggetti di seguire due differenti ritmi di sonno nella settimana precedente all'acquisizione, rispettivamente sfasati di un'ora.
    Due giorni prima dell'acquisizione i partecipanti vengono istruiti su come svolgere i task cognitivi che saranno somministrati durante l'acquisizione, per un tempo di circa 50 minuti. È inoltre indispensabile misurare le dimensioni della testa al fine di predisporre il corretto posizionamento rispetto ai diffusori di luce montati sulla bobina dell’apparecchiatura RM.
    Il giorno dell'acquisizione i soggetti vengono preparati alla scansione fMRI tramite una procedura standardizzata di esposizione alla luce secondo lo schema:
    5 minuti di luce artificiale bianca omogenea, di 1000-1500 lux
    somministrazione di 1-2 gocce di tropicamidum 0.5% per dilatare la pupilla ed inibirne la costrizione.
    1 ora di buio completo

    Prima di uscire dalla stanza deputata alla deprivazione sensoriale visiva al soggetto viene chiesto di chiudere gli occhi, gli viene applicata una maschera oscurante e lo si accompagna nella sala magnete per il posizionamento.
    Essendo indispensabile che il processo di posizionamento venga svolto al buio è necessaria una meticolosa preparazione della sala magnete, in particolare bisogna predisporre:
    spessori nucali per garantire la stessa distanza (2cm) tra la sorgente luminosa e l'occhio del soggetto. Il numero di spessori da utilizzare viene calcolato in base alla circonferenza cranica del soggetto;
    diffusori di luce montati sulla bobina;
    fibra ottica nella guida d'onda dedicata e sostegno in plexiglass a portata di mano
    strumentazione per stimolazione uditiva e registrazione di feedback collegati al sistema di stimolazione ed a portata di mano (handgrip e cuffie).

    Una volta posizionato il soggetto sul lettino viene chiusa la bobina, fissata la fibra ottica tramite un sistema di fissaggio ad hoc ed innestata nei diffusori precedentemente montati sulla bobina.
    Al soggetto vengono dati gli handgrip, viene centrato utilizzando come riferimento la bobina, gli viene rimossa la maschera oscurante e lo si porta all'isocentro prestando attenzione che la fibra ottica ed ai cavi delle cuffie/handgrip non vengano bloccati nel loro percorso.
    Terminata la prima parte di acquisizione, il soggetto viene fatto uscire dallo scanner (sempre bendato e al buio), e viene nuovamente bendato per circa 40 minuti, trascorsi i quali viene riposizionato nello scanner senza sistema di stimolazione luminosa ma con i proiettori ed handgrip.
    Per produrre le due luci monocromatiche (480 nm – blu e 620 nm - rossa) vengono utilizzati dei filtri passabanda ad interferenza montati sulla ruota portafiltri a controllo computerizzato (AB301-T, SpectralProducts, NM) che permette di cambiare la luce da somministrare. La luce viene trasportata all'interno della sala RM tramite la fibra ottica (1 pollice di diametro, 6 metri di lunghezza totale, con 50 cm di biforcazione) dalla sorgente luminosa ai diffusori montati sulla bobina. Per rendere le condizioni di stimolazione ripetibili la distanza tra l'occhio del soggetto ed il diffusore dev'essere di circa 2 cm, questa viene garantita grazie all'uso di spessori posizionati sotto la nuca del soggetto.
    L'ammontare totale di luce blu somministrata (20.7 mW/cm2 ) è di quattro ordini di grandezza inferiore rispetto al limite indicato dalle linee guida sui limiti di esposizione alla radiazione visibile dichiarati dalla Commissione Internazionale sulla protezione da Radiazioni non Ionizzanti (ICNIRP). [13]
    Acquisizione
    Nella prima parte di acquisizione, vengono somministrati al soggetto i paradigmi che prevedono esposizione alla luce monocromatica:
    Paradigma visuo/cognitivo, durata totale di acquisizione circa 30 minuti (scelta random dei periodi di buio di 20 s o 30 s), suddivisa in tre acquisizioni da circa 10 minuti ciascuna (quindi circa 200 volumi); prevede la somministrazione di un paradigma cognitivo di memoria a breve termine simultaneamente alla stimolazione luminosa con luce monocromatica.
    Paradigma puramente visivo, durata di 5 minuti (100 volumi); prevede solo l’esposizione alla luce monocromatica.

    La seconda parte di acquisizione prevede invece la somministrazione dei paradigmi con pattern, effettuata mediante strumentazione standard di stimolazione fMRI:
    Paradigma con pattern di linee, durata di 10 minuti (100 volumi); al soggetto vengono mostrate, alternativamente, righe verticali e orizzontali su sfondo rosso o blu.
    Paradigma con pattern di linee e 2afc (2 alternative forcedchoice), durata di 10 minuti (100 volumi); al soggetto vengono mostrate, alternativamente, righe verticali e orizzontali su sfondo rosso o blu e viene richiesto un feedback circa l’orientamento delle righe.

