Sequenze di risonanza magnetica

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Diagramma temporale di una sequenza spin echo.

Le sequenze di risonanza magnetica sono particolari configurazioni, ottenibili tramite un'apparecchiatura per risonanza magnetica, che riguardano serie di impulsi e gradienti di campo che permettono di generare immagini a risonanza particolari, frequentemente utilizzate in ambito clinico.[1]

Panoramica[modifica | modifica wikitesto]

Qui di seguito una tabella in cui si riassumono le principali sequenze utilizzate nell'imaging a risonanza magnetica.

Gruppo Sequenze Abbreviazione Principi fisici Principali caratteristiche cliniche Esempio
Spin echo Pesatura in T1 T1 Misurazione del rilassamento longitudinale utilizzando tempo di ripetizione (TR) e tempo di echo (TE) brevi.


Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.

T1-weighted-MRI.png
Pesatura in T2 T2 Misurazione del rilassamento trasversale utilizzando lunghi tempi di TR e TE.


  • Alto segnale da tessuti ricchi di acqua.[2]
  • Basso segnale del grasso.[2]
  • Basso segnale per le sostenza paramagnetiche.[3]

Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.

Normal axial T2-weighted MR image of the brain.jpg
Pesatura di densità protonica DP Lungo tempo di TR (per ridurre il T1) e breve tempo TE (per minimizzare il T2)[4] Artropatie e traumi muscolo-scheletrici.[5] Proton density MRI of a grade 2 medial meniscal tear.jpg
Gradient echo Precessione libera stazionaria SSFP Mantenimento di una magnetizzazione trasversale costante e residua su cicli successivi.[7] Realizzazione di cardio RM (vedi video).[7] Four chamber cardiovascular magnetic resonance imaging.gif
Inversion recovery Short tau inversion recovery STIR Soppressione del grasso grazie all'impostazione di un tempo di inversione che annulla il suo segnale.[8] Alto segnale nell'edema, come nelle più gravi fratture da stress.[9] Nell'immagine un caso di sindrome da stress tibiale Shinsplint-mri (crop).jpg
Fluid attenuated inversion recovery FLAIR Soppressione dei liquidi grazie ad un tempo di inversione che annulla il loro segnale. Alto segnale da infarti lacunari, placche da sclerosi multipla, Emorragia subaracnoidea e meningite (vedi immagine).[10] FLAIR MRI of meningitis.jpg
Double inversion recovery DIR Soppressione simultanea del liquido cerebrospinale e materia bianca graxei a due tempi di inversione.[11] Altro segnale dalle placche della sclerosi multipla (vedi immagine).[11] Axial DIR MRI of a brain with multiple sclerosis lesions.jpg
Diffusion weighted (DWI) Convenzionale DWI Misura del moto browniano delle molecole d'acqua.[12] Alto segnale dopo pochi minuti dall'infarto cerebrale (nella foto).[13] Cerebral infarction after 4 hours on DWI MRI.jpg
Apparent diffusion coefficient ADC Riduce la pesatura T2 prendendo multiple immagini DWI con differente pesatura DWI.[14] Basso segnale pochi minuti dopo un ictus cerebrale (vedi immagini).[15] Cerebral infarction after 4 hours on ADC MRI.jpg
Tensore di diffusione DTI Trattografia (nella foto) ottenuta misurando il moto browniano complessivo delle molecole d'acqua nelle direzioni delle fibre nervose.[16] White Matter Connections Obtained with MRI Tractography.png
Perfusion weighted (PWI) Dynamic susceptibility contrast DSC Viene iniettato gadolinio come mezzo di contrasto e viene realizzate immagini a rapida ripetizione (generalmente gradient-echo o echo-gradient pesate in T2) per quantificare la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità.[18] Negli infarti cerebrali, il tessuto ischemico e la penombra ischemica presentano una perfusione diminuita (immagine).[19] Tmax by MRI perfusion in cerebral artery occlusion.jpg
Dynamic contrast enhanced DCE Misurazione dell'accorciamento del rilassamento T1 indotto da un bolo di mezzo di contrasto di gadolinio.[20]
Arterial spin labelling ASL Marcatura magnetica del sangue arterioso prima che entri nella regione di interesse dell'imaging.[21] Non è necessario infondere gadolinio come mezzo di cotrasto.[22]
Risonanza magnetica funzionale (fMRI) Blood-oxygen-level dependent BOLD Modifiche nella saturazione di ossigeno dipendente dal magnetismo dell'emoglobina che riflette l'attività del tessuto.[23] Localizzazione delle aree del cervello più attive prima di un intervento chirurgico.[24] 1206 FMRI.jpg
Magnetic resonance angiography (MRA) e venografia Time-of-flight TOF Il sangue che entra nell'area di interesse non è stato saturato e quindi fornisce un segnale più elevato quando viene utilizzato un breve tempo di echo. Diagnosi di aneurisma, stenosi o dissecazione.[25] Mra-mip.jpg
Phase-contrast MRA PC-MRA Due gradienti di uguale intensità ma in direzione opposte vengono usati per codificare lo sfasamento che è proporzionale alla velocità degli spin.[26] Diagnosi di aneurisma, stenosi o dissecazione (immagine).[25] Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR) Phase Contrast (PC) sequence MRI of arterial dissections.jpg
(VIPR)
Susceptibility weighted SWI Sensibile al sangue e al calcio. Rilevare piccole emorragie (Nell'immagine un danno assonale diffuso) o il calcio.[27] Susceptibility weighted imaging (SWI) in diffuse axonal injury.jpg

