Spettroscopia e Tecniche RM avanzate : cenni!

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1 Spettroscopia e Tecniche RM avanzate : cenni! Arturo Brunetti! Università degli Studi di Napoli Federico II Istituto di Biostrutture e Bioimmagini - CNR CEINGE Biotecnologie Avanzate Scarl RM: applicazioni avanzate e di studio funzionale! Spettroscopia a Risonanza Magnetica! Magnetic Resonance Spectroscopy (MRS)! Diffusione! DTI e trattografia! Volumetria! Perfusione! DSC e ASL! Functional MRI (fmri)! BOLD! 1

2 MRS - Spettroscopia a Risonanza Magnetica! Tecnica che permette di individuare specifiche molecole con frequenze di risonanza diversa, ottenendo spettri di volumi singoli o di strati di tessuto.! La tecnica MRS più diffusa analizza il segnale del nucleo di idrogeno (spettroscopia del protone) ottenendo informazioni su metaboliti come colina, creatina ed N-Acetilaspartato (marcatori rispettivamente del turnover delle membrane, di riserva energetica e di concentrazione neuronale).! Spettro RM da tessuto cerebrale normale N-Acetilaspartato colina creatina Spettroscopia!!! Le tecniche spettroscopiche analizzano le interazioni delle radiazioni elettromagnetiche con la materia.! La radiazione assorbita o emessa da un corpo viene rivelata/misurata e la sua rappresentazione grafica é definita spettro.! 2

3 Spettroscopia! Tipo di Radiazione! Raggi X! UV/Visibile! Microonde! Infrarossi! Spettroscopia a Risonanza Magnetica! Elettroni interni Elettroni esterni Rotazionale Vibrazionale Stati magnetici Un esempio di spettro non NMR! 3

4 Frequenza di precessione (= f. di risonanza) Equazione di Larmor ω = γ Ηο Ηο ν = γ Ηο/2π Nuclei di possibile interesse per MRS in vivo! IDROGENO (H-1) FOSFORO - 31 CARBONIO - 13 FLUORO - 19 SODIO

5 Nuclei di possibile interesse per MRS in vivo! NUCLIDE! ν (2T, MHz)! ABB. NATUR.(%)! SENSIBILITA'! Idrogeno (H-1)! 85.2! 99.9! 1! Fosforo-31! 34.4! 100! 0.066! Fluoro-19! 80.0! 100! 0.830! Carbonio-13! 21.4! 1! 0.016! Sodio-23! 22.6! 100! 0.093! Azoto-15! 8.6! 0.3! 0.001! INFORMAZIONI OTTENIBILI CON MRS - identificazione di specie chimiche! - misurazione della concentrazione di! metaboliti! - valutazione di processi metabolici! -determinazione del ph! -..! 5

6 Il segnale NMR : FID! FID Trasformata di Fourier del FID La trasformata di Fourier trasforma i dati temporali (FID, echi etc) acquisiti dalle bobine in linee di frequenza la cui altezza indica la concentrazione di spin alle varie frequenze. Il segnale NMR : FID! La trasformata di Fourier trasforma i dati temporali (FID, echi etc) acquisiti dalle bobine in linee di frequenza la cui altezza indica la concentrazione di spin alle varie frequenze. 6

7 MRS - chemical shift! Potrebbe essere espresso in Hz, ma in questo caso i valori aumenterebbero al crescere del campo magnetico principale (B 0 )! Viene quindi espresso in ppm, parti per milioni (cioè in unità relativa, analoga a un valore frazionario) in modo da restare invariato anche se misurato a campi di diversa intensità! Procedura generale di esame MRS! imaging preliminare della regione di interesse! 2. omogeneizzazione (shimming) del campo!! generale su tutto il volume (cranio 20MHz)!! nel volume di interesse ( 6-7 Hz)! soppressione dellʼacqua (2-3%)! acquisizione dei dati spettroscopici! su volumi singoli! imaging spettroscopico! elaborazione e analisi degli spettri! 7

