CONTRATTO DI COLLABORAZIONE COORDINATA E

 FIRENZE, LUNEDÌ 14 APRILE 2014 Aula Magna NIC, AOUCareggi, Largo Brambilla 3 Master 1° livello Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di Risonanza Magnetica ed elaborazione d’immagini in ambito clinico e di ricerca Discussione verifiche a.a. 2012‐2013 Nei locali del NIC (Nuovo Ingresso Careggi) si terrà la discussione delle verifiche del Master di 1° livello “Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di Risonanza Magnetica ed elaborazioni d’immagini in ambito clinico e di ricerca”, con inizio alle ore 08.30. I Tecnici, i Medici Radiologi ed i Fisici interessati ad avere notizie sui più recenti sviluppi RM sono invitati a partecipare. Gli argomenti saranno estremamente vari spaziando dalle tecniche innovative, ai recenti progressi teorici e metodologici. La partecipazione è libera, ma è richiesta l’iscrizione per poter organizzare al meglio l’evento (100 posti max), inviando una email a: rmdipartimentali@aou‐careggi.toscana.it; indicando: Cognome Nome, Ruolo, Ospedale / Istituto e Città di provenienza. Riceverete una email di conferma. 1
Titoli verifiche • MRSI prostata. Aspetti tecnici per l’ottimizzazione dell’esame, posizionamento del paziente, individuazione Volume Of Interest (VOI), collocazione bande di saturazione, BO Shimming e valutazione dello spettro Alice Bettacchioli • Correzione degli artefatti da movimento nelle sequenze 3D. Tecnica 3D PROMO Andrea Spagnolo • Studio vascolare periferico: angio‐rm senza MdC flow sensitive dephasing FSD‐3DbSSFP Cristina Poggi • Riduzione degli artefatti da metallo nelle sequenze 2D e 3D SEMAC vs MAVRIC Daniela Picarella • Analisi delle tecniche CEST. Aspetti pratici, sviluppi e innovazioni Elisa Lucchesi • Risoluzione del contrasto e riduzione dei tempi di acquisizione. Ottimizzazione nell’ambito delle Fast Spin Echo 3D Fabio Pieri • Angiografia RM. Il ruolo della tecnica ibrida HOP‐MRA Guido Di Bisceglie • Arterial Spin Labeling Angio‐RM senza mezzo di contrasto. Time‐Spatial Inversion Pulse (Time‐SLIP) Gabriele Bordon • Imaging RM con TE ultra‐short. Il ruolo della sequenza PETRA Luca Bartalini • Imaging a respiro libero con campionamento radiale dei dati. Sequenza Radial 3D‐GRE T1w (Radial VIBE) Luca Mazzetti • L’evoluzione tecnologica in angiografia RM. Il ruolo della sequenza TrueSTAR Luca Provvedi • Evoluzione delle sequenze pesate in diffusione. Syngo RESOLVE Roberto Agliata • Doppi impulsi di preparazione. MP2RAGE vs DIR Roberto Chiozzi • Parallel imaging: evoluzione della tecnica. CAIPIRINHA. Rosanna Primo • Perfusione quantitativa cerebrale. Sviluppo e utilizzo della tecnica PRESTO Silvia Bicchi • Dual‐Echo Arteriovenography Imaging. Sequenza CODEA Stefano Cappelli • 3D PC VIPR.Ottimizzazione della sequenza mediante l’utilizzo di Tools di ricerca “Control Variables”, GE Healthcare. Carmelo Parisi • AngioRm senza mezzo di contrasto Sequenze TRANCE (Philips) Chiara Bua Giancarro • Angio‐Rm senza mezzo di contrasto: Quiescent‐Interval Single‐Shot (QISS) Corrado Di Dio • Whole Body Angiografia RM (CE‐Wb‐MRA): syngo TimCT a singola iniezione di MDC vs Multi‐Station MRA Luca Graziosi • Tecniche di saturazione selettiva con inversion recovery. SPIR Vs SPAIR Alessandro Tagliavini •
Ottimizzazione assorbimento energia elettromagnetica paziente RM. SAR Specific Absorption Rate Leonardo Lelli • RM Cardio. Accuratezza e precisone del T1‐mapping Simona Covizzoli • Driven Equilibrium. Approccio al parametro Carmine Tico • Elastografia RM: tecnica e applicazioni cliniche Jacopo Tonti • Imaging pesato in suscettibilità magnetica. Il ruolo della sequenza SWIP Filippo Turci • Sviluppo di una sequenza DWI ad alta risoluzione Realizzazione di mappe di ADC per la discriminazione delle sottostrutture cerebrali dell’ippocampo Francesca Epifani MRSI prostata
Aspetti tecnici per l’ottimizzazione dell’esame, posizionamento
del paziente, individuazione Volum Of Interest (VOI),
collocazione bande di saturazione, BO Shimming e valutazione
dello spettro
Alice Bettacchioli
Motivazione: la RM della prostata, essendo l’esame più completo per valutare la ghiandola nella sua interezza, è
molto richiesto per l’alta incidenza allo screening (PSA) delle lesioni e l’alta frequenza del tumore. L’obiettivo della
RM è quello di stabilire la rilevanza del tumore in termini clinici; questo è possibile, secondo le odierne linee guida,
grazie alla RM multiparametrica che, includendo immagini T2 pesate ad alta risoluzione (T2WI) e almeno due delle tre
metodiche funzionali (DWI, PWI e MRSI), ci permette di ottenere non solo una valutazione morfologica ma anche
funzionale offrendo una miglior caratterizzazione. Lo scopo di questo lavoro è quello di trattare le problematiche
relative all’utilizzo della MRSI poiché la spettroscopia è in grado di dare moltissime informazioni funzionali e
metaboliche ma richiede una grande attenzione tecnica, in quanto il risultato finale di un esame spettroscopico non è un
immagine anatomica ma uno spettro, non sempre facilmente interpretabile.
Metodo: la spettroscopia della prostata sfrutta per la definizione del volume di interesse (VOI) una combinazione di
point-resolved spectroscopy (PRESS) e 3D chemical shift imaging (CSI) piuttosto che la tradizionale single-voxel (SV)
o la tecnica 2D. Questo complica lo studio perché implica l’utilizzo di codifiche di frequenza per la localizzazione
spaziale, non previste nella SV, che essendo in numero limitato comportano artefatto di Gibbs, legato alla
contaminazione intra ed extravoxel, che può essere limitata o con l’ utilizzo di bande di saturazione intorno al VOI
oppure sfruttando impulsi selettivi di presaturazione. La corretta definizione del VOI risulta complicata ma
fondamentale soprattutto in regioni con alta suscettibilità per ottenere uno shimming ottimale.
Conclusioni: vengono trattati gli aspetti tecnici relativi alla conduzione dell’esame con i dovuti accorgimenti che
garantiscono l’ottimizzazione della tecnica in termini di posizionamento del paziente, individuazione del VOI,
collocazione bande di saturazione, BO Shimming e valutazione dello spettro.
a
b
Figura 1a-b: posizionamento bande di saturazione: a) sag b) ax.
Figura 2: spettro prostata patologica.
Bibliografia:
[1] Antonin Skoch et al. “Spectroscopic imaging: Basic principles“ European Journal of Radiology 67 (2008) 230–239;
[2] Jelle O. Barentsz et al. “ESUR prostate MR guidelines 2012” European Journal of Radiology 22 (2012) 746–757;
[3] Sadhna Verma et al. “Prostate MRI and 3D MR Spectroscopy: How We Do It” AJR Am J Roentgenol. 2010 June
194(6): 1414–1426;
[4] Atti del Master di 1° Livello “Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di RM ed
elaborazione di immagine in ambito clinico e di ricerca” aa 2012- 2013.
Correzione degli artefatti da movimento nelle sequenze 3D
Tecnica 3D PROMO
Andrea Spagnolo1
1
Unità Operativa Complessa di Radiologia,
“Ospedale G. Fracastoro” di San Bonifacio ULSS 20-Verona
Motivazioni: Il movimento del paziente in risonanza magnetica è da sempre una frequente causa di artefatti
sull’immagine finale, che spesso compromette il valore diagnostico dell’esame. Ciò si verifica principalmente in
presenza di pazienti non collaboranti. Il largo impiego di sequenze volumetriche di lunga durata, nella pratica clinica
moderna, 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), la quale è basata sull’immagine e agisce 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).
Metodi: La tecnica si avvale di 3 navigator sferici 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, 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.
Conclusioni: L’introduzione di questa nuova metodica 3D PROMO si inserisce a pieno titolo tra le innovazioni, atte
a mitigare alcuni degli artefatti più frequenti in Risonanza Magnetica. Interessante notare come fino ad ora le tecniche
di correzione del movimento (es. radial-multishot) siano state applicate in modo esclusivo nel 2D; ciò conferisce a
questa tecnica maggiori possibilità di future implementazioni.
Figura 1.Sequenza IR-SPGR 3D senza e con tecnica PROMO, con movimento del paziente.
Bibliografia
[1] A. Shankaranarayanan, et al. “Motion insensitive 3D T2 and T1-weighted imaging with a real-time, image-based PROspective
MOtion correction technique (3D PROMO) and automated re-acquisition of motion-corrupted k-space segments” MRM 2010
January; 63(1): 91–105.
[2] Nathan White et al.“PROMO – Real-time Prospective Motion Correction in MRI using Image-based Tracking”MRM 63:91–105
(2010)
[3] Edward Brian Welch et al.. “Spherical navigator echoes for full 3D rigid body motion measurement in MRI” MRM. 2002
Jan;47(1):32-41
[4] Julian Maclaren et al.“Prospective Motion Correction in Brain Imaging: A Review” MRM 69:621–636 (2013)
[5] M. Dylan Tisdall et al. ” Volumetric Navigators for Prospective Motion Correctionand Selective Reacquisition in
Neuroanatomical MRI” MRM 68:389–399 (2012)
Studio vascolare periferico:
angio-rm senza mdc flow sensitive dephasing FSD-3DbSSFP
Cristina Poggi¹
¹Radiologia-Ospedale Santo Stefano, Azienda USL 4, Prato
Motivazione: l’angiografia rm con mezzo di contrasto (CEMRA) è diventata una procedura routinaria nello studio della
patologia arteriosa periferica: presenta però dei limiti quando il transito arterie-vene è breve, e i vasi sono di piccolo calibro.