    La seconda parte dell’acquisizione prevede inoltre la registrazione di dati morfologici con una sequenza T1W 3D ad alta risoluzione. Questa viene utilizzata per la registrazione con le immagini funzionali.
    Sequenze









    Figura 2: famiglia delle sequenze utilizzate, evidenziate in rosso per le acquisizioni fMRI ed in verde per le morfologiche.






    Per massimizzare gli effetti di disomogeneità di campo derivati dalla deossiemoglobina le serie temporali fMRI sono acquisite utilizzando una sequenza GRE – high speed con riempimento del k spazio ecoplanareblipped e pesatura T2* (EPI-FID):
    Diagramma temporale:










    Figura 3: diagramma temporale della sequenza fMRI


    Parametri di scansione: l’orientamento del pacchetto d’acquisizione è assiale puro (n° slices=34, slicethickness= 4mm , voxelsize= 1.9x1.9x4, FOV=240x240 mm, matrix 98x98, TR=3000 ms, TE=40 ms, FA=90°).
    Tempo di scansione: dipendente dal numero di volumi acquisiti (3s per ogni volume).
    Bobina: 8 canali brain phased array (1.5T HD 8 Channel High Res Head Array for the GE HDx MR System) + spessori per garantire la distanza di 2 cm tra diffusore ed occhio del soggetto.

    Le immagini strutturali sono acquisite utilizzando una sequenza rapidacquisition GRE volumetrica FID Imaging (3D FSPGR). di durata circa 15min (dipendente dalle dimensioni della slab).
    Diagramma temporale:











    Figura 4: diagramma temporale della sequenza morfologica.






    Parametri di scansione: orientamento della slab assiale puro (TR = 12.4 ms, TE = 5.2 ms, TI = 600 ms, flip angle = 10°, matrixsize = 256x256 mm, FOV = 256x256 mm, slicethickness = 1 mm, voxelsize = 1x1x1 mm).
    Tempo di scansione dipendente dalla dimensione della slab/encefalo del soggetto (14-15 m).
    Bobina: 8 canali brain phased array (1.5T HD 8 Channel High Res Head Array for the GE HDx MR System) + cuscini stabilizzatori per evitare artefatti da movimento.

    La prima parte della sessione di acquisizione (paradigmi visuo/cognitivi e visivi) e la seconda parte (pattern di linee) sono intervallati da un arco temporale di circa 1ora, questo permette di sostituire i dispositivi utilizzati nella prima parte (fibra, sostegno fibra e diffusori) con i proiettori da utilizzare nella seconda parte.
    Paradigmi
    Paradigma visuo/cognitivo: consiste in periodi d'illuminazione alternati (50 s) con luce blu e rossa alternati da periodi di buio con durata random tra 20 e 30 secondi (media 25 s).
    Il blocco composto da 50 s di luce blu, 20-30s di buio, 50 s di luce rossa e 20-30 s di buio viene ripetuto 13-14 volte per un tempo d'acquisizione totale di circa 30 minuti, suddiviso in tre acquisizioni distinte.
    Simultaneamente viene inoltre somministrato un task cognitivo uditivo di memoria a breve termine, composto da una serie di consonanti presentato in maniera casuale nelle forme 0-back (il soggetto deve indicare la lettera "r" in una serie di lettere 3-back (il soggetto deve individuare se una lettera viene ripetuta dopo 3 posizioni nella serie di lettere). In tutti i casi la serie è si 14 consonanti a successione casuale ed il soggetto comunica la sua risposta spingendo i tasti degli handgrip.
    L'intensità della luce, la posizione della ruota portafiltri e la somministrazione audio dei task sono gestiti dalla toolbox per Matlab COGENT 2000 (www.vislab.ucl.ac.uk/cogent.php), che oltre a permettere la gestione dei dispositivi di stimolazione permette la sincronizzazione di tale stimolazione all'attività dei gradienti dello scanner, per poter sincronizzare stimolazione ed acquisizione.
    Questo paradigma cognitivo è simultaneo ma totalmente indipendente dal paradigma visivo.
    Paradigma visivo puro: lo stimolo corrisponde in 10 blocchi da 30 s in cui il soggetto viene sottoposto in maniera casuale a 10 s di luce blu e 10 s di luce rossa alternati da 5 s di buio per una durata complessiva di 5 minuti.
    Paradigma con pattern di linee: per attivare in modo specifico il sistema visivo limitando i fattori confondenti d'attivazione derivati dalla stimolazione luminosa di per se (allerta) il soggetto viene esposto ad uno stimolo visivo composto da linee orizzontali e verticali che si muovono con frequenza di 10 Hz. La somministrazione è composta da 40 blocchi (10 con linee verticali rosse e 10 blu, 10 con linee orizzontali rosse e 10 blu) alternati da periodi di buio. Ogni tipo di stimolo è presentato per 10 s ed ogni periodo di buio per 5 s. La durata totale è di 10 min. Gli stimoli sono presentati con proiettori RM compatibili.
    Usando lo stesso stimolo viene acquisito un secondo runfMRI dove viene chiesto al soggetto di indicare se le linee sono orizzontali o verticali premendo i pulsanti delle handgrip.









