The Basics of MRI

Capitolo 12

TECNICHE DI IMAGING "VELOCI"



Introduzione

In diagnostica medica, dove vengono impiegate apparecchiature costose come i sistemi di imaging a risonanza magnetica, riuscire a velocizzare i tempi di esecuzione dell'esame può migliorare l'efficienza del sistema diagnostico. In quest'ottica, un aumento della velocità è auspicabile, benché, in generale, la qualità dell'immagine sia inversamente legata al tempo di acquisizione.

Imaging con sequenze Gradient Echo

Le sequenze di imaging menzionate finora hanno un grande svantaggio: per ottenere il massimo segnale richiedono tutte che la magnetizzazione riacquisti la sua posizione di equilibrio lungo l'asse Z prima che venga ripetuta la sequenza. Quando il T1 è lungo, questo può prolungare significativamente il tempo di acquisizione. Se la magnetizzazione non riacquista completamente l'equilibrio, il segnale è minore di quello che si avrebbe nel caso del completo recupero. Se la magnetizzazione viene ruotata di un angolo ϑ minore di 90° la sua componente Mz riacquisterà l'equilibrio molto più rapidamente, ma ci sarà un minor segnale dal momento che il segnale è proporzionale al senϑ. Così si perde segnale a vantaggio del tempo di imaging. Per recuperare segnale possono essere eventualmente raccolte e mediate insieme più immagini.

La sequenza di imaging gradient echo è l'applicazione di questi principi. Questo è il suo diagramma temporale. Viene applicato un impulso RF di selezione della fetta che produce tipicamente un angolo di rotazione minore di 90°. Insieme all'impulso RF viene applicato un gradiente di selezione della fetta.

Segue l'applicazione di un gradiente di codifica di fase variandone l'intensità tra Gφm e -Gφm in 128 o 256 passi come è stato fatto per tutte le altre sequenze.

Contemporaneamente al gradiente di codifica di fase viene applicato un gradiente di codifica in frequenza. Questo gradiente è inizialmente di segno negativo per produrre un defasamento degli spin per poi diventare positivo durante l'acquisizione del segnale e far sì che gli spin siano in fase al centro del periodo di acquisizione. L'attivazione di questo gradiente ed il conseguente rifasamento del sistema di spin producono un segnale di echo.

Il tempo di echo (TE) è definito come il tempo che intercorre tra l'inizio dell'impulso RF ed il valore massimo nel segnale. La sequenza viene ripetuta ogni TR secondi. Il valore del TR è tipicamente inferiore a quello dell sequenze spin-echo.

L'uso di un gradiente di rifasamento rende l'imaging gradient echo intrinsecamente più sensibile alle disomogeneità di campo magnetico rispetto all'imaging spin echo. D'altro canto, l'uso di un angolo di rotazione minore di 90° e di un gradiente di rifasamento conferiscono a questa sequenza un vantaggio in termini di tempo. Le sequenze gradient echo sono infatti largamente utilizzate per acquisizioni veloci e in modalità 3D.

Imaging con sequenze Fast Spin Echo

Una sequenza di imaging fast spin echo è una sequenza spin echo a multiplo echo in cui diverse porzioni dello spazio-k sono registrate da differenti echi di spin. Ad esempio, si voglia utilizzare una sequenza spin echo a 4 echi con un TE di 15 ms. Lo spazio-k verrà diviso in 4 sezioni. Il primo echo verrà utilizzato per riempire la parte centrale dello spazio-k, linee 96-160. Il secondo echo sarà utilizzato per le linee 64-96 e 160-192. Il terzo echo riempirà le linee 32-64 e 192-224. L'ultimo echo riempirà le linee 1-32 e 224-256 dello spazio-k. Il raccordo tra le sezioni dello spazio-k può presentare qualche problema, che però è possibile "correggere". Il beneficio della tecnica sta nel fatto che un'immagine completa, come mostrato nell'esempio, può essere registrata in un quarto del tempo.

Imaging a numero di eccitazioni e ad echo frazionari

Esistono molte tecniche di imaging che possono essere utilizzate per diminuire il tempo di acquisizione delle immagini senza accorciare il TR. In questa sezione ne vengono presentate due: l'imaging a numero di eccitazioni (Nex) frazionario e l'imaging a echo frazionario; altre tecniche saranno presentate nelle sezioni successive di questo capitolo. Per capire l'imaging a Nex frazionario e l'imaging a echo frazionario è necessario prima chiarire la relazione tra i dati nelle due diverse metà dello spazio-k.

I dati dello spazio-k sono dati complessi che rappresentano le componenti di magnetizzazione Mx e My. I dati complessi nella metà destra dello spazio-k sono i complessi coniugati dei dati nella metà sinistra. Allo stesso modo, i dati nella metà superiore dello spazio-k sono i complessi coniugati di quelli della metà inferiore.