Spin echo[modifica | modifica wikitesto]

T1 e T2[modifica | modifica wikitesto]

Ogni tessuto ritorna al suo stato di equilibrio al termine dell'eccitamento a radiofrequenza grazie ai propri processi di rilassamento longitudinale (T1 o spin-reticolo, cioè recupero della magnetizzazione nella stessa direzione del campo magnetico statico) e rilassamento trasversale (T2 spin-spin, trasversale al campo magnetico statico). Per creare un'immagine pesata in T1, la magnetizzazione deve recuperare prima che venga misurato il segnale cambiando il tempo di ripetizione (TR). Questa ponderazione dell'immagine è utile, ad esempio, per valutare la corteccia cerebrale, identificare il tessuto adiposo, caratterizzare le lesioni focali del fegato e in generale per ottenere informazioni morfologiche, nonché per l'imaging post-contrasto. Per creare un'immagine pesata in T2, la magnetizzazione può decadere prima di misurare il segnale RM cambiando il tempo di eco (TE). Questa ponderazione dell'immagine è utile per rilevare edema e infiammazione, rivelando lesioni della sostanza bianca e valutando l'anatomia di organi come la prostata e l'utero.

La visualizzazione standard delle immagini a risonanza magnetica in scala di grigi si presenta come segue:

Segnale T1-pesato T2-pesato
Alto
Intermedio Materia grigia più scura rispetto alla materia bianca[29] Materia bianca più scura rispetto alla materia grigia[29]
Basso

Densità protonica[modifica | modifica wikitesto]

Le immagini ponderate in densità protonica (DD) vengono ottenute utilizzando un tempo di ripetizione lungo (TR) e un tempo di eco breve (TE).[31] Nelle immagini dell'encefalo, questa sequenza permette di creare una distinzione più marcata tra materia grigia (più chiara) e materia bianca (in grigio scuro), ma con poco contrasto tra cervello e liquido cefalorachidiano.[31] È, inoltre, molto utile per l'individuazione di malattie articolari e lesioni muscoloscheletriche.[32]

Gradient echo[modifica | modifica wikitesto]

Sequenza gradient echo.[33]

Una sequenza con tecnica gradient echo è alla base di molte altre importanti sequenze da essa derivate, come l'imaging echo-planare e le Steady-state free precession imaging' SSFP. Esse permettono di avere tempi di ripetizione (TR) molto brevi e quindi di acquisire immagini in breve arco di tempo.

La sequenza gradient echo sono caratterizzate da una singola eccitazione a radiofrequenza, seguita da un gradiente applicato lungo l'asse di lettura chiamato "gradiente di sfasamento". Questo gradiente modifica la fase di spin in modo spazialmente dipendente così che alla fine del gradiente il segnale venga completamente cancellato perché la coerenza tra gli spin sarà completamente distrutta.