    Figura 5: schemi temporali dei blocchi dei paradigmi visivo puro, visuo-cognitivo e pattern di linee in ordine di somministrazione.






    Postprocessing ed analisi dei dati
    Il pre ed il post-processing sono effettuati utilizzando i seguenti software FSL-Feat software (FMRI Expert Analysis tool - http://fsl.fmrib.ox.ac.uk/fsl/fslwiki/), AFNI (AFNI:http://afni.nimh.nih.gov/afni/) ed SPM (Statistical parametricmapping, http://www.fil.ion.ucl.ac.uk/spm/).
    Il pre-processing consiste nel riallineare, coregistrare e normalizzare spazialmente i dati. I cambiamenti nelle risposte cerebrali sono stimati utilizzando un General Linear Model (GLM) dove i blocchi dei task sono modellizzati utilizzando una funzione a blocchi, convoluta con una risposta emodinamica standard. I regressori sono modellizzati separatamente nei blocchi d’attivazione dovuti alla stimolazione di luce blu, rossa e buio. Il contrasto d’interesse deriva dalla comparazione tra blocchi d’attivazione acquisiti nelle tre diverse condizioni di stimolazione luminosa.
    Le mappe statistiche sono corrette per confronti multipli sull’intero volume cerebrale (cluster-based family-wiseerrormethod,z=2.3, p=0.05). L’analisi di secondo livello comparerà pazienti e controlli nelle differenti condizioni d’esposizione.
    L’attivazione cerebrale dovuta alle differenti condizioni è valutata considerando il numero di voxel che mostrano un contrasto significativamente differente nelle varie condizioni di stimolazione e la loro significatività statistica (Z-values e p-values).
    Allo stato attuale (acquisizioni di volontari pilota), sono state fatte solo analisi preliminari: confronto tra blocchi di esposizione alla luce (indipendentemente dalla lunghezza d’onda) rispetto ai blocchi di buio, sia nel paradigma visivo che nella parte visiva di quello visuo/cognitivo, e confronto tra blocchi di task e blocchi di rest per la parte cognitivo del paradigma visuo/cognitivo.
    5. Discussione
    Il protocollo d’acquisizione sopra descritto è stato formalizzato grazie alla collaborazione di diverse figure professionali (tecniche e cliniche).
    Le principali criticità tecniche riscontrate e risolte sono state:
    Artefatti da disomogeneità dovuti ai materiali componenti i diffusori: per valutare l’impatto dei diffusori (composti da: vetro, specchi, due tipi di colla e legno) sulla qualità delle immagini sono state eseguite prove su fantoccio, che hanno dimostrato la bassa influenza di questi dispositivi sulla qualità dell’immagine RM.







    Figura 6: (a) posizionamento dei diffusori sulla bobina; immagini acquisite da fantoccio senza (b) e con © i diffusori; (d) risultato registrazione delle immagini (b e c) e la loro differenza relativa: (CON strumentazione – SENZA strumentazione) / SENZA strumentazione.


    Posizione dell’occhio rispetto al diffusore: i vetri diffusori sono fissati sui montanti della bobina, hanno quindi una geometria fissa. Se il soggetto ha la testa piccola il suo occhio è più distante dal diffusore e l’intensità dello stimolo luminoso è inferiore. Al contrario se l’occhio è troppo vicino al diffusore la luce è più intensa e meno uniforme. Sono state effettuate delle misurazioni con un fotometro posto a diverse distanze dalla sorgente luminosa (1-2-3 cm) per quantificare le differenze in intensità ed uniformità. Dalle misurazioni è emersa la necessità di ottenere una maggiore uniformità della luce per standardizzare e rendere riproducibile lo studio. Questo è stato ottenuto aggiungendo un secondo vetro diffusore e realizzando quattro spessori nucali molto sottili, 5 mm ognuno, da aggiungere in relazione alle dimensioni della testa del soggetto.










    Figura 7: misure d’intensità ed omogeneità della luce blu acquisite con un solo vetro diffusore a distanza di 1 (a), 2 (b) e 3 © cm dalla sonda; con due vetri diffusori a distanza di 1 (d), 2 (e) e 3 (f) cm.



    Negli assi x e z sono riportati i punti di campionamento in cm sulla superficie del diffusore, in y l’intensità della luce espressa in µW/cm2.



    Necessità di creare un sistema di supporto per la fibra ottica: la fibra ottica ha un peso di circa 4 kg, dovendo arrivare alla bobina, in corrispondenza degli occhi del soggetto, è stato necessario creare un sistema di supporto che la sorreggesse, evitando al paziente di sentirne il peso durante l’acquisizione. Inoltre tale sistema è stato adattato per garantire la stabilità della fibra durante i movimenti del lettino dello scanner, evitando che la fibra si possa scollegare dai diffusori durante le operazioni di centratura.