8 Il segnale 1 H-MRS in vivo In campi magnetici di intensità elevata ( 1 Tesla) è possibile ottenere spettri 1 H-MRS in vivo in tempi ragionevoli Con la concentrazione fisiologica di acqua > 50M quasi tutto il segnale tessutale viene dagli atomi di idrogeno delle molecole di acqua e solo una piccola quota di segnale viene dai protoni degli atomi di idrogeno delle altre molecole presenti nei tessuti. La concentrazioni di protoni necessari per produrre un segnale individuabile devono essere nell ordine del millimolare, ma per vedere questi segnali si deve sopprimere il segnale dell acqua Il segnale in spettroscopia protonica! E dominato dal picco dell acqua che nasconde i picchi di vari metaboliti 8

9 Soppressione dellʼacqua! CHESS (CHEmical Shift Selective)! tre coppie (impulso RF 90 a banda stretta, centrato sulla fequenza dellʼacqua + gradiente di sfasamento x y z)! Meno spesso anche sequenze con impulsi a 180 (tipo STIR e FLAIR) (WEFT: Water Elimination Fourier Transform)! MRS - sequenze più utilizzate! PRESS (Point RESolved Spectroscopy) STEAM (STimulated Echo Acquisition Mode ) PRESS registra segnali spin echo STEAM registra echi stimolati di minore intensità. Entrambe utilizzano una combinazione di tre impulsi 9

10 STEAM! Tre impulsi RF da 90 definiscono il volume di interesse da cui origina il segnale! Il TE dellʼ echo stimolato corrisponde al doppio dellʼintervallo tra i primi due impulsi RF.! Il ritardo tra secondo e terzo RF è detto TM(mix time).! STEAM funziona bene con TE corti.! PRESS! Nella sequenza PRESS gli impulsi RF sono = ! Pertanto il segnale emesso dal voxel selezionato è uno spin echo.! Lʼampiezza di questo spin echo è circa il doppio di quello ottenuto con la STEAM.! Pertanto PRESS crea un rapporto Segnale/Rumore superiore a quello della STEAM! La PRESS si può eseguire sia con echi corti TE (15 20 ms) sia echi lunghi TE ( ms).! 10

11 STEAM e PRESS! PRESS! STEAM! da Barker e Lin 2006, mod! PRESS vs STEAM! PRESS ha più segnale (circa il doppio) ma lʼacquisizione è più lunga e quindi TE corti non rendono bene! STEAM seleziona il volume meglio, e dovrebbe assicurare una migliore soppressione del segnale dellʼacqua, ma è più suscettibile a effetti di diffusione e di movimento! 11

12 TE corto e TE lungo! Echi corti fanno vedere più segnali e sullʼecho corto la STEAM recupera!! NB: si vedono più picchi e cʼè più segnale con sequenze a echi corti! PRESS TE=270 B 0 =1.5T STEAM TE=25 B 0 =1.5T 12

13 NB: Più picchi e segnale con campi di intensità elevata! Encefalo di cane B 0 = 9,4 Tesla (da Ross 2001) Codifica di frequenza:! In qualsiasi approccio di studio spettroscopico la registrazione del segnale non prevede un gradiente di lettura di frequenza, proprio per il fatto che la frequenza deve essere letta per individuare le componenti molecolari e non la localizzazione dellʼacqua, dopo la applicazione della FT! 13

14 Selezione del voxel! con PRESS! Elaborazione del segnale! Zero-filling (apodization filtering) per completare i buchi del FID! Correzione della fase per ottenere la parte reale dello spettro (absorption spectrum)! Correzione della linea di base (e per eddy currents)! Analisi quantitativa dei metaboliti! Calcolo di rapporti di concentrazione tra i metaboliti (nellʼambito dei volumi studiati e in confronto con il lato opposto)! Misura di valori assoluti (più difficile in genere richiede la disponibilità di standard di calibrazione).! 14