I pazienti possono avere funzionalità renale diminuita, e quindi non è da sottovalutare il rischio di NSF. La tecnica
angiografica senza mezzo di contrasto NCE MRA flow sensitive dephasing FSD è proposta come valida alternativa.
Metodo: viene trattato ampiamente lo sviluppo della metodica FSD-3D-steady state free precession-bilanciata con
preparazione della magnetizzazione T2, e soppressione del flusso modulabile in intensità e direzione (a doppio modulo),
con ricerca del momento di gradiente di primo ordine m1 ottimale tramite scout 2D; vengono mostrate immagini acquisite
in pazienti selezionati con patologie vascolari della mano e del piede, in vari trials clinici. Lo studio è bilaterale, con
sincronizzazione cardiaca tramite ECG, su uno scanner 1.5T (Avanto, Siemens), seguito nel caso delle mani, da TWIST per
bolus timing e CEMRA HR, con due bobine body matrix sopra e sotto le mani. Per lo studio dei piedi è stata usata una
bobina phased array a 12 elementi, sullo stesso scanner. Sono focalizzati in particolare le forme d’onda dei gradienti e
l’importanza dell’ottimizzazione di m1 per la qualità delle immagini ottenute.
Conclusioni : le immagini sono state valutate per contaminazione venosa, artefatti da movimento, cospicuità dei
segmenti visualizzati: FSD-3DbSSFP dimostra una accuratezza diagnostica comparabile con CEMRA ma la percentuale di
segmenti visualizzati è significativamente maggiore per la prima; la tecnica NCE MRA FSD presentata quindi dimostra una
potenzialità clinica importante nello studio arterioso di mano e piede.
Figura 1a-b: diagramma di a) modulo singolo FSD e b) doppio modulo: le coppie di gradienti sono applicate lungo la
direzione di RO e PE in modo disgiunto per ottenere una soppressione del flusso in entrambe le direzioni [5].
Bibliografia
[1] Andrew J.Wheaton et al “non contrast enhanced MR angiography: physical principles” JMR 36:286-304 (2012)
[2] Zhaoyang Fan et al “3D non contrast mr angiography of the distal lower extremities using flow sensitive dephasing
(FSD)-prepared balanced SSFP” MRM 62(6): 1523-1532 (2009)
[3] Zhaoyang Fan et al “determination of the optimal first-order gradient moment for flow sensitive dephasing
magnetisation prepared 3D non-contrast MR angiography” MRM 65(4):964-972 (2011)
[4] John Sheehan et al “nonenhanced MR angiography of the hand with flow-sensitive dephasing-prepared balanced SSFP
sequence: initial experience with systemic sclerosis” RSNA, volume 239, number 1 (2011)
[5] Zhaoyang Fan et al “ noncontrast MR angiography of the hand:improved arterial conspicuity by multi-diretional flowsensitive dephasing magnetisation preparation in 3D balanced SSFP imaging” INVEST RAD:46(8):515-523 (2011)
[6] Zhaoyang Fan et al “ non-contrast MR angiography: flow-sensitive dephasing (FSD)-prepared 3D balanced SSFP”
MAGNETOM FLASH4/2013 www.siemens.com/magnetom-world
[7] Zhaoyang Fan et al “ non-contrast enhanced MR angiography (NCE-MRA)of the foot using flow sensitive dephasing
(FSD) prepared steady-state free precession (SSFP) in patients with diabetes” PROC.INTL.SOC. MAG. RESON. MED.21
2013
[8] Rola Saouaf et al “ comparison of noncontrast FSD MRA to time resolved (TWIST) and high resolution contrast
enhanced MRA of the hands in patients with systemic lupus erythematosus (SLE) and clinical vasculopathy”
PROC.INTL.SOC.RES.MED 21 (2013)
[9]Stefano Chiti et al “specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza magnetica ed
elaborazioni d'immagine in ambito clinico e di ricerca” master di I livello 2012-2013
[10] E. Mark Haacke et al “magnetic resonance imaging physical principles and sequence design” 1999
[11] Brian Hargreaves “ rapid gradient echo imaging” J MRI :36(6):1300-1313 (2012)
Riduzione degli artefatti da metallo nelle sequenze 2D e 3D
SEMAC vs MAVRIC
Daniela Picarella1
1
Unità Operativa Complessa di Radiologia
“Ospedale G. Fracastoro” di San Bonifacio ULSS 20 - Verona
Motivazione: In Risonanza Magnetica (MR) uno dei limiti più rilevante è la sensibilità agli artefatti da metallo. 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).
Metodo: 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.
Conclusioni: 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 periprotesici, non valutabili con le sequenze convenzionali.
Figura 1a-b: a) Sequenza 2D FSE, SEMAC (0.7 x 1.0 mm, scan time 6:08 min). b) Sequenza 3D FSE, MAVRIC
(1.3 x 1.6 mm, scan time 5:37 min)
Bibliografia
[1] Brian A. Hargreaves et al. “Accelerated Slice Encoding for Metal Artifact Correction” JMRI 31:987–996 (2010)
[2] Catherine L. Hayter et al. “MRI After Arthroplasty: Comparison of MAVRIC and Conventional Fast Spin-Echo
Techniques” AJR 197:W405–W411 (2011)
[3] K. M. Koch et al. “Imaging Near Metal with a MAVRIC-SEMAC Hybrid” MRM 000:000–000 (2010)
[4] K.M. Koch et al. “Magnetic Resonance Imaging Near Metal Implants” JMRI 32:773–787 (2010)
[5] Kevin M. Koch et al. “A Multispectral Three-Dimensional Acquisition Technique for Imaging Near Metal
Implants” MRM 61:381–390 (2009)
[6] 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)
[7] Wenmiao Lu et al. “SEMAC: Slice Encoding for Metal Artifact Correction in MRI” MRM 62:66–76 (2009)
Analisi delle tecniche CEST
Aspetti pratici, sviluppi e innovazioni
Elisa Lucchesi
Dichiarazione del problema: la tecnica CEST (Chemical Exchange Saturation Transfer) consente una
dipendenza del contrasto MRI (Magnetic Resonance Imaging), rilevando indirettamente i metaboliti attraverso protoni
scambiabili. Il contrasto è basato solo sui protoni trasferiti a cui è applicato l'impulso di saturazione, mentre il segnale
del compartimento dell'acqua si riduce. Le potenzialità della tecnica sono legate a 2 importanti problematiche: 1) la
sensibilità all' inomogeneità del campo magnetico; 2) la difficoltà a separare il contrasto CEST dal MT (Magnetization
Transfer) intrinseco.
Metodo: con questo studio ci si propone di analizzare i fattori legati al CEST, riportando le recenti innovazioni e le
proposte per superare le difficoltà connesse. L' impiego clinico vanta l'uso di diversi contrasti CEST a seconda di cosa si
voglia analizzare, dipendenza dal campo magnetico utilizzato, dagli schemi di saturazione e le tipologie di sequenze.
Altri fattori cruciali per il suo impiego sono: la riduzione del tempo di acquisizione, la soppressione del grasso e la
correzione del B0 e B1.
Conclusioni: il CEST offre nuove opportunità nell' imaging del metabolismo, sia con biomolecole endogene che
agenti di contrasto esogeni. Gli studi hanno mostrato l'importanza di campi magnetici ≥ 3T, adottando sequenze
prevalentemente 3D o multislice con imaging parallelo. Impulsi pulsed CEST [Fig 1b], consentirebbero un risparmio di
SAR (Specific Absorbition Ratio) pur riducendo il contrasto, rispetto impulsi CW (Continuous Wave).
Le mappe di correzione per B0 e la soppressione dei lipidi, sono essenziali per la riduzione degli artefatti (Fig 2) ed
aumentano la sensibilità dell'indagine.
Fig 1 a-b Confronto [10] tra CW (a) e pulsed
CEST (b), con gradiente di lettura veloce.
Fig 2 Serie di immagini [5] di una sequenza GRASE (Gradient and
Spin Echo) 3D: artefatti (freccia bianca) risolti dopo correzione
(serie in basso).
Bibliografia
[1] Ward K.M. et al. "A new class of contrast agents for MRI based on proton chemical exchange dependent saturation
transfer (CEST)" JMR 2000 Mar;143(1):79-87
[2] Liu G. et al. "Nuts and bolts of chemical exchange saturation transfer MRI" NMR Biomed. 26 810–28 (2013)
[3] Moritz Zaiss et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) and MR Z-spettroscopy in vivo: a rewiew of
theoretical approches and methods" Phys. Med. Biol. 58 R221(2013)
[4] Van Ziji PC et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST): what is in a name and what isn't?" MRM
Apr;65(4):927-48. (2011)
[5] Zhu H. et al. "Fast 3D chemical exchange saturation transfer (CEST) imaging of the human brain." MRM
Sep;64(3):638-44 (2010)
[6] Kogan Feliks et al. "Chemical exchange saturation transfer (CEST) Imaging: Description of Technique and
Potential Clinical Applications" Current Radiology Report 1:102-114 (2013)
[7] T. Shah et al. "CEST-FISP: A novel technique for rapid chemical exchange saturation transfer MRI at 7 T" MRM
Vol 65, Issue 2, pages 432–437, February 2011
[9] A. Dean Sherr et al. "Chemical Exchange Saturation Transfer Contrast Agents forMagnetic Resonance Imaging"
Annual Rev Biomed Eng. 2008 ; 10: 391–411.
[10] Sun Z. et al "Simulation and optimization of pulsed radio frequency irradiation scheme for chemical exchange
saturation transfer (CEST) MRI-demonstration of pH-weighted pulsed-amide proton CEST MRI in an animal model
of acute cerebral ischemia." MRM (2011) Oct;66(4):1042-8
Risoluzione del contrasto e riduzione dei tempi di acquisizione
Ottimizzazione nell’ambito delle Fast Spin Echo 3D
Fabio Pieri¹
¹ Dipartimento di Diagnostica per Immagini
Azienda Sanitaria di Firenze - Ospedale Santa Maria Annunziata - Firenze
Motivazione: Le sequenze Spin Echo hanno da sempre rappresentato il punto di forza nell’imaging clinico in quanto
forniscono immagini contrastografiche e 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 Echo 3D non hanno
giocato un ruolo significativo nell’imaging di Risonanza Magnetica a causa dei lunghi tempi di acquisizione.