    La soluzione è stata creare un supporto in plexiglass, da posizionare sul torace, fissandolo con le bande di feltro, che fanno parte della fornitura dello scanner GE. Il supporto è stato opportunamente costruito per non esercitare un effetto compressivo sia sul torace (se troppo stretto) sia sugli arti superiori contro al carter del gantry (se troppo largo). Le dimensioni adeguate sono state definite grazie a misurazioni standardizzate del torace di 5 volontari sani di diversa conformazione fisica.
    Posizionamento del soggetto al buio: la fase precedente all’acquisizione dei dati prevede la preparazione del sistema visivo dei soggetti tramite deprivazione sensoriale visiva totale, che dev'essere mantenuta anche nel tragitto verso la sala magnete. Per questo viene richiesto al soggetto di mantenere gli occhi chiusi e viene posizionata una maschera oscurante sugli occhi, previo abbassamento al minimo del livello d’illuminazione dell'ambiente circostante. Anche nella sala magnete devono essere spente tutte le luci, è quindi essenziale predisporre tutti i dispositivi di stimolazione luminosa prima di accompagnare il soggetto deprivato. Essendo il set-up complesso, sono state effettuate molteplici prove su fantoccio e volontari sani.











    Figura 8: (a) posizionamento di un volontario sano con la strumentazione per la stimolazione luminosa, (b) immagini 3D FSPGR T1, in cui sono evidenti clusters d'attivazione del segnale BOLD in corrispondenza delle aree corticali visive, durante la stimolazione luminosa.






    Le acquisizioni pilota hanno rivelato le criticità tecniche del protocollo, legate anche a questioni di sicurezza del soggetto come ad esempio la facilità di raggiungere il segnalatore acustico per le emergenze, dato che le mani del soggetto sono occupate dagli handgrip e la sala RM è al buio (impossibilità di controllo visivo).
    6. Conclusioni
    Il protocollo da me ottimizzato è risultato idoneo sia alla somministrazione di paradigmi visivi e cognitivi, sia alla esposizione a fasci di luce monocromatica, durante l’acquisizione fMRI. Le acquisizioni pilota effettuate sia su fantocci che su volontari sani hanno permesso di rivelare diverse criticità tecniche, che sono state superate in circa sei mesi.
    Ad oggi, nella fase pilota del progetto, sono stati acquisiti dati di fMRI processabili da 5 volontari sani. Pertanto, è iniziata la fase di reclutamento di pazienti LHON, che sarà sottoposto al medesimo protocollo di studio discusso in questo breve trattato.
    8. Bibliografia
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  24. 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”
