Imaging a Nex frazionario

L'imaging a Nex frazionario (noto anche come Partial Nex) riduce il tempo di acquisizione riducendo il numero di passi della codifica di fase. La tecnica trae vantaggio dalla relazione fra complessi coniugati che vi è tra la metà superiore e quella inferiore dello spazio-k. Vengono registrati soltanto i passi della codifica di fase che vanno da +8 a -128 invece che da +128 a -128. I passi da 128 a 0 sono generati dalla relazione di complessi coniugati tra le metà dello spazio-k, mentre i passi di codifica di fase da -8 a 0 vengono registrati per garantire che il centro dello spazio-k sia a 0 e che ci sia un "non brusco" passaggio tra le due metà. Le sequenze di imaging a Nex frazionario utilizzano valori di Nex compresi tra 1 e 1/2. Il vantaggio risiede nel poter acquisire un'immagine più velocemente e con lo stesso contrasto tra i tessuti del caso in cui Nex=1 ma a causa dei pochi dati raccolti il rapporto segnale-rumore diminuisce al decrescere del Nex.

Imaging a echo frazionario

L'imaging a echo frazionario (noto anche come Partial echo) è simile all'imaging a Nex frazionario, ma in questo caso è la relazione tra complessi coniugati delle metà sinistra e destra dello spazio-k ad essere utilizzata. Si agisce nella direzione della codifica in frequenza scegliendo di non registrare l'intero echo. In questo modo è possibile accorciare il gradiente di lettura e diminuire il minimo tempo di echo di una sequenza. In alcuni casi si riescono ad ottenere tempi di acquisizione più brevi.

Entrambe le tecniche di imaging descritte sono talvolta chiamate partial Fourier o half Fourier.

Imaging con sequenze Echo Planari

L'imaging echo planare è una tecnica di imaging di risonanza magnetica "ultra-veloce" in grado di produrre immagini tomografiche a frequenza video. La tecnica registra un'intera immagine in un singolo TR. Per capire l'imaging echo planare è utile richiamare il concetto di spazio-k. Un'immagine di risonanza magnetica è riferita ad una regione dello spazio. La sua trasformata di Fourier è riferita allo spazio-k. Nell'imaging di risonanza magnetica, lo spazio-k equivale allo spazio definito dalle direzioni della codifica di frequenza e di fase. Le sequenze convenzionali di imaging registrano una linea dello spazio-k ad ogni passo della codifica di fase. Poiché si ha un passo della codifica di fase ogni TR secondi, il tempo richiesto per la produzione dell'immagine è dato dal prodotto di TR per il numero di passi della codifica di fase. L'imaging echo planare registra tutte le linee dello spazio-k in un singolo TR.

Mostriamo di seguito il diagramma temporale per questa sequenza. C'è un impulso RF a 90° di selezione di una fetta che viene applicato insieme ad un gradiente di selezione della fetta. Inizialmente vi sono un impulso di gradiente di codifica di fase e un impulso di gradiente di codifica in frequenza per posizionare gli spin in un angolo dello spazio-k. Segue un impulso a 180° (la sequenza echo planare è tipicamente una sequenza a singola fetta per cui non è necessario che a quest'impulso sia abbinato un gradiente di selezione della fetta). Le direzioni della codifica di fase e di frequenza vengono ciclicamente alternate così da scandire l'intero spazio-k. Ciò equivale a mettere 128 o 256 gradienti di codifica di fase e frequenza nel consueto periodo di registrazione dell'echo. Se zoomiamo in questa regione del diagramma temporale, apparirà più chiaro. Come potete vedere, c'è un gradiente di codifica di fase seguito da un gradiente di codifica in frequenza, durante il quale viene registrato un segnale; poi c'è un successivo gradiente di codifica di fase seguito da un gradiente di codifica in frequenza di polarità opposta durante il quale viene registrato un segnale, e così via.

Mostriamo di seguito come questi gradienti tracciano lo spazio-k. La velocità con la quale lo spazio-k viene coperto è così rapida che è possibile, a seconda della dimensione della matrice di acquisizione, ottenere da 15 a 30 immagini al secondo. Questa è l'acquisizione a frequenza video.

Imaging parallelo

La codifica di sensibilità (SENSE: SENSitivity Encoding), l'acquisizione simultanea di armoniche spaziali (SMASH: SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics) e i profili di sensibilità da un array di bobine per la codifica e la ricostruzione in parallelo (SPACE-RIP: Sensitivity Profiles from an Array of Coils for Encoding and Reconstruction In Parallel) sono tecniche MRI progettate per ridurre il tempi di acquisizione. Questa riduzione è ottenuta attraverso un sottocampionamento dello spazio-k e la registrazione simultanea di immagini da bobine per imaging costituite da più elementi che lavorano simultaneamente. Il sottocampionamento riduce il tempo di acquisizione e l'uso di bobine di RF a più elementi elimina gli artefatti da ribaltamento (wrap around) tipici di un sottocampionamento. Per comprendere in pieno come ciò sia possibile, rivedete gli errori di campionamento nel Capitolo 5, gli artefatti di ribaltamento nel Capitolo 11 e la sensibilità delle bobine di superfice nella sezione bobine di RF del Capitolo 9.