Metodo: Recentemente sono state rese disponibili da diversi produttori sequenze Spin Echo 3D veloci come ad
esempio CUBE (GE); SPACE (SIEMENS); VISTA (PHILIPS). Attraverso specifiche strategie di ottimizzazione, per
esempio 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.
Conclusioni: 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 impulso di preparazione IR per sopprimere il segnale dei tessuti.
Infine possiamo dire che sono applicabili a tutti i distretti corporei con la possibilità di fare MPR multiplanari in
funzione dell’isotropismo dei voxel.
a)
b)
c)
Figura 1: a) Space 3D pesata in T2 che mostra l’encefalo sul piano sagittale. b) Diagramma temporale di una Spin
Echo Variable Flip Angle. c) Visualizzazione del dotto pancreatico usando una 3D Space a respiro libero.
Bibliografia:
[1] Henning J., et al. “RARE imaging: a fast imaging method for clinical MR” – Magn. Reson. Med 1986; 3:823-833
[2] Jhon P. Mugler III, et al. “Optimized three-Dimensional Fast-Spin-Echo MRI”- Journal of Magnetic Resonance
Imaging 2014; 0:00-00
[3]Oshio K., et al.“T2-weighted thin selection imaging with the multislab three-dimwensional RARE technique”. J
Magn Reson Imaging 1991;1:695-700
[4] Yuan C., et al. “Three dimensional fast spin echo imaging: pulse sequence and in vivo imaging evaluation”. J Magn
Reson Imaging 1993;3:894-899
[5] Dispense Master a.a.2012/2013 “Specialista nell’ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di Risonanza
Magnetica” Chiti S., Sozzi S.
Arterial Spin Labeling Angio-RM senza mezzo di contrasto
Time-Spatial Inversion Pulse (Time-SLIP)
1
Gabriele Bordon1
U.O. di Radiologia Ospedale “Orlandi” di Bussolengo ULSS 22 – Verona
Motivazioni: L’avanzamento tecnologico della Risonanza Magnetica, con l’elevato costo dei mezzi di contrasto a
base di Gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante Nefrogenica (NFD) hanno portato allo sviluppo di
sequenze per lo studio vascolare senza l’utilizzo di m.d.c. In questo elaborato verranno analizzate le tecniche TimeSLIP, basate sul principio dell’Arterial Spin Labeling, utilizzate per lo studio vascolare.
Metodo: Si descriveranno le tre principali metodiche utilizzate per le Time-SLIP: flow-in, flow-out e sottrazione tagon/off ; andando ad evidenziare i principi di funzionamento, le limitazioni e le maggiori applicazioni. L’Arterial Spin
Labeling utilizza alcune forme di impulsi di inversione selettivi per “etichettare” la magnetizzazione longitudinale del
flusso sanguigno entrante lo slab. Questo permette di differenziare la magnetizzazione longitudinale del flusso ematico
dal tessuto stazionario. In seguito alla marcatura degli spin, un tempo di inversione (TI) appropriato, permette al sangue
di fluire all’interno della regione di interesse, dopo di che viene applicata una sequenza per la lettura del segnale.
Conclusioni: Le maggiori applicazioni per la tecnica flow-in riguardano lo studio dell’aorta, delle arterie renali e
della vena porta, tuttavia limitata dal TI per l’abbattimento del segnale del fondo. La tecnica flow-out, anch’essa
limitata dal TI, permette uno studio principalmente funzionale del flusso arterioso, venoso e del liquido cefalorachidiano. Infine la tecnica a sottrazione tag-on/off permette di utilizzare qualsiasi TI in quanto per l’abbattimento del
segnale del fondo utilizza la sottrazione, ma per contro raddoppia il tempo di acqusizione. Viene utilizzata per studi di
perfusione e Time-resolved MRA.
Figura 1: Time-SLIP con tecnica flow-in. a: Vena porta e impulso di labeling (linea gialla). b: Arterie epatiche ,
renali e impulso di labeling (linea rossa). c: Immagine stereoscopica.
Bibliografia:
[1] Andrew Wheaton et al, “Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles” JMRI 36:286-304 (2012)
[2] Mitsue Miyazaki, PhD, “Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Established Techniques” JMRI 35:1-19 (2012)
[3] Mengyu Liu, et al, “Visualization of renal artery and its branches of the middle-aged healthy adults: the initial
study of Non-Contrast-Enhanced MRA using Time-SLIP” Proc. ISMRM 20 (2012)
[4] Hiroki Matoba et al, “MR portography using non-contrast-enhanced Time-SLIP: comparison between 3T and 1.5T”
Proc. ISMRM 21 (2012)
[5] Timothy Albert, MD “Time-SLIP: Safe, Simple and Effective Non-Contrast MRA” Toshiba - 2010
[6] Takahashi J. Et al, “Nonenhanced renal MRA using Time-SLIP with 3D bilance SSFP: optimization of coronal
acquisition” Proc. ISMRM 3900 (2009)
[7] Takaharu Shonai et al, “Improved Arterial Visibility Using STIR Fat Suppression in Non- Contrast-Enhanced TimeSLIP Renal MR Angiography” JMRI 29:1471–1477 (2009)
[8] Kotaro Shimada et al, “Non-Contrast-Enhanced MR Portography With Time-SLIP: Comparison of Imaging With
3D Half-Fourier Fast Spin-Echo and True Steady-State Free-Precession Sequences” JMRI 29:1140–1146 (2009)
[9] Manuela Rick et al, “How I do it: Non Contrast Enahnced MRA (syngo Native)” MAGNETOM Flash - 3/2009
[10] S. J. Gandy et al, “Non-contrast Enhanced Renal MRA using Native TrueFISP – Initial Experience for Clinical
Imaging of patients with Renovascular Disease” Proc. ISMRM 17 (2009)
Angiografia RM
Il ruolo della tecnica ibrida HOP-MRA
Guido Di Bisceglie
Motivazione: In ambito di Angiografia RM è stato proposto l’utilizzo della tecnica ibrida HOP-MRA (Hybrid of
OPposite contrast) con l’obiettivo di visualizzare sia le strutture vascolari a flusso veloce che quelle a flusso lento, senza
l’utilizzo di mezzi di contrasto né l’incremento del tempo di acquisizione. La tecnica combina le sequenze TOF (Time
Of Flight, definite White Blood poiché nelle immagini ottenute il sangue presenta un’iperintensità di segnale rispetto ai
tessuti stazionari) 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. Lo svantaggio delle prime consiste nel non rappresentare
correttamente i flussi ematici turbolenti, a loro volta ben visualizzati con le sequenze FSBB così come i vasi di
dimensioni minori.
Metodo: Utilizza sequenze Dual Echo Gradient Echo 3D, al fine di minimizzare il tempo d’acquisizione e la
misregistrazione: il primo segnale di echo deriva dalla sequenza TOF e vede l’applicazione di un Gradient Moment
Nulling (Flow Compensation) per impedire gli artefatti da pulsazione; il secondo 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 a 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.
Conclusioni: Sfruttando la complementarietà delle sequenze TOF e FSBB, la tecnica ibrida HOP-TOF 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, di solito difficilmente indagabili con la tecnica TOF
standard. Garantisce inoltre un buon rapporto contrasto-rumore (CNR) fra vasi sanguigni e tessuti stazionari e consente
di ottenere tempi d’acquisizione contenuti.
Figura 1: Sequenza Dual Echo GRE 3D
s
Figura 2a-b-c: immagini di vasi encefalici ottenute con tecnica TOF,
FSBB ed ibrida con sottrazione a pesatura semplice (SWS-HOP)
Bibliografia:
[1] T. Kimura et al. “Hybrid of Opposite-Contrast MR Angiography (HOP-MRA) Combining Time-of-Flight and FlowSensitive Black-Blood Contrasts” MRM 62:450-458 (2009)
[2] E. Mark Haacke et al. “MRI Physical Principles and Sequence Design” (© 1999 John Wiley & Sons)
[3] Catherine Westbrook, Ph.D. “Handbook of MRI Technique” (© 1994-1999 Blackwell Science Ltd.)
[4] J. P. Hornak, Ph.D. “The basics of MRI” (© 1996-2013 J. P. Hornak)
[5] YP Du et al. “Simultaneous acquisition of MR angiography and venography (MRAV)” MRM 59:954-958 (2008)
Imaging RM con TE ultra-short
Il ruolo della sequenza PETRA
Luca Bartalini
Libero professionista
Motivazione: Gli sviluppi moderni in campo tecnologico hanno reso attuabile la progettazione di hardware e
sequenza RM capaci di scendere a TE ultrabrevi, con la possibilità di ricevere ed elaborare, in modo efficace, il segnale
proveniente dalle strutture con tempi T2 dell’ordine dei microsecondi.
Metodo: Verranno descritte le principali tecniche di acquisizione con TE ultra-short quali RASP (Rapid Single Point)
e SPRITE (Single Point Ramped Imaging with T1 Enhanced) caratterizzate da K-spazio cartesiano “single point” ,
UTE (Ultra-short TE) con filling non cartesiano sia 2D che 3D, ZTE (Zero TE) con filling non cartesiano puro 3D,
SWIFT ( Sweep Imaging with Fourier Trasformation) con filling non cartesiano puro 3D associato ad impulso RF sub
adiabatico frazionato ed infine PETRA (Pointwise Encoding Time Reduction With Radial Acquisition) caratterizzata da
k- spazio key hole 3D con sfera centrale cartesiana e periferia “radial half-projections”. Verranno presentate le
principali indicazioni all’utilizzo nei vari ambiti clinici e di ricerca con particolare riferimento alla sequenza PETRA.
Conclusioni: La possibilità di scendere a TE dell’ordine delle decine di microsecondi su scanner ad alto campo
standard e dei microsecondi su scanner appositamente modificati, rendono possibile lo studio attivo delle componenti
che non cedono segnale nelle sequenze classiche come legamenti, tendini e strutture cristalline quali la periostale ossea
o dentaria, anche basandosi su nuclei diversi dall’idrogeno, oltre a fornire immagini diagnostiche nei campi tradizionali
introducendo netti vantaggi in termini di rumore acustico e suscettività magnetica.