    ARGOMENTO DELLA VERIFICA



    Riempimento radiale del k-spazio



    La tecnica KWIC nel contrasto delle immagini























    CANDIDATO







    Daniele Passarin



    Unità Operativa Complessa di Radiologia Ospedale Santa Maria Del Prato, ULSS 2



    danpassarin[chiocciolina]gmail.com










    Riassunto
    Nel corso degli ultimi anni, grazie allo sviluppo tecnologico che ha accompagnato il settore della Risonanza Magnetica, è notevolmente cresciuto l’interesse diagnostico nei confronti del riempimento radiale del k-spazio, in molte applicazioni cliniche. Tale tecnica viene realizzata attraverso l’utilizzo di due gradienti di readout che vengono accesi simultaneamente durante la lettura del segnale, creando uno schema di traiettorie a raggiera attorno al centro del k-spazio. Tuttavia proprio questa caratteristica fa sì che ogni singola linea di dati contenga sia informazioni di contrasto che di risoluzione spaziale, creando un’immagine finale la cui pesatura è una media di tutti gli echi acquisiti. Questo lavoro si concentra sull’analisi della tecnica K-Space Weighted Image Contrast (KWIC) applicata ad una sequenza TSE, un sistema di filtraggio dei dati che permette di decidere quale echo vada a campionare la regione centrale e quella circostante, identificando quindi un TEeff all’interno del treno di echi. Ciò consente inoltre di creare una serie di immagini a differente pesatura e delle mappe dei T2 degli oggetti in esame utilizzando un singolo set di dati. Si vedranno poi come le principali caratteristiche di questa tecnica, di come questa risulti essere estremamente sensibile a molti tipi di artefatti come gli streaking artifacts, il ringing o l’edge sharpening/blurring e di come sia possibile limitarne la comparsa sulle immagini ottimizzando i parametri di acquisizione. Infine si prenderà in considerazione l’implementazione del KWIC con altre tecniche di ricostruzione delle immagini e con particolari applicazioni cliniche come gli studi dinamici (D-KWIC).
    Parole Chiave
    KWIC, Radial Sampling, K-Space, Projection Reconstruction, T2 Maps
    Introduzione
    L’evoluzione tecnologica che ha accompagnato il settore della Risonanza Magnetica negli ultimi anni ha permesso di creare apparecchiature in grado di generare un Campo Magnetico Statico (CMS) con disomogeneità molto ridotte e sistemi di bobine di gradiente altamente performanti e con un’ottima linearità. Ciò ha consentito di rivedere alcune tecniche di riempimento del k-spazio già sperimentate in passato, ma non molto utilizzate perché trovate sconvenienti a causa dei limiti tecnici di quel periodo. Tra queste, la tecnica di riempimento radiale ha, a poco a poco, assunto un posto di rilievo in alcune applicazioni cliniche per via della sua robustezza ai movimenti dell’oggetto in esame e alla possibilità di impostare Tempi di Echo (TE) considerevolmente più bassi. Questo risulta particolarmente importante, ad esempio, nello studio dei tessuti con T2 breve come la cartilagine o il parenchima polmonare. Diversamente dal campionamento cartesiano, comunque, nel quale la pesatura T2 desiderata viene impostata attraverso il corretto ordine di riempimento delle righe del k-spazio, la tecnica radiale,applicata a sequenze che utilizzano un treno di echi (ETL), consente di ottenere immagini caratterizzate da un contrasto che è dato da una media di tutte le linee acquisite, dato che tutti gli echi contribuiscono in maniera uguale nella regione centrale del k-spazio. Non è quindi possibile definire un tempo di echo effettivo (TEeff) dal treno di echi per ottenere il grado di pesatura richiesta, cosa che può portare ad un contrasto indesiderato dell’immagine, oltre ad una riduzione nel rapporto segnale/rumore (SNR). Se fosse possibile determinare questo parametro, tuttavia, tale tecnica potrebbe risultare estremamente utile nell’identificazione delle anomalie tissutali, mantenendo tutti i vantaggi menzionati sopra. In questo lavoro viene descritto un nuovo metodo per manipolare il contrasto delle immagini ottenute con il campionamento radiale: il K-Space Weighted Image Contrast (KWIC). L’algoritmo KWIC sfrutta il vantaggio che la regione centrale del k-spazio è intrinsecamente sovracampionatae, durante il processo di ricostruzione dell’immagine, è possibile modificare efficacemente il contributo che ogni singola linea di dati fornisce a questa regione, attraverso una precisa modulazione del sistema di filtraggio del segnale. Tale procedura, inoltre, permette di generare una mappa dei T2 da una singola acquisizione, scegliendo la funzione filtro adeguata per ogni echo del treno di echi, in una sequenza Turbo Spin Echo (TSE).
    Tecnica e Metodologia
    La tecnica di riempimento radiale (Paul Lauterbur, 1973), chiamata anche Projection Acquisition o Projection Imaging, prevede che i dati campionati dal segnale RM vengano disposti, all’interno del k-spazio, secondo uno schema a raggiera. Ognuna di queste proiezioni passa per il centro, piuttosto che secondo linee parallele come nel riempimento Cartesiano, come mostrato in Figura 1. Il riempimento radiale si ottiene mediante l’accensione simultanea di due gradienti di readout trilobati lungo gli assi x e y. Il primo lobo di entrambi i gradienti ha lo scopo di defasare le magnetizzazioni, determinando il punto di partenza della scansione all’interno del k-spazio, il secondo individua l’angolo e, quindi, la direzione di campionamento dei dati mentre il terzo viene applicato con un effetto tale da bilanciare il primo lobo riportando in fase le magnetizzazioni. E’ quindi evidente che ogni raggio può essere acquisito con una combinazione dei rispettivi gradienti nelle direzioni x e y, positiva e negativa, producendo una rotazione radiale attorno al centro.Tuttavia, differentemente dal riempimento lineare Cartesiano, mostrato in Figura 1b, in cui il contrasto T2 desiderato viene determinato impostando al centro del k-spazio la linea di dati acquisita al TEeff appropriato mentre tutte le altre verranno posizionate nelle regioni più periferiche, lo schema di traiettorie radiali non rende possibile tale scelta, facendo ottenere un’immagine il cui contrasto finale è dato da una media di tutti gli echi.







    Figura 1: Diverse tecniche di riempimento del k-spazio. A) Schema di riempimento radiale non-Cartesiano(sinistra) con dettaglio del campionamento della regione centrale (alto) e diagramma temporale di una sequenza TSE con riempimento radiale ed ETL=4 (destra).B) Schema di riempimento lineare Cartesiano(sinistra) con dettaglio del campionamento della regione centrale (alto) e diagramma temporale di una sequenza TSE con riempimento Cartesiano ed ETL=4 (destra).
    Inoltre, utilizzare la tipologia di riempimento appena descritta comporta una serie di problematiche aggiuntive, rispetto al Cartesiano, in fase di ricostruzione dell’immagine. Infatti, i punti campionati non risulteranno né disposti secondo una griglia né equidistanti tra di loro, cosa che impedisce un utilizzo immediato della Trasformata Discreta Inversa di Fourier (IDFT). Inoltre, il fatto che la densità di campionamento sia di molto superiore nella sezione centrale rispetto alle regioni periferiche, comporta gravi artefatti di blurring dell'immagine, dato che la IDFT non tiene conto della distanza tra i punti di campionamento, indicata con ∆q in Figura 1b, che in questa situazione varia localmente: il segnale si accumula così al centro causando una sovrastima delle basse frequenze spaziali. Per far fronte ad entrambi questi inconvenientivengono convenzionalmente utilizzati due differenti metodi di ricostruzione dei dati acquisiti radialmente: la Projection Reconstruction (PR), che sfrutta il processo di retroproiezione filtrata, similmente alle acquisizioni TC, e il Regridding, il quale prevede invece l’interpolazione dei dati con una griglia Cartesiana a cui viene poi applicata la IDFT.