Se uno spazio immagine è sottocampionato nella direzione della codifica di fase di un fattore 2, il tempo per acquisire l'immagine risulterà dimezzato, ma ciascun pixel nell'immagine rappresenterà i dati di due punti dello spazio. In formule, se f è la frequenza di campionamento corrente e fo è la frequenza di campionamento ottimale per un'immagine, lo spazio immagine è sottocampionato se f < fo e sopracampionato se f > fo. Definendo il fattore di campionamento come,

k = f/fo,

per k<1 si è nelle condizioni di sottocampionamento. In un'immagine sottocampionata il numero di punti dello spazio rappresentati per ciascun pixel è pari a 1/k; il tempo di acquisizione risulta ridotto di un fattore k.

Consideriamo l'immagine A ottenuta con una frequenza di campionamento fo e l'immagine B ottenuta utilizzando una frequenza fo/2 (k=1/2). Notate come nell'immagine B ci siano alcune porzioni di immagine ribaltate. I pixel nella metà superiore dell'immagine B contengono informazioni sia del quarto inferiore che del secondo quarto della metà superiore dell'immagine A. I pixel nella metà inferiore dell'immagine B contengono informazioni sia del quarto superiore che del primo quarto della metà inferiore dell'immagine A. Con l'imaging SENSE, SMASH o SPACE-RIP è possibile decodificare le informazioni nell'immagine B ed ottenere l'immagine A nella metà del tempo.

Esaminiamo il processo in dettaglio con uno specifico esempio. Supponiamo di aver acquisito l'immagine di un oggetto S con quattro bobine per imaging (A, B, C e D) utilizzando una frequenza di campionamento fo/4. L'immagine acquisita conterrà dei ribaltamenti relativi alle quattro sezioni definite dalle linee rosse e sarà un quarto delle sue dimensioni originali. Ciascuna delle quattro bobine produrrà un'immagine (IA, IB, IC e ID) di dimensioni pari a un quarto di quelle ottimali e contenente la sovrapposizione delle quattro sezioni (S1, S2, S3 e S4) dell'oggetto S. Ciascuna delle quattro bobine di imaging avrà una mappa di sensibilità (CA, CB, CC e CD). I segnali provenienti dalle rispettive bobine sono dati dalle seguenti equazioni:

La soluzione di questo sistema di equazioni permette di trovare le sezioni S1, S2, S3 e S4, che, ricomposte, forniscono l'immagine S.

Questa tecnica di imaging presenta alcuni costi aggiuntivi: la necessità di avere 1/k bobine per imaging e la disponibilità di un maggior numero di canali e digitalizzatori per il segnale. Alcuni ricercatori stanno lavorando alla realizzazione di un sistema a 32 canali. Un deterioramento dell'immagine potrebbe aversi per gli inconvenienti dovuti al rumore aggiunto dai quattro canali di acquisizione e alla propagazione degli errori nella soluzione del sistema di equazioni. Tuttavia, il risparmio di tempo rende la tecnica vantaggiosa.

Propeller Imaging

È una sequenza di imaging utile in studi dinamici dove è necessario acquisire un insieme di immagini (frames) nel tempo. La sequenza è basata sul fatto che la maggior parte dell'informazione è localizzata nella parte centrale dello spazio-k. Ciascuna acquisizione copre una porzione rettangolare dello spazio-k passante per il centro, detta regione PROPELLER. Acquisito un frame, la regione rettangolare viene ruotata di un certo angolo per una nuova acquisizione e cosi via incrementando l'angolo di volta in volta per le acquisizioni successive. Lo schema di acquisizione è applicato per tutta la durata dello studio dinamico.


Esercizi

  1. Disegnate il diagramma temporale per una sequenza di imaging inversion recovery che utilizza una sequenza ad echi richiamati da gradienti piuttosto che una spin-echo per rivelare il segnale presente TI secondi dopo l'impulso di inversione (180°).

  2. Avete deciso di utilizzare una sequenza di imaging con un T1 = 500 ms, T2 = 50 ms e T2* = 50 ms. Confrontate il segnale che otterreste con una gradient-echo che usa un angolo di rotazione di 10°, un TR di 50 ms e un TE di 20 ms con quello di una spin echo con gli stessi valori di TE e TR.

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