Figura 1: Sottrazione immagine da PETRA dual echo [3] Figura 2: MPRAGE e PETRA in RM encefalo [3]
Bibliografia
[1] David M. Grodzki et al. “Ultrashort Echo Time Imaging Using Pointwise Encoding Time Reduction With Radial
Acquisition (PETRA)” NMR 000:000–000 (2011).
[2] David M. Grodzki et al. “Quiet T1-weighted head scanning using PETRA” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 21
(2013)
[3] David M. Grodzki “Entwicklung von neuen Sequenzen mit ultrakurzen Echozeiten für die klinische
Magnetresonanzbildgebung” Tesi di dottorato 2011 on-line Link: http://opus.bibliothek.uniwuerzburg.de/frontdoor/index/index/docId/6644
[4] Masahiro Ida et al.“Quiet T1-weighted 3D Imaging of the Central Nervous System Using PETRA” Magnetom flash
Issue Number 5/2013 | RSNA Edition.
[5] Andreas J Hopfgartner et al. “Dental Imaging with PETRA” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 20 (2012)
[6] Naoharu Kobayashi et al. “Detecting Fleeting MRI Signals with Frequency-Modulated Pulses” AIP Conf Proc. 2011
; 1330: 23–26. doi:10.1063/1.3562224
[7] G M BYDDER “The Agfa Mayneord lecture: MRI of short and ultrashort T2 and T2* components of tissues, fluids
and materials using clinical Systems” The British Journal of Radiology, 84 (2011), 1067–1082
[8 ] Yi Sun et al. “The feasibility of Phosphorus-31 SWIFT and ZTE dental MRI” Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 21
(2013)
[9] Markus Weiger et al. “ZTE Imaging in Humans” Magnetic Resonance in Medicine 70:328–332 (2013)
[10] Damian J. Et al. “Magnetic Resonance Imaging With Ultrashort TE (UTE) PULSE Sequences: Technical
Considerations” JMRI 25:279–289 (2007)
Imaging a respiro libero con campionamento radiale dei dati
Sequenza Radial 3D-GRE T1w (Radial VIBE)
1
Luca Mazzetti1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini
Azienda Sanitaria di Firenze - Ospedale San Giovanni di Dio
Motivazione: Una delle principali limitazioni della RM convenzionale è la sua sensibilità al moto; questo 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 di blurring, oscurando informazioni diagnostiche. Tali artefatti pongono un problema particolare per esami che
necessitano di essere acquisiti durante la respirazione sospesa. Poiché molti pazienti faticano a trattenere il respiro
durante la scansione, la sequenza Radial VIBE, 3D T1w GRE, può determinare un miglioramento significativo della
qualità d'immagine, grazie al campionamento radiale del k-spazio, permettendo l'acquisizione durante la respirazione
continua.
Metodo: Verrà inizialmente descritta la modalità di campionamento radiale del k-spazio, confrontandola con la
modalità di campionamento cartesiano di tipo convenzionale. Verranno analizzati i vantaggi e gli svantaggi delle due
tecniche di campionamento, principalmente valutandone gli aspetti relativi agli artefatti.
Seguirà una presentazione dei parametri tecnici della sequenza Radial VIBE e infine uno sguardo alle applicazioni
cliniche future, orientate ad incorporare l'imaging parallelo all'acquisizione radiale, per accelerare l'acquisizione delle
immagini e permettere un imaging contrastografico dinamico.
Conclusioni: Con la recente generazione di sistemi MRI e nuovi sviluppi algoritmici, il campionamento radiale del
k-spazio è divenuto tecnicamente utilizzabile in applicazioni cliniche di routine. E' possibile 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 per esami con pazienti non in grado di
mantenere il tempo di apnea richiesto. Può inoltre essere la sequenza di scelta per applicazioni in cui è necessario un
contrasto T1-pesato e in distretti dove le immagini sono corrotte da artefatti di movimento o di pulsazione.
Figura 1: modalità di campionamento del k-spazio
convenzionale e radiale.
Figura 2: immagini addominali breath-hold VIBE
cartesiano e free-breathing Radial VIBE.
Bibliografia
[1] 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)
[2] 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)
[3] H. Chandarana et al. “Free-breathing contrast-enhanced T1-weighted gradient-echo imaging with radial k-space
sampling for paediatric abdominopelvic MRI” Eur Radiol 24:320–326 (2014)
[4] H. Chandarana et al. “Improving the Robustness of Clinical T1-Weighted MRI Using Radial VIBE” Siemens
Magnetom Flash 5/2013
[5] S. Bamrungchart et al. “Free breathing three-dimensional gradient echo-sequence with radial data sampling (Radial
3D-GRE) examination of the pancreas: comparison with standard 3D-GRE Volumetric Interpolated Breathhold
Examination (VIBE)” JMRI 38:1572-1577 (2013)
L’evoluzione tecnologica in angiografia RM
Il ruolo della sequenza TrueSTAR
Luca Provvedi
Motivazione: L’esigenza di ottenere una migliore visualizzazione dei vasi e della loro struttura e le recenti scoperte
riguardo ai sintomi della fibrosi nefrogenica sistemica, correlati alla somministrazione in alcuni pazienti di mezzi di
contrasto a base di gadolinio, ha consentito lo sviluppo di tecniche avanzate di angiografia, in grado di rilevare il
segnale del sangue senza l’utilizzo del mezzo di contrasto. L’angiografia RM, basata su sequenza Rapid Acquisition
GRE-SSFP- Fid + echo imaging, chiamata TrueFISP dalla casa produttrice Siemens e sulla marcatura degli spin del
sangue grazie alla tecnica ASL, rappresenta questo tipo di evoluzione.
Metodo: Questa recente implementazione tecnica ha permesso il raggiungimento di un’elevata risoluzione temporale
dell’ordine delle decine di millisecondi, decisamente migliore rispetto alle tecniche angiografiche che sfruttano
l’utilizzo del mezzo di contrasto, aventi invece una risoluzione temporale dell’ordine dei secondi. L’utilizzo della
tecnica TrueSTAR con gradienti bilanciati consente di ottenere un alto SNR proveniente dai liquidi, con un contrasto
intrinseco T2/T1. Inoltre la preparazione della sequenza con la marcatura degli spin del sangue, permette una miglior
visualizzazione dei vasi rispetto al fondo, accentuandone quindi il contrasto.
Risultati: Mostrando l’acquisizione e la ricostruzione ottenuta con la tecnica TrueSTAR, attraverso scansioni assiali,
coronali e sagittali, possiamo osservare in dettaglio il decorso dei vasi del poligono del Willis.
Conclusioni: Vengono riportati i vantaggi dell’utilizzo di questa nuova implementazione, dimostrando che la tecnica
TrueSTAR permette di ottenere immagini con alto SNR e CNR, grazie ai miglioramenti apportati dalla sequenza
TrueFISP, rimuovendo gli artefatti da flusso pulsatile con l’attivazione del gradiente di compensazione. Si dimostra
anche che la risoluzione sul piano di questa tecnica è molto elevata, di 1-3 mm ed è inoltre possibile ridurre i tempi di
acquisizione tramite l’utilizzo dell’imaging parallelo, scegliendo un appropriato fattore di accelerazione.
Figura 3: angiografia RM con tecnica TrueSTAR
Bibliografia
[1] Lirong Yan et al. “Unenhanced Dynamic MR Angiography: High Spatial and Temporal Resolution by Using True
FISP-based Spin Tagging with Alternating Radiofrequency” Radiology RSNA (2010)
[2] Thomas M. Grist et al. “Time-Resolved Angiography: Past, Present, and Future” Journal of Magnetic Resonance
Imaging (2012)
[3] Lirong Yan et al. “Time-resolved Non-contrast Enhanced 4-D Dynamic MRA using Multi-bolus TrueFISP based
Spin Tagging with Alternating Radiofrequency (True-STAR)” ISMRM (2013)
[4] Edelmann RR. et al. “Signal targeting with alternating radiofrequency (STAR) sequences: application to MR
angiography” (Abstract) Magn Reson Med 1994;31 (2) 233-238
Evoluzione delle sequenze pesate in diffusione
syngo RESOLVE
Roberto Agliata1
1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini
Azienda Ospedaliera Città della Salute e della Scienza di Torino
Motivazione: L’aumento continuo della diffusione di apparecchiature RM con intensità di campo crescenti e
gradienti sempre più performanti, ha reso le sequenze maggiormente sensibili ad artefatti da suscettibilità magnetica.
Tale effetto indesiderato è fortemente accentuato in quelle sequenze con rapide variazioni di gradiente di codifica, quali
le EPI, di cui fanno parte le sequenze pesate in diffusione (DWI – DTI). Questo lavoro origina dalla volontà di ricercare
informazioni relative a metodiche che si propongono come risultato finale quello di ridurre l’impatto del suddetto
artefatto sulla qualità diagnostica dell’immagine.
Metodo: Verrà fatta una breve descrizione delle sequenze utilizzate per lo studio di diffusione, ed un excursus
sull’evoluzione che hanno subito nel corso degli anni al fine di eliminare, o quanto meno ridurre, gli artefatti che
inizialmente presentavano. Questo lavoro si concluderà con la presentazione delle sequenze syngo RESOLVE (readout
segmentation of long variable echo-trains) proposte da SIEMENS healthcare. Tali sequenze si prefiggono il compito di
ridurre, mediante un diverso campionamento del k-spazio, gli artefatti da distorsione presenti più frequentemente a
campi magnetici più elevati, con maggior efficacia rispetto alle classiche SE-EPI single-shot.
Conclusioni: La sequenza presentata, dimostra un netto miglioramento della qualità delle immagini con correzione
del blurring, aumento della risoluzione e riduzione degli artefatti da suscettibilità magnetica soprattutto a campi
magnetici elevati. Di contro si ha un aumento dei tempi di acquisizione e si incorre nell’eventualità che si debba
riacquisire la sequenza con il navigator al fine di correggere artefatti da movimento che rendono i dati difficilmente
rielaborabili.