15 SINGLE VOXEL 1H-MRS! 1-2 cm! ACQUISIZIONE DA 2 VOXEL:! Lesione + Tessuto Normale Controlaterale! SEQUENZA PRESS! TR = 2 sec, TE = 135 msec, 256 campionamenti! ELABORAZIONE! Correzione Eddy Currents, Baseline! VALUTAZIONE DEI METABOLITI:! calcolo dei rapporti! COL/CREA, NAA/CREA, NAA/COL! Magnetic resonance spectroscopy imaging (MRSI)! MRSI = spectroscopic imaging = chemical shift imaging,! Analisi multi-voxel della distribuzione spaziale dei metaboliti.! utilizza gradienti phase-encoding dopo gli impulsi RF e i gradienti di selezione degli strati.! Nella MRSI diversamente da MRI non si usano gradienti di codifica di frequenza (per la localizzazione anatomica) visto che le informazioni di frequenza servono per differenziare i metaboliti! Utilizza sequenze STEAM o PRESS modificate rispetto al Single-Voxel :! dopo lʼimpulso RF si applicano gradienti di codifica di fase in una, due o tre direzioni (1D, 2D or 3D) per campionare lo spazio K.! 15

16 MRSI! Barker e Lin 2006! MRSI! 2D multislice MRSI! Barker e Lin 2006! 16

17 LIMITI PRATICI! Con lʼapproccio single-voxel in genere si ha un buon segnale ma è difficile che si vadano a studiare più di due voxel (uno sulla lesione e uno controlaterale, ad esempio)! Con il multivoxel non è comunque possibile studiare tutto lʼencefalo! Le disomogeneità locali del campo magnetico (scheletro, sangue) possono creare grossi problemi nella interpretabilità/ lettura degli spettri! 1 H Spettroscopia del protone! Metabolismo encefalico! Misura di metaboliti come:!! N-acetilaspartato (NAA)!! creatina + fosfocreatina (Cr + PCr)!! Composti contenenti colina (Cho)!! Lattato!! (inositolo, glutammato)! 17

18 H-1 MRS! Colina 3.25 ppm! NAA 2.02 ppm! Mioinositolo! Glu! Creatina 3.05 ppm! NAA = N-acetilaspartato [5-15mM]! Marker neuronale! La riduzione dei NAA indica perdita o danno neuronale! NAA si osserva nellʼictus, nei gliomi, e in varie malattie neurodegenerative, nella epilessia! Aumenta solo in una malattia rara, la m.di Canavan! 18

19 Colina [1.5 mm]! Colina etc = marker di metabolismo/membrane cellulari! Lʼaumento del picco della colina indica un aumento del turnover delle membrane! si osserva nei tumori e in varie malattie neurodegenerative! Creatina +Fosfocreatina [8mM]! Creatina = marker di riserva energetica! La riduzione del picco di creatina può indicare un consumo delle riserve energetiche (ipossia, ictus, tumori)! Aumenta con lʼetà; nel trauma e in condizioni di iperosmolarità;! 19

20 Glutammato-Glutammina [10 e 5 mm?]! Glx = marker di metabolismo! Aumenta nella sindrome di Reye e nelle encefalopatie epatica e ipossica! Diminuirebbe nella AD! Mioinositolo [5mM]! Mioinositolo = marker astrocitario! Alto nel neonato e nellʼipernatremia, ma anche nelle lesioni di SM, HIV e LDM, AD! Ridotto nellʼencefalopatia epatica e ipossica, nellʼictus, nei tumori! 20

21 Lattato! Lattato (ac.lattico) = marker di attività metabolica! Lʼaumento del picco del lattato indica un incremento della glicolisi anaerobia! si osserva in corso di ischemia e aspecificamente in alcuni tumori! MRS NELLO STUDIO DEL SISTEMA NERVOSO CENTRALE - ischemia - malattie degenerative - neoplasie 21

22 Magnetic Resonance Spectroscopy! Individuazione - Identificazione di metaboliti! Patterns di Metaboliti! Colina! Creatina! NAA! (N-Acetil-aspartato)! Colina aumentata! NAA! ridotto! NORMALE! PATOLOGICO! MALATTIE NEURODEGENERATIVE - SLA M/65 (NAA/(Cho+Cr)=1.08 NORMALE Riduzione di NAA nella Sclerosi Laterale Amiotrofica (RM 3T) Quarantelli et al, IBB-CNR M/63 (NAA/(Cho+Cr)=0.93 SLA 22