    Figura 2: A) Filtro a rampa lineare applicato a ciascuna linea di dati acquisiti nella tecnica PR. B) Filtro a rampa modificato utilizzato nella tecnica KWIC.
    Nella Projection Reconstruction,normalmente,ad ogni linea di dati viene applicato lo stesso filtro a rampa lineare, (Figura 2a). I filtri a rampa sono delle funzioni che, una volta convolute col segnale, sono in grado di mantenere le frequenze attorno al picco riducendo od eliminando le altre. In questo caso, possono essere considerati come filtri passa-alto, utilizzati per attenuare gli effetti di blurring descritti sopra, enfatizzando i contorni delle immagini ma aumentando anche il rumore statistico, motivo per cui sono sempre combinati con altre tipologie di filtri passa-basso.
    L’algoritmo KWIC si può sostanzialmente considerare come una tecnica di Projection Reconstruction modificata. Qui il k-spazio viene suddiviso in aree concentriche, partendo dalla regione più interna di raggio ρ1. Nell’esempio riportato in Figura 3a sono stati rappresentati i campionamenti ottenuti con una sequenza TSE radiale e un treno di echi pari a 4. I dati nella sezione centrale, in rosso, vengono azzerati dalla funzione filtro, fatta eccezione per quelle linee acquisite durante il TE che permette di ottenere la pesatura desiderata: le proiezioni corrispondono ai dati relativi all’echo 1 (E1) e consentono di ottenere un contrasto in DP associato ad un TEeff relativamente corto.








    Figura 3: A) schema di filtraggio dei dati nella regione centrale, in rosso, per una sequenza TSE con ETL=4. Qui sono vengono mantenuti solo i dati relativi al TE d’interesse (E1 in questo esempio). B) Schema migliorato di filtraggio dei dati: viene identificata un’area adiacente alla prima di raggio ρ2 = 2ρ1, contenente i dati relativi all’E1 e all’E2.
    Tuttavia, dato che un cambiamento improvviso dell’intensità del segnale può causare la comparsa di artefatti nell’immagine, è necessario identificare una seconda regione circolare più esterna alla prima, di raggio ρ2. Come rappresentato in Figura 3b la regione centrale è la stessa, mentre in quella più esterna, in blu,vengono mantenuti i dati relativi ai primi due echi, E1 ed E2, impostati in modo che i campionamenti dell’E2 dividano a metà gli angoli formati dai raggi di E1 al fine di consentire una transizione più graduale tra la regione centrale e quelle periferiche.
    Il filtro a rampa modificato utilizzato nella tecnica KWIC, è mostrato in Figura 2b: questo viene applicato all’echo desiderato, in questo caso E1, ed è caratterizzato da una pendenza relativa che varia in base alla regione del k-spazio in cui viene applicato. Nell’esempio riportato sopra, la retta assume un valore di 4 quando |k| ≤ ρ1, 2 (o ETL/2) quando ρ1<|k| ≤ ρ2, e 1 quando |k|> ρ2. Per l’E2, il filtro azzera i dati per |k| ≤ ρ1, ma è altrimenti identico a quello utilizzato per l’E1, mentre l’E3 e l’E4 vengono filtrati completamente per |k| ≤ ρ2. Nel caso in cui si, invece, si desiderasse un’immagine con un contrasto T2 più robusto, ad esempio impostando come TEeff quello dell’l’E4, risulta necessario ribaltare la situazione: la regione più interna (in rosso) avrà una pesatura dipendente dall’E4, mentre quella appena fuori (in blu) da E3 ed E4. Affinché venga soddisfatto il criterio di Nyquist che stabilisce la densità di campionamento minima è necessario che ogni pixel della regione centrale venga riempito dai dati provenienti da almeno una delle proiezioni dell’E1. E’ quindi possibile calcolare il valore appropriato di ρ1: la distanza, d, tra due punti equidistanti dal centro del k-spazio può essere data, approssimativamente, da




    dove ϕ è l’angolo compreso tra le due viste e ρ la distanza dei punti dal centro. Dal momento che l’obbiettivo è quello di utilizzare i dati appartenenti solamente all’E1nella regione centrale del k-spazio, nell’esempio, deve essere determinato il valore massimo di ρ per il quale d=Δk (per un FOV quadrato). Quindi