Epi single shot DWI
Syngo RESOLVE
Bibliografia
[1] Porter D.A., et al. “High resolution diffusion-weighted imaging using readout segmented echo-planar imaging,
parallel imaging and a two-dimensional navigator-based reacquisition”. MRM 62, 468-475 (2009).
[2] Nguyen Q., et al. “The use of intelligent re-acquisition to reduce scan time in MRI degraded by motion”. In:
Proceedings of the 6th Annual Meeting of ISMRM, Sydney, Australia, (1998). (abstract 134).
[3] Griswold M.A., et al.”Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA)”. MRM 47:1202–
1210 (2002).
[4] Porter D.A. “2D-navigator-based re-acquisition for motion artefact suppression in multi-shot, diffusion-weighted
imaging”. In: Proceedings of the 14th Annual Meeting of ISMRM, Seattle, Washington, USA, (2006). (abstract 1047).
[5] Porter D.A., et al.” Multi-shot, diffusion-weighted imaging at 3T using readout-segmented EPI and GRAPPA.” In:
Proceedings of the 14th Annual Meeting of ISMRM, Seattle, Washington, USA, (2006). (abstract 1046).
Doppi tempi di inversione
MP2RAGE vs DIR
Roberto Chiozzi
Libero Professionista
Motivazione: I tempi di rilassamento tra la materia bianca e la materia grigia, simili tra loro (materia bianca T1≈790
ms, materia grigia T1≈920 ms), hanno portato ingegneri e sviluppatori a cercare di implementare nuove tecniche di
acquisizione che fossero in grado di esaltare sempre meglio il contrasto tra questi due tessuti. Questo lavoro nasce dalla
volontà di mettere a confronto due sequenze appartenenti a macrofamiglie diverse, con l’intento di mostrare le loro
caratteristiche, le migliorie che hanno apportato e i loro principali campi applicativi.
Materiali e metodi: entrambe le sequenze sono caratterizzate da un doppio impulso d’inversione, nella Dir il primo
impulso è dato per sopprimere la sostanza bianca o la sostanza grigia, associato ad un secondo impulso che sopprima il
segnale de liquido cerebrospinale, mentre l’MP2RAGE utilizza i medesimi impulsi ma non fornisce un’ unica
immagine come la dir, ma due set di immagini, il primo in cui è esaltato il contrasto tra la materia bianca e la grigia
attraverso una ponderazione T1, ottenendo così un’immagine simile all’MPRAGE tradizionale, il secondo set di
immagini invece è caratterizzato dalla soppressione del liquor ottenendo così due set di immagini con una sola
acquisizione.
Conclusioni: Le due tecniche descritte hanno campi applicativi differenti, l’MP2RAGE, trova il suo impiego clinico
come volume di riferimento sul quale coregistrare altre tecniche di studio, come ad esempio lo studio funzionale (fMRI)
o come volume tridimensionale utilizzato per la neuronavigazione. La DIR, invece, attraverso la sua capacità di
sopprimere selettivamente, oltre al liquido cerebrospinale anche la materia bianca, o grigia, permette di mettere in
risalto le lesioni corticali che, con la tecnica Flair, risultano talvolta meno visibili. Questa sequenza trova il suo
principale campo applicativo negli studi di Sclerori Multipla.
Figura 1a-d: a) MPRAGE, b) FGATIR, c) FLAWS TI 1100 ms, d) FLAWS TI 409 ms. a.
Figura
b. 2a-b: a) MPRAGE, b) DIR.
Bibliografia
[1] Mark Tanner et al. “Fluid and White Matter Suppression With the MP2RAGE Sequence” JMRI 35:1063–1070
(2012).
[2] Yoonho Nam et al. “On the Use of a Spin-echo Based Double Inversion Recovery Acquisition for the Measurement
of Cortical Brain Thickness” JMRI 33:1218–1223 (2011)
[3] Ananth J. et al. “Optimized Double Inversion Recovery for Reduction of T1 Weighting in Fluid-Attenuated Inversion
Recovery” MRM 67:81–88 (2012).
Parallel imaging: evoluzione della tecnica.
CAIPIRINHA.
Rosanna Primo1
1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini Azienda Ospedaliera S. Camillo Forlanini-Roma
Motivazione: in MRI, il tempo di acquisizione delle immagini è uno dei fattori preponderanti, specialmente
nell’imaging dinamico, dove sono richieste scansioni di uno stesso volume nel tempo. Per questo motivo il suo
decremento, attraverso l’applicazione di tecniche avanzate di ricostruzione dell’immagine, ha costituito uno dei punti
focali della ricerca nel settore. Lo sviluppo hardware di ricevitori multi-canale dedicati ai metodi di ricostruzione
dell’imaging parallelo (pMRI) , quali SENSE e GRAPPA, ha consentito una diminuzione significativa dei tempi di
acquisizione in svariate applicazioni cliniche, e oggi il pMRI svolge un ruolo sostanziale nella routine clinica
quotidiana.
Metodo: le tecniche di pMRI si concentrano sull’accelerazione del piano riducendo la quantità di dati necessaria alla
formazione dell’immagine. Nel caso di un K spazio cartesiano, questo si realizza attraverso un suo sotto
campionamento. In tutte le tecniche di pMRI correnti, gli artefatti da aliasing, risultanti da una acquisizione sotto
campionata vengono rimossi mediante algoritmi di ricostruzione dell’immagine specializzati, applicati dopo
l’acquisizione stessa. Da alcuni anni si perfezionano nuovi approcci, tendenti a modificare l’aspetto degli artefatti da
aliasing durante l’acquisizione, per migliorare la successiva procedura di ricostruzione dell’immagine con i classici
algoritmi di ricostruzione del pMRI. In particolare la tecnica definita “ CONTROLLED ALIASING IN PARALLEL
IMAGING RESULT in HIGHER ACCELERATION” (CAIPIRINHA), utilizza eccitazioni alternate multi-banda di
impulsi RF per acquisire più slice, simultaneamente con conseguente riduzione dei tempi di acquisizione.
Conclusioni: CAIPIRINHA, modificando gli artefatti da aliasing durante l’acquisizione dei dati in modo controllato,
risulta essere più efficiente di ogni altra tecnica multi slice di pMRI che utilizza solo approcci di post elaborazione puri.
Figura 1: 25 sec BH senza CAIPIRINHA 8
Figura 2: 7 sec BH con CAIPIRINHA 8
Bibliografia:
1 Stefan O. Schoenberg et al. “ Parallel Imaging in Clinical MR Application “, Novembre 2006, Editore Springer.
2 Breuer FA et al. “Controlled Aliasing in Parallel Imaging Result in Higher Accelaration (CAIPIRINHA) for
Multislice Imaging”. Magn. Reson. Med. 2005;53:684-691.
3 Breuer FA et al.” Controlled Aliasing in Volumetric Parallel Imaging (2D CAIPIRINHA)”. Magn. Reson. Med.
2006; 55(3): 549-556.
4 Pruessmann KP et al. “ SENSE: sensitivity encoding for fast MRI “ Magn. Reson. Med. 1999;42:952-962.
5 Griswold MA et al. “ Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA). Magn. Reson. Med.
2002; 1202-1210.
6 Blaimer et al.” SMASH, SENSE, PILS, GRAPPA. How to Choose the Optimal Method”. Top Magn Reson Imaging.
Volume 15,Numero 4, Agosto 2004.
7 MAGNETOM Flash 1/2012 . WWW.siemens.com/magnetom world.
8 usa.healthcare.siemens.com
Perfusione quantitativa cerebrale
Sviluppo e utilizzo della tecnica PRESTO
Silvia Bicchi¹
¹U.O.Radiologia, Ospedale Santo Stefano,Azienda USL4 Prato
Motivazione:valutare la possibilità di utilizzare la sequenza PRESTO (Rapid Principles of Echo Shifting with a Train of
Observations) per misure dei parametri di emodinamica cerebrale basati sul primo passaggio del mezzo di contrasto.
Metodo:è stata fatta una ricerca bibliografica di articoli scientifici che descrivono la nascita,lo sviluppo e l’utilizzo della tecnica
Presto e sono riportati i risultati di simulazioni effettuate per indagare la potenziale perdita di risoluzione a causa di effetti di
rilassamento,mettendo anche a confronto la sequenza PRESTO con altre sequenze rapide quali l’Imaging Eco-Planare (EPI).Il metodo
PRESTO combina l’echo shifting , che consente tempi di eco superiori al TR della sequenza , con l'acquisizione di linee multiple di
K-spazio per ogni eccitazione, al fine di ottenere un metodo abbastanza veloce pur mantenendo un sufficiente Tempo di Eco (TE) per
un contrasto ottimale.
Conclusioni: poiché studi sperimentali hanno dimostrato che PRESTO,nonostante i suoi treni di lettura più brevi,ha solo un
piccolo vantaggio in termini di mantenimento della risoluzione dell'immagine durante il passaggio del bolo rispetto a EPI finché
l’echo train dell’ EPI può essere mantenuta simile al valore del T2 * nel momento massimo del bolo e che il rapporto tra materia
grigia e bianca nelle due tecniche sono simili per quanto riguarda il flusso ematico cerebrale (CBF),il volume ematico cerebrale
(CBV) e il tempo medio di transito (MTT),è stato mostrato che PRESTO e EPI hanno parametri di perfusione quantitativi
comparabili.Il fatto che la PRESTO abbia treni di lettura brevi,disegno flessibile e minore distorsione da effetti di suscettibilità la
rendono una buona alternativa alle EPI per esperimenti di perfusione con bolus tracking,soprattutto in studi che richiedono risoluzione
temporale molto alta in cui PRESTO, congiuntamente con il metodo SENSE, permette acquisizione tridimensionale sotto al secondo
con un adeguato SNR .
Figura 1:Sequenza impulsi PRESTO
Figura 2: Perfusione PRESTO
Bibliografia:
[1] P.van Gelderen et al., The PRESTO technique for fMRI, Neuroimage. 2012 August 15;62(2):676–681.doi
:10.1016/j.neuroimage.2012.01.017
[2] Y.Tomogane et al., Usefulness of Presto Magnetic Resonance Imaging for the differentiation of Schwannoma and Meningioma in
cerebollopontine angle,Neurol.Med.Chir (Tokio) 53,482-489,2013
[3] X.Golay et al., PRESTO-SENSE: An Ultrafast Whole-Brain fMRI Technique, Magnetic Resonance in Medicine 43:779–786(2000)
[4] R.L.Barry and J.C.Gore, Enhanced phase regression with Savitzky-Golay filtering for high-resolution BOLD fMRI, Proc. Intl. Soc.