A questo punto viene applicato un gradiente di lettura di polarità opposta, in modo da compensare l'effetto del gradiente di disparità. Quando l'area del gradiente di lettura è uguale a quella del gradiente di disparità, gli spin avranno una nuova fase coerente (eccetto per gli effetti del rilassamento T2*), e quindi un segnale sarà nuovamente rilevabile. Questo segnale prende il nome di echo o più specificamente di segnale di echo di gradiente, perché è prodotto dal rifasamento dovuto ad un gradiente (a differenza del segnale di spin echo il cui rifasamento è dovuto a un impulso di radiofrequenza).

Le sequenze del tipo di gradient echo consentono di ottenere tempi di ripetizione molto brevi, poiché l'acquisizione di un echo corrisponde all'acquisizione di una linea del k-spazio e questa acquisizione può essere resa più rapida aumentando l'ampiezza dei gradienti di rifasamento e lettura. Una sequenza del tipo spin echo deve invece attendere l'esaurimento del segnale che si forma spontaneamente dopo l'applicazione dell'impulso di eccitazione prima che possa produrre un eco (decadimento libero dell'induzione o free induction decay).

A scopo di confronto, il tempo di ripetizione di una sequenza gradient echo' è dell'ordine di 3 millisecondi, rispetto a circa 30 ms di una sequenza di spin echo.

Spoiling[modifica | modifica wikitesto]

Alla fine della lettura, la magnetizzazione trasversale residua può risultare azzerata (mediante l'applicazione di gradienti adatti e l'eccitazione tramite impulsi con radiofrequenza a fase variabile) o mantenuta.

Nel primo caso ci si torva in una sequenza spoiled, come la sequenza FLASH (Fast Low-Angle Shot), mentre nel secondo caso vi appartengono le sequenze SSFP (Steady-State Free Precession).

Steady-state free precession (SSFP)[modifica | modifica wikitesto]

L'imaging steady-state free precession è una tecnica di risonanza magnetica che utilizza stati di magnetizzazione stazionari. In generale, le sequenze SSFP si basano su una sequenza di risonanza magnetica caratterizzate da un basso flip angle con un breve tempo di ripetizione che nella sua forma generica è stata descritta come la tecnica "FLASH".

Mentre le sequenze gradient echo si riferiscono solo a uno stato stazionario della magnetizzazione longitudinale, le sequenze SSFP includono le coerenze trasversali (magnetizzazioni) da echi di spin multipli e echi stimolati sovrapposti. Solitamente ciò viene effettuato rimettendo a fuoco il gradiente di codifica di fase in ciascun intervallo di ripetizione per mantenere costante l'integrale di fase (o il momento del gradiente). Le sequenze SSFP completamente bilanciate raggiungono una fase dello zero riorientando tutti i gradienti di imaging.

Seqeuenza in-phase e out-phase[modifica | modifica wikitesto]

Le sequenze in-phase e out-of-phase corrispondono alle sequenze ad eco del gradiente accoppiate utilizzando lo stesso tempo di ripetizione (TR) ma con due tempi di eco differenti (TE).[34] Questo può rilevare anche quantità microscopiche di grasso, che ha un calo del segnale su out-of-phase rispetto a in-phase. Tra i tumori renali che non mostrano grasso macroscopico, tale calo del segnale è osservato nell'80% di carcinoma a cellule renali e nell'angiomiolipoma a grasso minimo.[35]

Nomi commerciali di sequenze ad echo di gradiente[modifica | modifica wikitesto]

Academic Classification Spoiled gradient echo Steady-State Free Precession (SSFP) Balanced Steady-State Free Precession (bSSFP)
Ordinary type Turbo type
(Magnetization preparation,
extremely low angle shot, short TR)
FID-like Echo-like
Siemens FLASH
Fast Imaging using Low Angle Shot
TurboFLASH
Turbo FLASH
FISP
Fast Imaging with Steady-state Precession
PSIF
Reversed FISP
TrueFISP
True FISP
GE SPGR
Spoiled GRASS
FastSPGR
Fast SPGR
GRASS
Gradient Recall Acquisition using Steady States
SSFP
Steady State Free Precession
FIESTA
Fast Imaging Employing Steady-state Acquisition
Philips T1 FFE
T1-weighted Fast Field Echo
TFE
Turbo Field Echo
FFE
Fast Field Echo
T2-FFE
T2-weighted Fast Field Echo
b-FFE
Balanced Fast Field Echo

Inversion recovery[modifica | modifica wikitesto]

Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR)[modifica | modifica wikitesto]

Magnifying glass icon mgx2.svgLo stesso argomento in dettaglio: Fluid Attenuated Inversion Recovery.