    Così, ad esempio, per N=256 proiezioni (che si estendono in un range angolare di 180°) e un ETL= 4, ρ1~ 20 in unità di Δk. Così, nella regione centrale del k-spazio, delimitata da una circonferenza del raggio di 20 pixel, si può raggiungere una densità di campionamento sufficiente utilizzando i dati provenienti solamente da un echo per ogni ETL. Ne consegue che ρ2 = 2ρ1 dato che le proiezioni di E2 dividono a metà l’angolo tra le proiezioni contigue dell’E1. In letteratura, inoltre, al fine di ottenere una risoluzione spaziale isotropica, è consigliato di selezionare un numero di linee di acquisizione ns pari a



    per fare in modo che la distanza tra i campionamenti appartenenti a proiezioni limitrofe sia minore o uguale Δk.
    Discussione
    L’algoritmo KWIC appena descritto rappresenta una tecnica alternativa per la ricostruzione dei dati acquisiti con campionamento radiale e consente di ottenere sia un set di immagini con differenti pesature, attraverso una corretta disposizione nel k-spazio delle linee acquisite e una modulazione opportuna del filtro a rampa, sia una mappa dei valori T2.








    Figura 4: Immagini di fantocci riempiti con acqua e varie concentrazioni di cloruro di manganese, acquisite utilizzando una sequenza TSE a cui è stato applicato l’algoritmo KWIC (TR=7000 msec, Matrice = 160 x 160, FOV = 120, N=512, Spessore di strato = 3 mm,Echo Spacing = 10). Il centro è stato campionato utilizzando 16 (A) e 8 echi (B). Le due immagini in basso (C-D) rappresentano le mappe di rilassamento T2 calcolate sulla base delle acquisizioni sovrastanti.
    Tuttavia, è bene precisare alcuni punti fondamentali da tenere in considerazione quando si usa questa tecnica. Se, infatti, il numero delle linee acquisite risulta essere eccessivamente ridotto si avrà la comparsa degli streaking artifacts che si presentano come una serie di striature che si diramano tutt’intorno all’immagine e sono dovute al sottocampionamento delle regioni periferiche, come è possibile osservare confrontando le immagini in Figura 4a e 4b. Questo tipo di artefatto, inoltre, può essere causato anche dall’unione di più linee di acquisizione aventi tempi di echo differenti attorno a quelle aree con un rilassamento T2 pronunciato, poiché il decadimento relativo del segnale causa delle variazioni improvvise nella Point Spread Funcion corrispondente.Un altro aspetto che appare evidente nelle immagini è la presenza di fenomeni di blurring o di sharpening ai bordi degli oggetti acquisiti. Questa è una conseguenza dell’utilizzo di dati acquisiti a tutti i tempi di echo nelle regioni periferiche del k-spazio ed è legata alla lunghezza del TEeff che si è andati a selezionare. Ad esempio, con un TEeff breve la regione centrale del k-spazio sarà dominata da dati ad elevato segnale, mentre la regione esterna contiene i contributi di tutti gli echi. Come risultato, i bordi degli oggetti diventeranno sfocati a causa del decadimento T2. Viceversa, nella situazione in cui il TEeff è lungo, si verifica l'effetto opposto: i bordi appariranno più definiti poiché le acquisizioni con segnale più elevato contribuiranno solo nelle regioni periferiche del k-spazio. Insieme, questi due effetti portano ad un errato calcolo del valore del decadimento T2 nelle mappe, che risulta essere, ai bordi, molto superiore ai valori effettivi, come è evidente in Figura 4c e 4d. Una possibile soluzione per limitare questi effetti indesiderati è quella di utilizzare diversi valori della regione centrale, secondo la formula descritta nel paragrafo precedente. Quindi, acquisendo un maggior numero di linee oppure utilizzando un ETL più corto, si otterranno zone più circoscritte, e quindi sarà maggiore il contributo delle alte frequenze. Un esempio di ciò è possibile osservarlo in Figura 4a e 4b, dove vengono utilizzati due ETL di lunghezza diversa: i fantocci acquisiti con 8 echi appaiono con i bordi nettamente più definiti rispetto a quelli ottenuti con 16. Tuttavia, ridurre la lunghezza del treno di echi non solo comporta la comparsa di un maggior numero di streaking artifacts, ma consente anche un controllo ridotto sul contrasto dell’immagine dal momento che limita la regione dominata dalle basse frequenze spaziali. Un altro aspetto indesiderato visibile in Figura 4 è il ringing, rappresentato da striature concentriche presenti soprattutto nei fantocci caratterizzati da un rilassamento T2 più lungo. Ciò è dovuto al view sharing, ovvero il metodo di ricostruzione che consente di riutilizzare alcuni degli stessi dati del k-spazio tra più set di dati grezzi per ricostruire due o più immagini diverse, in modo da ridurre la quantità di tempo necessaria per acquisire una serie completa di linee del k-spazio. Tuttavia, questo sistema introduce un altro tipo di problema: dato che le immagini ricostruite utilizzano alcuni echi in comune risulterà evidente un contrasto misto nell’immagine finale, dovuto appunto all’utilizzo di linee acquisite a TE differenti, come è possibile osservare in Figura 5. Per ridurre i contributi di contrasto indesiderato nelle immagini ricostruite è necessario utilizzare una finestra temporale stretta. Neumann et al hanno dimostrato l’efficacia della tecnica narrow KWIC (nKWIC) che rende possibile ottenere ciò utilizzando solamente degli echi vicini a quello selezionato ottenendo, a causa dell’acquisizione ridotta delle linee del k-spazio, un’immagine fortemente sottocampionata. Utilizzando poi l’imaging parallelo seguito da un filtro adeguato per il rumore è possibile ricalcolare i dati mancanti e quindi ottenere un’immagine adeguatamente campionata, come mostrato in Figura 5. Qui, le immagini 5b e 5c sono state acquisite con TR=5000 msec, Matrice = 256 x 256, FOV = 200, N=512, Spessore di strato = 4 mm, Echo Spacing = 8.8 msec, ETLb= 15,ETLc= 3, N = 510, TA = 2:50 min. I parametri utilizzati nell’immagine A sono gli stessi, eccetto per i TE utilizzati che sono 8.8 msec e 132 msec, rispettivamente per la pesatura DP e T2.