Magn. Reson. Med. 21 (2013)
[5] V.Hesselmann et al., Functional MRI Using Multiple Receiver Coils: BOLD Signal Changes and Signal-to-Noise Ratio for ThreeDimensional-PRESTO Vs. Single Shot EPI in Comparison to a Standard Quadrature Head Coil, JOURNAL OF MAGNETIC
RESONANCE IMAGING 20:321–326 (2004)
[6] R.L.Barry et al., Data-driven optimization and evaluation of 2D EPI and 3D PRESTO for BOLD fMRI at 7 Tesla: I. Focal
coverage, Neuroimage. 2011 April 1; 55(3): 1034–1043. doi:10.1016/j.neuroimage.2010.12.086.
[7] M. Pedersen et al., Quantitative Cerebral Perfusion Using the PRESTO Acquisition Scheme, JOURNAL OF MAGNETIC
RESONANCE IMAGING 20:930–940 (2004)
[8] M. Klarho¨ fer et al., A PRESTO-SENSE Sequence With Alternating Partial-Fourier Encoding for Rapid Susceptibility-Weighted
3D MRI Time Series, Magnetic Resonance in Medicine 50:830–838 (2003)
[9] T.Tsuboyama et al.,T2*-sensitized High-resolution Magnetic Resonance Venography using 3D-PRESTO Technique,Magn.
Reson.Med.Sci,Vol7.,No.2,pp.73-77,2008
[10] Manuale INGENIA Philips Versione 4.1.1 SP2,2011
[11] G.Liu et al.,A Functional MRI Technique Combining Principles of Echo-Shifting with a Train of Observations (PRESTO),
MRIM 30:764-768 (1993)
Dual-Echo Arteriovenography Imaging
Sequenza CODEA
1
Stefano Cappelli1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini
Azienda Sanitaria di Firenze - Ospedale San Giovanni di Dio – Firenze
Motivazione: Lo sviluppo di questa nuova sequenza (CODEA) è stato pensato per poter acquisire simultaneamente
un’immagine angiografica arteriosa Tof (MRA) ed una venografica Bold (MRV). Le sequenze finora proposte, prive di
somministrazione di Mdc, per lo studio contemporaneo della fase arteriosa e venosa, sono andate incontro a conflitti
tecnici/tecnologici non sempre ben superati, ad esempio profilo di eccitazione Rf, flip angle, impulsi di presaturazione
spaziali. Lo studio dell’encefalo con acquisizioni singole Tof-MRA e Bold-MRV richiede lunghi tempi di scansione,
che possono variare dai cinque ai dieci minuti per ognuna delle due fasi; per questo, nella routine clinica, lo studio
MRV viene quasi sempre escluso.
Metodo: Con questa nuova sequenza dual-echo, uno specifico schema di riordino del k-spazio è stato utilizzato per
disaccoppiare i requisiti dei parametri di scansione relativi alla fase arteriosa MRA ed a quella venosa MRV. E’
possibile ottenere le due fasi contrastografiche, separando l’acquisizione delle regioni centrali del k-spazio ed
applicando parametri di scansione appropriati per le due fasi MRA e MRV (profili Rf differenziati per le due
acquisizioni MRA-MRV, impulsi MTC, acquisizioni Single Slab/ Multislab MOTSA).
Conclusioni: Le angiografie Rm ottenute con la tecnica CODEA, sono qualitativamente comparabili con quelle
ottenute con le singole scansioni convenzionali TOF MRA-Bold MRV, permettendo di visualizzare simultaneamente
arterie e vene senza errori di registrazione spaziali dei vessel causate da flussi obliqui, mostrando solo una minima
perdita di segnale nelle arterie periferiche di piccolo calibro, con il vantaggio però di poter ottenere questi risultati con
tempi comunque inferiori a quelli richiesti dall’acquisizione di ciascuna delle due fasi separatamente.
Figura1 a-c a, K-space distribuition of CODEA 1°
echo. b, K-space distribuition of CODEA 2° echo. c,
RF pulses used for acquisition of each K-space region
Figura2 c-d c,CODEA Tof angiogram d,CODEA
Bold venogram
Bibliografia
[1] Park,Sun-Hong et al. "Compatible dual‐echo arteriovenography (CODEA) using an echo‐specific K‐space
reordering scheme." Magnetic Resonance in Medicine 61.4 (2009): 767-774.
[2] Ty Bae, Kyongtae, et al. "Dual‐echo arteriovenography imaging with 7T MRI."Journal of Magnetic Resonance
Imaging 31.1 (2010): 255-261.
[3] Park, Sung‐Hong, et al. "Quantitative evaluation of k‐space reordering schemes for compatible dual‐echo
arteriovenography (CODEA)." Magnetic Resonance in Medicine 63.5 (2010): 1404-1410.
[4] Deistung, Andreas, et al. "ToF‐SWI: Simultaneous time of flight and fully flow compensated susceptibility weighted
imaging." Journal of Magnetic Resonance Imaging 29.6 (2009): 1478-1484.
3D PC VIPR
Ottimizzazione della sequenza mediante l’utilizzo di Tools di
ricerca “Control Variables”, GE Healthcare.
Carmelo Parisi 1
1
Dipartimento di Radiologia Diagnostica e Interventistica
ISMETT UPMC Italy – Palermo
Motivazioni: La sequenza 3D PC VIPR utilizza un metodo di sotto campionamento dello spazio K attraverso
acquisizioni radiali ricostruite con la “Projection Reconstraction”, considerando l’angolo di fase di ogni singolo vaso
acquisito in una superfice sferica. Lo studio dimostra come l’ottimizzazione della sequenza VIPR utilizzando Tools di
ricerca, sia necessaria nella gestione del campionamento dello spazio k, per correggere le correnti spurie “Eddy
Current”.
Metodo: La sequenza 3D PC VIPR è stata acquisita in 20 pazienti per lo studio della resistenza del flusso portale
pre/post posizionamento TIPS; lo scanner utilizzato è GE Healthcare Signa HDXt 1.5 T; le immagini sono state
acquisite in sezione obliqua, trasversa al piano della vena porta. I parametri di scansione utilizzati sono: FOVx 360mm;
FOVy 360mm; matrice di acquisizione 256x192; slice thickness 5,0 mm; slice slab 86; n° di proiezioni per medie di
segnale: 1.500 Proiezioni x 16 NEX; tempo di acquisizione 1:22 minuti con apnee da 16 secondi ciascuna; utilizzo di
imaging parallelo ARC (Autocalibrating Reconstruction for Cartesian Imaging). I Tools di ricerca utilizzati: CV1
“MaxellCorrection”; CV2 “Fixed_acqs for Adjust TR”; CV3 ”Maxell Term reduce Eddy current”.
Risultati: Lo studio ha dimostrato che l’utilizzo degli algoritmi di ricerca “Control Variables” ha portato un
miglioramento del SNR del 35%, inoltre ha reso possibile una migliore detezione dei valori di flusso come la portata, la
direzione e la velocità del flusso.
Conclusioni: Le sequenze 3D PC VIPR forniscono informazioni più dettagliate per quantificare i flussi; l’uso di
algoritmi che correggono le “Eddy Current” hanno diminuito gli effetti di distorsioni legati all’aumento delle
acquisizioni radiali all’interno del volume di acquisizione.
Fig. a) Sistema di campionamento radiale/sferico del k spazio. b) Rappresentazione angoli di fase ricostruiti con la
Projection Reconstraction. c) Rappresentazione 4D della vettografia del flusso V.Porta. d) Diagramma Temporale 3D
PC VIPR.
Bibliografia
[1] Kevin M. Johnson – University Of Wisconsin – Madison “ Acceleration and correction of phase contrast
velocimetry for angiography and hemodynamic quantification” Proquest 2008.
[2] A. Frydrychowicz, et al. “Four-Dimensional Velocity Mapping of the Hepatic and Splanchnic Vasculature With
Radial Sampling at 3 Tesla: A Feasibility Study in Portal Hypertension” JMRI 34:577-584 2011
[3] Walter F. Block, et al . “Vastly Undersampled Isotropic Projection Imaging” Department of Medical Physics and
Radiology, University of Wisconsin, Madison, WI – Proc.Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 8 (2000).
[4] Matt A. Bernstein et al “Handbook of MRI Pulse Sequences” , Elsevier Academic Press 2004.
AngioRm senza mezzo di contrasto
Sequenze TRANCE (Philips)
Chiara Bua Giancarro1
1
U.O. Radiologia Nuovo Ospedale di Prato
Motivazione: 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, hanno interesse clinico crescente grazie alla mancante somministrazione di gadolinio.Lo scopo di questo
lavoro è di presentare le sequenze Triggered Angiography Non-Contrast Enhanced ( TRANCE ) di Philips.
Metodo: 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. 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 bTRANCE (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, il cui valore si determina col triggering cardiaco.
Conclusioni: viene riportata l’analisi delle sequenze TRANCE e b-TRANCE, il protocollo di scansione e le tecniche
di esecuzione dell’esame.
Figura 1: non CE-MRA arterie renali
Figura 2: non CE-MRA arto inferiore
Bibliografia
[1] Manuale per l’operatore di Philips Ingenia
[2]Martin J Graves et al.“Non-contrast enhanced vascular imaging with MRI”RAD Magazine, 38, 444, 17-18
[3]T. Ishimotoet al.“ECG Triggered Acquisition Non-Contrast Enhanced (TRANCE) MRA at 3.0Tesla in peripheral
MRA”Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 16 (2008)
[4]Marco van Essen“Tips for non-contrast MRA” Philips MRI CommunityIssue 44 – SU MMER 2011
[5]Sito Web ISMRM
Angio-Rm senza mezzo di contrasto:
Quiescent-Interval Single-Shot (QISS)
Corrado Di Dio
Motivazione: Considerando la frequente insorgenza di insufficienza renale concomitante a Malattia Vascolare Periferica
(PVD), l’elevato costo dei mezzi di contrasto a base di Gadolinio e la loro relazione con la Dermopatia Fibrosante
Nefrogenica (NFD), vi è un crescente interesse per sequenze MRA senza mdc. A tale scopo, è stata implementata la
sequenza QISS (Quiescent Interval Single Shot), basata sull’effetto Inflow, che acquisisce i dati utilizzando una sequenza
Steady State Free Precession Balanced (bSSFP) 2D ECG-triggered.