Le sequenze Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR) [39] sono sequenze di impulsi con recupero di inversione utilizzate per annullare il segnale proveniente dai fluidi. Ad esempio, questa sequenza può essere utilizzata nell'imaging cerebrale per sopprimere il segnale del liquido cerebrospinale (CSF) in modo da evidenziare lesioni iperintense periventricolari, come le placche della sclerosi multipla. Scegliendo accuratamente il tempo di inversione TI (il tempo tra l'inversione e gli impulsi di eccitazione), il segnale di ogni particolare tessuto può essere soppresso.

Spectral Presaturation with Inversion Recovery (SPIR)[modifica | modifica wikitesto]

Short Tau Inversion Recovery (STIR)[modifica | modifica wikitesto]

Double Inversion-Recovery (DIR)[modifica | modifica wikitesto]

Turbo Inversion Recovery Magnitude (TIRM)[modifica | modifica wikitesto]

Le sequenze Turbo Inversion Recovery Magnitude (TIRM) misurano solo la grandezza di un segnale turbo spin echo a seguito di un impulso di inversione ed è quindi insensibile alla fase.[36]

La sequenze TIRM risulta superiore nella valutazione dell'osteomielite e nel sospetto di un tumore della testa e del collo.[37][38] L'osteomielite appare come un'area ad alta intensità.[39] Nei tumori della testa e del collo, la sequenza TIRM ha dimostrato di dare sia un alto segnale nella massa tumorale, sia un basso grado di sovrastima della dimensione del tumore dovuto a cambiamenti infiammatori reattivi nei tessuti circostanti.[40]

Pesatura in diffusione[modifica | modifica wikitesto]

Magnifying glass icon mgx2.svgLo stesso argomento in dettaglio: Diffusione (RMN).
Immagine in diffusione

Le immagini a risonanza magnetica in diffusione mostrano il grado di diffusione delle molecole d'acqua nei tessuti biologici.[41] Clinicamente, queste sequenze risultano utili per la diagnosi di condizioni (ad esempio ictus) o di disturbi neurologici (ad esempio, sclerosi multipla) e aiuta a comprendere meglio la connettività degli assoni della materia bianca nel sistema nervoso centrale.[42] In un mezzo isotropico (all'interno di un bicchiere d'acqua, ad esempio), le molecole d'acqua si muovono in modo casuale a seconda della turbolenza e del moto browniano. Tuttavia, nei tessuti biologici, dove il numero di Reynolds è sufficientemente basso per il flusso laminare, la diffusione può essere anisotropa. Ad esempio, una molecola all'interno dell'assone di un neurone ha una bassa probabilità di attraversare la membrana mielinica e pertanto la molecola si muove principalmente lungo l'asse della fibra neurale. Se è noto che le molecole di un particolare voxel si diffondono principalmente in una direzione, si può assumere che la maggior parte delle fibre in quest'area siano parallele a quella direzione.

Il recente sviluppo di imaging del tensore di diffusione (DTI)[43] ha consentito di misurare la diffusione in più direzioni e di calcolare l'anisotropia frazionaria in ciascuna direzione per ciascun voxel. Ciò consente ai ricercatori di creare mappe cerebrali delle direzioni delle fibre per esaminare la connettività di diverse regioni del cervello (utilizzando la trattografia) o esaminare aree di degenerazione neurale e demielinizzazione in malattie come la sclerosi multipla.