    Figura 5: Confronto tra immagini acquisite con una sequenza TSE convenzionale, una sequenza KWIC-TSE e una sequenza narrow KWIC-TSE con pesatura in PD (destra) e in T2 (sinistra). Le frecce in figura indicano gli spot di contrasto misto, meno evidenti nelle immagini acquisite con il nKWIC (in basso).
    Un altro possibile utilizzo della tecnica KWIC è rappresentato dagli studi dinamici (D-KWIC). In questo tipo di applicazioni lo scopo è quello di ottenere, soprattutto, un’ottimale risoluzione temporale. E’ bene dunque precisare che, dato che il contrasto dell’immagine è determinato soprattutto dai dati racchiusi nella regione centrale del k-spazio, la risoluzione temporale effettiva è costituita dal tempo necessario per acquisire l’echo che andrà a riempire tale regione (ad esempio E1 in Figura 3a) e non un set completo di dati.







    Figura 6: confronto tra immagini acquisite mediante tecnica D-KWIC a tre diversi momenti temporali, ottenute con campionamento di un set di dati completo (A), un valore ρ1 di 15 (B), e 32.
    La serie temporale dinamica di immagini viene formata mediante la tecnica di ricostruzione sliding window, applicata in modo che ogni immagine successiva a quella acquisita venga ricostruita sostituendo i dati dell’echo che in quel momento codifica il centro del k-spazio con quelli provenienti dal successivo. Per esempio per un ETL = 8 la prima immagine sarebbe formata da E1, E2, E3, E4*, E5, E6, E7, E8, (* indica l’echo che codifica il centro, in questo caso E4). La seconda immagine sarebbe composta da E2, E3, E4, E5*, E6, E7, E8, E1-2, la terza da E3, E4, E5, E6*, E7, E8, E1-2, E2-2 e così via.Si noti come la disposizione degli echi sia applicata in modo che l’echo che codifica il centro del k-spazio sia il più vicino possibile alla metà del gruppo. Il numero totale delle immagini nella serie è dato dalla formula




    dove F indica il numero dei set di dati completi acquisiti. Ad esempio, se ne venissero acquisiti quattro in successione, con un ETL di 8, ci sarebbero 25 immagini nella serie temporale e la prima immagine corrisponderebbe al momento temporale in cui è stato acquisito il quarto echo (E4 nell’esempio).
    Conclusione
    Si può quindi concludere che la tecnica KWIC sia effettivamente in grado di fornire immagini con una ridotta suscettibilità al movimento del paziente e caratterizzate da una pesatura definita da un TEeff, attraverso la modulazione dei dati del k-spazio. L’applicazione di questa tecnica ad un singolo set di dati grezzi consente inoltre di ottenere sia una serie di immagini con diverso contrasto sia delle mappe di decadimento T2 degli oggetti in esame, sebbene l’elevata sensibilità della metodica a varie tipologie di artefatti richiedano un’attenzione particolare da parte dell’utilizzatore. Tuttavia, l’utilizzo del KWIC associato ad altre tipologie di ricostruzione delle immagini tendono a minimizzarne gli aspetti indesiderati, rendendolo uno strumento efficace in diverse applicazioni cliniche.

    Bibliografia
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    Comparison with fat-suppressed spoiled GRASS and magnetization transfer contrast MR
    Imaging” Radiology 203:501-507 (1997)




  25. 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.














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    tensor visualization"
    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




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