Materiali e Metodi: L’ottimizzazione della tecnica ha previsto numerosi confronti tra parametri tecnici su magneti da
1,5 e 3T. 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. La sequenza QISS è stata
messa a confronto con sequenze TOF 2D MRA, Time-Resolved CE-MRA, CE-MRA con tecnica “stepping-table” e Native
SPACE.
Conclusioni: Numerosi articoli hanno comprovato che QISS è un concreto metodo alternativo allo studio angiografico
MR con mdc. L’ottimizzazione della tecnica ha dimostrato che rispetto a sequenze TOF 2D, la qualità QISS risulta
superiore; la sequenza è applicabile su una vasta tipologia di flussi e velocità, gli artefatti da movimento sono stati ridotti,
in quanto i dati vengono acquisiti durante la fase diastolica, ed 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 segnale del circolo venoso quasi totale, dimostrando una specificità e qualità d’immagine superiore
rispetto alla sequenza Native SPACE ed un’accuratezza diagnostica al pari delle tecniche CE-MRA.
Fig. 1. Paziente con occlusioni bilaterali delle arterie femorali. Nonostante
la gravità della malattia, QISS-MRA (a sinistra) si correla bene con CE-MRA
(a destra), mostra la maggior parte dei vasi collaterali, e offre una migliore
visualizzazione dei vasi del polpaccio rispetto lo studio CE-MRA.
Fig. 2. Schema di una sequenza di impulsi QISS-MRA. Viene utilizzata una
sequenza SSFP balanced 2D per acquisire gli spin arteriosi durante la
diastole, quando il flusso è lento o assente. Ky = linea codifica di fase, QI =
intervallo di quiescenza, α/2 = metà del flip angle di eccitazione.
Bibliografia
[1] Robert R. Edelman et al. Quiscent-Interval Single-Shot Unenhanced Magnetic Resonance Angiography of
Peripheral Vascular Disease: Technical Considerations and Clinacal Feasibility. MRM 63:951-958 (2010).
[2] Maria Carr R.T.R. (CT)(MR) et al. High Acceleration Quiscent-Interval Single Shot Magnetic Resonance
Angiography at 1.5 and 3T. Siemens – MAGNETOM Flash, (2012).
[3] Andrew J. Wheaton, et al. Non-Contrast Enhanced MR Angiography: Physical Principles. JMRI 36:286-304 (2012).
[4] Oliver Bieri and Klaus Scheffler. Fundamentals of Balanced SSFP MRI. JMRI 38:2–11 (2013).
Whole Body Angiografia RM (CE-Wb-MRA): syngo TimCT a
singola iniezione di MDC vs Multi-Station MRA
!
Luca Graziosi1
1Dipartimento
di Diagnostica per Immagini
P.O. “Giovanni Paolo II” ASL 2 - Olbia (OT)
!
!
Motivazioni: La necessità di trovare alternative più veloci meno invasive e migliori in termini di accuratezza
specificità e sensibilità all’angiografia, 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.
!
Metodo: 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. Si riporterà poi una revisione di un articolo che tratta 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.
!
Conclusioni: Tutte le CE Wb-MRA con Syngo TimCT eseguite con singola iniezione di MDC sono tecnicamente
riuscite e hanno mostrato, sia in termini di qualità dell’immagine sia in termini di artefatti che non consentono diagnosi,
risultati soddisfacenti. Concludendo, la CE Wb-MRA con tecnologia Syngo TimCT a singola iniezione di MDC è una
valida alternativa alla classica Multi-Station CE Wb-MRA.
!!
Fig 1: Differenza tra Multiple Steps (A) e CTM (B)
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-mrangiography-in-clinical-routine/
Tecniche di saturazione selettiva con inversion recovery
SPIR Vs SPAIR
Alessandro Tagliavini
Motivazione: le tecniche di soppressione del grasso con pre impulso d’ inversione selettivo in frequenza, chiamate
genericamente CHESS-IR (CHEmical Shift Saturation IR), si basano sulle differenze delle frequenze di precessione dei
protoni dell’ acqua e del grasso. Due esempi di sequenze CHESS-IR sono la SPIR ( Spectral Presaturation Inversion
Recovery) e la SPAIR (SPectral Adiabatic Inversion Recovery), maggiormente indicata per lo studio di regioni
anatomiche che determinano la disomogeneità di B1.
Metodo: verranno descritte e messe a confronto le due tecniche di saturazione basate sul Chemical Shift IR e
verranno presentate le loro caratteristiche, i vantaggi e gli svantaggi legati al loro utilizzo (sensibilità alle disomogeneità
di B0 e B1).
Conclusioni: nelle sequenze CHESS-IR quando il segnale del grasso attraversa lo zero, la slice viene eccitata e
misurata, cosi che il grasso apparirà nero, in quanto non darà contributo all’ immagine. Se B1 non è uniforme, l’ angolo
di abbattimento (flip angle) varierà sulla slice eccitata e in alcuni punti la curva di rilassamento non attraverserà lo zero
al momento dell’ eccitazione, cosi che il segnale del grasso non sarà nullo e localmente visibile nell’ immagine. Questo
fenomeno risulta particolarmente evidente nella pelvi, nel ginocchio e nel seno. La tecnica SPAIR invece riesce a
ridurre questo problema grazie all’ utilizzo di un vero impulso d’ inversione a 180°, selettivo in frequenza e adiabatico,
cioè insensibile alle disomogeneità del campo magnetico B1. La caratteristica che rende l’ impulso adiabatico migliore
di un normale impulso di radiofrequenza è la doppia modulazione di ampiezza e di frequenza (solitamente sono
modulati solo in ampiezza).
Immagine SPIR e SPAR a confronto
Bibliografia
[1] Wilhelm Horger “Fat Suppression in the Abdomen” Siemens – MAGNETOM Flash, 3/2007
[2] Thomas C. Lauenstein “Spectral Adiabatic Inversion Recovery (SPAIR) MR imaging of the abdomen” Siemens –
MAGNETOM Flash, 2/2008
[3] Fredy Visser “Optimizing SPIR and SPAIR fat suppression” Field Strenght, Issue 24 – December 2004
Ottimizzazione assorbimento energia elettromagnetica paziente RM
SAR Specific Absorption Rate
Leonardo Lelli1
1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini / Azienda Ospedaliera Sanitaria Meyer
Motivazione: La grandezza dosimetrica che, meglio riesce a quantificare l’assorbimento di energia elettromagnetica nei tessuti
è tasso di assorbimento specifico o SAR, esprime la misura della percentuale di energia elettromagnetica assorbita dal corpo
umano quando questo viene esposto all'azione di un campo elettromagnetico a radiofrequenza (RF). In particolar modo in ambito
pediatrico l’utilizzo di alti campi magnetici 3 tesla sensibilizza ad operare a SAR low nell’utilizzo delle varie pesature.
Metodo: Il SAR rappresenta la potenza assorbita per unità di massa di tessuto (SAR=W/M Watt/kg) epuò essere calcolato
partendo dalla conoscenza dell'intensità del campo elettrico all'interno del tessuto, nel modo seguente:
Il SAR generato durante un esame a RM e’ una funzione complessa di numerose variabili:
parametri del campo incidente:la frequenza di risonanza, il tipo ed il numero di impulsi a RF, il tempo di ripetizione TR, il tipo di
bobina a RF usata, il volume di tessuto contenuto all’interno della bobina;
caratteristiche del corpo esposto (dimensioni, geometria interna ed esterna, proprietà dielettriche dei vari spessori di tessuto
attraversati).
Più fette per tempo di ripetizione aumentano il SAR. Più impulsi a RF per fetta aumentano il SAR. Flipangles maggiori richiedono
più energia e quindi comportano SAR maggiori. Ad un minor valore di assorbimento specifico SAR corrisponde un minor
riscaldamento dei tessuti ed un potenziale minor rischio per la salute.
Conclusioni: Alcuni organi, per le loro caratteristiche fisiche sia termiche che elettriche, hanno ridotte capacità di dissipare il
calore. Tra questi vanno ricordati sia gli occhi che le gonadi. Perciò questi potrebbero essere i principali siti di potenziali effetti
dannosi se l’esposizione alle RF durante l’esame RM risulta eccessiva.
Averaging time
6 min
W HOLE
BODY SAR
Body region
Operating Mode
NORMAL
FIRST LEVEL
CONTROLLED
SECOND LEVEL
CONTROLLED
P ARTIAL BODY SAR
L OCAL SAR
Whole
body
Any,except
head
Head
Head
Trunk
Extremities
[ W/kg ]
[ W/kg ]
[W/kg]
[W/kg]
[W/kg]
[W/kg]
2
2 – 10
(1)
3,2
10 (2)
10
20
4
4 – 10
(1)
3,2
10 (2)
10
20
>3,2
>10 (2)
>10
>20
>4
>(4-10) (1)
SHORT TERM
The SAR limits over any 10 s period shall not exceed 3 times the stated
SAR
average SAR limit
Tabella 1: Limiti ammessi del SAR secondo norma IEC 60601-2-33
Bibliografia:
[1] Wiley-Liss, et al “Low Sar” - J. Magn. Reson. Imaging 2007; 26: 437-441
Sitografia:
[1] http://www.iss.it/binary/publ/cont/Pag45_50Vol30N11994.pdf
[2] http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/chap-9/chap-9-i.htm
1
RM Cardio
Accuratezza e precisone del T1-mapping
Simona Covizzoli1
1
Dipartimento di Diagnostica per Immagini
Azienda Ospedaliero-Universitaria Careggi - Firenze
Motivazione: La costante di tempo di rilassamento longitudinale (T1) del miocardio è alterata in vari stati di malattia a
causa di un aumento del contenuto di acqua o altri cambiamenti dell'ambiente molecolare locale. Le variazioni sia nel
T1 pre-contrastografico che nel T1 dopo somministrazione di gadolinio (Gd) sono considerati importanti biomarcatori;
sono stati proposti metodi diversi per quantificare il T1 miocardico.