Un'altra applicazione di diffusione della risonanza magnetica è l'imaging pesato in diffusione (DWI). A seguito di un ictus ischemico, il DWI è altamente sensibile ai cambiamenti che si verificano nella lesione.[44] Si ipotizza che l'aumento delle restrizioni (barriere) alla diffusione dell'acqua, a seguito dell'edema citotossico (gonfiore cellulare), sia responsabile dell'aumento del segnale su una scansione DWI. Il potenziamento del segnale DWI appare entro 5-10 minuti dall'inizio dei sintomi dell'ictus (rispetto alla tomografia computerizzata, che spesso è sensibile solamente dopo un tempo di 4-6 ore) e rimane fino a due settimane. Queste immagini, accoppiate con quelle relative allo studio della perfusione cerebrale, i ricercatori possono evidenziare le regioni di "perfusione/disallineamento di diffusione" che può indicare regioni in grado di salvarsi con la terapia di riperfusione.

Come molte altre applicazioni specializzate, questa tecnica è solitamente accoppiata a una sequenza di acquisizione di immagini veloce, come la sequenza di immagini echo planari.

Pesatura in perfusione[modifica | modifica wikitesto]

Magnifying glass icon mgx2.svgLo stesso argomento in dettaglio: Risonanza magnetica di perfusione.
Perfusione MRI che mostra un ritardo nel tempo-massimo flusso (Tmax) nella penombra in un caso di occlusione dell'arteria cerebrale media sinistra.

Le immagini a risonanza magnetica pesate in perfusione (o Perfusion-Weight Imaging o PWI) vengono eseguite con tre tecniche principali:

  • Dynamic susceptibility contrast (DSC): viene iniettato gadolinio come mezzo di contrasto e vengono realizzate rapide sequenze di immagine (generalmente gradient echo con pesatura T2) in cui viene quantificata la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità.[18]
  • Dynamic contrast enhanced (DCE): misurazione dell'accorciamento del rilassamento spin-reticolo (T1) indotto da un bolo di contrasto di gadolinio.[20]
  • Arterial Spin Labelling (ALS): marcatura magnetica del sangue arterioso al di fuori della zona di interesse, senza necessità di utilizzo del mezzo di contrasto.

I dati acquisiti vengono quindi postelaborati per ottenere mappe di perfusione con parametri diversi, come BV (volume del sangue), BF (flusso sanguigno), MTT (tempo medio di transito) e TTP (tempo di picco). Nell'infarto cerebrale, la penombra si caratterizza per una diminuzione della perfusione.

Note[modifica | modifica wikitesto]

  1. ^ Dr Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard, MRI sequences (overview), su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
  2. ^ a b c d e f g h i j k Magnetic Resonance Imaging, University of Wisconsin. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 10 maggio 2017).
  3. ^ a b c d e f g h i j k l m n o p q Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics, Harvard Medical School. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 5 marzo 2016).
  4. ^ Page 292 in: Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke, Principles and Applications of Radiological Physics, 6ª ed., Elsevier Health Sciences, 2011, ISBN 978-0-7020-4614-8.
  5. ^ Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al., MRI sequences (overview), su Radiopaedia. URL consultato il 13 gennaio 2017.
  6. ^ Nicolas Lefevre, Jean Francois Naouri, Serge Herman, Antoine Gerometta, Shahnaz Klouche e Yoann Bohu, A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis, in Radiology Research and Practice, vol. 2016, 2016, pp. 1–25, DOI:10.1155/2016/8329296, ISSN 2090-1941 (WC · ACNP).
  7. ^ a b Dr Tim Luijkx and Dr Yuranga Weerakkody, Steady-state free precession MRI, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
  8. ^ Mohammad Taghi Niknejad, Short tau inversion recovery, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
  9. ^ Ferco Berger, Milko de Jonge, Robin Smithuis and Mario Maas, Stress fractures, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
  10. ^ Fluid attenuation inversion recoveryg, su radiopaedia.org. URL consultato il 3 dicembre 2015.
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  16. ^ a b Derek Smith and Dr Usman Bashir, Diffusion tensor imaging, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
  17. ^ Terence C Chua, Wei Wen, Melissa J Slavin e Perminder S Sachdev, Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review, in Current Opinion in Neurology, vol. 21, nº 1, 2008, pp. 83–92, DOI:10.1097/WCO.0b013e3282f4594b, ISSN 1350-7540 (WC · ACNP).
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Bibliografia[modifica | modifica wikitesto]

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Voci correlate[modifica | modifica wikitesto]