Metodo: Il T1 mapping permette, attraverso mappe parametriche, di quantificare i valori per ciascun voxel, del
rilassamento T1 del tessuto miocardico pre- e post- Gd. La caratterizzazione del T1 pre-contrastografico del tessuto
miocardico può essere utilizzata per rilevare e quantificare le diverse cardiomiopatie, mentre la misurazione del T1 con
MdC fornisce ulteriori informazioni sulla frazione di volume extracellulare (ECV). Quest'ultima è particolarmente
importante per valutare le malattie con fibrosi diffusa ad uno stadio precoce, la quale è più difficile da rilevare con il
convenzionale Late Enhancement (LGE). Il T1-mapping ha il potenziale di rilevare e quantificare la fibrosi diffusa in
fase iniziale purché le misurazioni abbiano adeguata riproducibilità. In generale, i metodi di misura del T1 miocardico
sono costituiti da tre componenti: 1) Perturbazione della ML (Invertion Recovery IR o Saturation Recovery SR); 2)
Campionamento della curva di rilassamento ML; 3) Utilizzo di un modello matematico che si adatti alla curva di
campionato per estrarre il T1 miocardico.
Conclusioni: L'accuratezza delle tecniche IR è influenzata significativamente dal trasferimento di magnetizzazione
(MT). Ciononostante, la stima del T1 apparente, usando IR, è risultata essere una misura sensibile e un utile strumento
per la caratterizzazione tissutale e discriminazione della malattia. I metodi di SR forniscono una misurazione più
accurata del T1, che è meno sensibile alle MT nonché ad altri fattori. Verranno esaminati gli aspetti tecnici dei metodi
T1-mapping e descritti i loro limiti, compresi i fattori che determinano la loro accuratezza, precisione e riproducibilità.
Fig.1: Il protocollo originale impiega tre 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
Fig. 2: Il diagramma mostra lo schema della sequenza
MOLLI modificata e proposta dove multiple inversioni
Single-Shot SSFP bilanciate con differenti pesature di
contrasto T1 sono acquisite all'interno di sette blocchi di
sequenze. Raffigura l'acquisizione di più blocchi con una
saturazione interleaved e un impulso di preparazione IR.
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.
Bibliografia
[1] Kellman P et al. “T1-mapping in the heart: accuracy and precision.” J Cardiovasc Magn Reson. (2014)
[2] Robson MD et al. “T1 measurements in the human myocardium: The effects of magnetization transfer on the SASHA
and MOLLI sequences.” Magn Reson Med. (2013)
Driven Equilibrium
Approccio al parametro
1
Carmine Tico1
Servizio di Radiologia
Centro Cura e Salute – Platamona (SS)
Motivazioni: per ottenere determinate pesature quali T2 e densità protonica, è necessario utilizzare un tempo di
ripetizione (TR) relativamente lungo affinché si recuperi la magnetizzazione longitudinale con inevitabile aumento del
tempo di scansione. Per ottenere un tempo di scansione accettabile, si potrebbe ridurre il TR ma questo comporterebbe
una diminuzione del rapporto segnale rumore (SNR) e un’introduzione indesiderata della pesatura T1 oppure,
aumentare la lunghezza del treno di echi ma questo, aumenterebbe l’effetto di blurring.
Metodo: verrà spiegata la combinazione di impulsi (180° di rifocalizzazione e 90° di risalita) applicati prima del
successivo impulso di eccitazione che rende possibile un rapido recupero della magnetizzazione longitudinale, da qui
driven equilibrium (DE), permettendo l’utilizzo di TR più brevi in sequenze fast spin eco ottenendo un SNR ed un
contrasto tessuto-fluido equiparabile alle sequenze standard. Il DE è anche compatibile con le sequenze gradient eco 2D
e 3D nelle quali é utilizzato sotto forma di impulsi di preparazione per aumentare la pesatura T2 senza dover
incrementare il tempo di eco.
Conclusioni: nonostante il vantaggio nel ridurre il tempo di scansione, il contrasto che deriva dall’utilizzo del DE
con TR breve è funzione del T2/T1 perciò è indicato in combinazioni tessuto-fluido come colonna-liquido
cerebrospinale o cartilagine-fluido articolare. Non è utilizzabile se è presente una forte suscettività magnetica (es:
impianti metallici) poiché induce disomogeneità del B1 riducendo l’efficacia dell’impulso di rifocalizzazione e di
risalita.
a
b
c
d
Figura 1 a-d a) sagittale T1 FSE (TR 600ms TE 20ms) b) sagittale FSE + DE (TR 600ms TE 20ms) c) sagittale T2
FSE (TR 2500ms) d) sagittale T2 FSE + DE (TR 700ms)
Bibliografia
[1] Thomas M. Link et al. “Cartilage imaging: motivation techniques, current and future significance” European
Radiology, © Springer-Verlag 2006; 10.1007/s00330-006-0453.
[2] Matt A. Bernestein et al. “Handbook of MRI pulse sequences” Elsevier Academic Press 2004.
[3] Manuale operativo Philips Achieva.
[4] Andre A. Lighvani et al.“Advances in High-field MR Imaging of the Spine” Journal Article, Applied
Radiology October 2009.
Elastografia RM:
tecnica e applicazioni cliniche
Jacopo Tonti 1
1
Dipartimento di diagnostica per Immagini
Ospedale E. Profili Fabriano
Motivazione: La tecnica dell'elastrografia RM (MRE) è emersa come una modalità utile per l'imaging quantitativa
delle proprietà meccaniche dei tessuti molli in vivo. Recentemente, l'MRE è stata introdotta come strumento clinico
per valutare la patologia epatica cronica, oltre ad essere stato sperimentato per altre potenziali applicazioni. Queste
applicazioni includono la misura dei cambiamenti dei tessuti associati a patologie del fegato, mammella, cervello,
cuore e muscoli scheletrici tra cui le lesioni focali (ad esempio, epatica, seno e tumori al cervello) e patologie
diffuse (ad esempio, fibrosi e sclerosi multipla).
Metodo: . L'MRE ottiene informazioni sulla rigidità del tessuto valutando la propagazione di onde meccaniche
attraverso di esso. La tecnica prevede essenzialmente tre step. Nel primo si applica uno stress che consiste
nell’utilizzo di una sorgente di movimento che deformi il tessuto; 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. La misurazione del movimento del tessuto avviene mediante la
tecnica phase contrast e l'utilizzo di una coppia di gradienti motion-encoding.
Conclusioni: l'MRE ha ricevuto una notevole attenzione per merito delle potenzialità diagnostiche che essa può
fornire. La sperimentazione verso nuove applicazioni cliniche suscita enorme interesse, da ciò ne deriva una
metodica in continua crescita.
Figura1: MRE fegato
Figura2: MRE encefalo, fegato, muscolo
Bibliografia:
[1] Yogesh K Mariappan et al. “MAGNETIC RESONANCE ELASTOGRAPHY: A REVIEW” Clinic Anat. 23(5):
497-511 2010
[2] Kevin J. Glaser et al. “Review of MR elastography applications and recent developments” NMR 000:000–000
(2012)
Imaging pesato in suscettibilità magnetica
Il ruolo della sequenza SWIP
1
Filippo Turci1
Dipartimento Immagini - Ospedale M.Bufalini, Cesena / UO Neuroradiologia
Motivazione: 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. Sono 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. Le SWIp, tecnica ideata dalla Philips, basata su una sequenza 3D whole brain,
coniuga un alto rapporto segnale rumore ad un contenuto tempo di scansione.
Metodo: 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 tra le 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.
Conclusioni: 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, come sono appunto le SWIp, evidenziando le
caratteristiche i pregi e i difetti.
a b Figura 1: Immagine acquisita con SWI tradizionale (a) e con tecnica SWIp (b)
Bibliografia:
[1] Haacke, E. et al. “Susceptibility weighted imaging (SWI)” MRM, 52-612-618 (2004)
[2] Haacke E. et al, “Susceptibility-Weighted Imaging: Technical Aspects and Clinical Applications, Part 1” AJNR
30:19-30 (2009)
[3] Mittal, S. et al. “Susceptibility-Weighted Imaging: Technical Aspects and Clinical Applications, Part 2” AJNR
32:232-252 (2009)
[4] 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)
[5] Tong KA et al. “Susceptibility-weighted MR imaging: a review of clinical applications in children” AJNR 29:9–17
(2008)
[6] 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)
Sviluppo di una sequenza DWI ad alta risoluzione
Realizzazione di mappe di ADC per la discriminazione delle
sottostrutture cerebrali dell’ippocampo
Francesca Epifani1
1
Neuroradiologia – Fondazione IRCCS Istituto Neurologico “Carlo Besta”
Motivazione: Con tecniche di 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 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 SNR e la risoluzione spaziale.
Questo lavoro nasce quindi dalla necessità di studiare la microstruttura di regioni cerebrali di dimensioni inferiori ad
1mm, quali ad esempio i sottocampi dell’ippocampo, tramite DWI e le mappe di ADC da esse calcolate.
Metodo: 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, numero di medie, FOV, numero di fette, b-value, fattore di SENSE) per ottenere la
risoluzione desiderata e un buon rapporto segnale-rumore ma riducendo gli artefatti tipici della tecnica EPI e
mantenendo il tempo di acquisizione nei 20 minuti.
Risultati: Le immagini DWI ottenute consentono una buona discriminazione delle strutture interne dell’ippocampo con
un buon rapporto segnale-rumore e senza distorsioni o artefatti evidenti nell’area di interesse.
Conclusioni: In questo lavoro è stata ottimizzata 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 verificare se permette di evidenziare e definire i confini della distribuzione spaziale
delle lesioni ippocampali ad oggi non discriminabili con imaging morfologico standard.
A
B
C
D
A
A
A
A
A) esempio di immagine DWI tradizionalmente impiegata in clinica. B) immagine DWI ad alta risoluzione con artefatti
nella regione centrale. C) immagine DWI ottenuta da sequenza ottimizzata. D) mappa di ADC ricavata da C)
Bibliografia
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