23 La spettroscopia RM - glioma di basso grado! Reperto normale! Nel tumore: incremento della colina! netta riduzione di Creatina e NAA! Spettri protonici! Da Ross 2001! 23

24 Meningioma! Immagine RM! multiparametrica! QMCI! PET-FDG! H1-MRS! Medicina Nucleare -Radiologia! Università "Federico II"! CNR CMN - Napoli! A volte si vedono solo prodotti di degradazione! RM: lesione! con componente emorragica! Spettro non valutabile! PET-FDG: area di elevata attività metabolica! 24

25 H1-MRS! Choline 3.25 ppm! NAX! Lipids! Creatine 3.05 ppm! Imaging spettroscopico! - bobina unica per l' acquisizione convenzionale e per la spettroscopia sequenze tipo CSI! - mappe di:! N-acetil-aspartato! creatina! colina! MRI! lattato! NAA Cho! Cre Lac! 25

26 Imaging spettroscopico! - bobina unica per l' acquisizione convenzionale e per la spettroscopia sequenze tipo CSI! - mappe di:! N-acetil-aspartato! creatina! colina! lattato! Imaging spettroscopico! - bobina unica per l' acquisizione convenzionale e per la spettroscopia sequenze tipo CSI! - mappe di:! N-acetil-aspartato! creatina! colina! lattato! 26

27 Imaging spettroscopico! Imaging spettroscopico! 27

28 COLINA NAA LATTATO LIPIDI MIOINOS. GLUT SUCC ACET ALA AA TUMORI BASSO GRADO TUMORI ALTO GRADO OLIGO- DENDROGLIOMA METASTASI assente MENINGIOMA assente GLIOMATOSI LINFOMA assente RADIONECROSI ASCESSO N DEMIELINIZZAZIONE CARATTERISTICHE DELLA SPETTROSCOPIA! A RISONANZA MAGNETICA! SPECIFICITA' CHIMICA! SENSIBILITA' LIMITATA! NON INVASIVITA'! necessità di campi magnetici di intensità elevata! analisi di volumi singoli e di volumi multipli! (ma non dellʼintero encefalo!)! 28

29 RM e movimento! Flusso! diffusione! RM e movimenti vari! Flusso veloce! Arterie! mm/s! Phase Contrast! Flusso lento! Vene! -100 mm/s! Phase Contrast! Perfusione tessutale! Capillari! - 1 mm/s! Mdc - (DSC - washout) ASL! Diffusione! Spazi intercellulari! 0,001 mm/s! Diffusione! 29

30 MRA, Diff, Perf 07 A. Brunetti Piano di scansione nuclei eccitati Vaso sanguigno nuclei non eccitati Sequenze spin-echo Movimento attraverso un gradiente bipolare! 30

31 CONTRASTO DI FASE!! Immagine di riferimento!! Immagine sensibilizzata alla fase in asse x!! Immagine sensibilizzata alla fase in asse y!! Immagine sensibilizzata alla fase in asse z! MRA, Diff, Perf 07 A. Brunetti X- encoding Y- encoding Z- encoding Flow-compensated X component of the complex difference Y component of the complex difference Z component of the complex difference D-PC 31

32 MRA, Diff, Perf 07 A. Brunetti Phase Contrast MR angiography!! 3D Phase Contrast Angio!! 365 slices!! SENSE Head coil!! Resolution: 1 x 1 x 1.2 mm!! Scantime 8 minutes! Diffusione DWI; diffusion weighted imaging Tecnica che permette di ottenere immagini basate sul rilevamento dei movimenti casuali delle molecole di acqua (movimenti browniani) In linea di principio la diffusione all interno delle cellule è più limitata rispetto agli spazi extracellulari 32

33 Diffusione!! I movimenti browniani - o di diffusione - possono essere evidenziati sottraendo le immagini ottenute con gradienti convenzionali da immagini ottenute con lʼapplicazioni di forti gradienti di campo magnetico che esaltano lʼeffetto di sfasamento degli spin in movimento.!! Per una immagine pesata in diffusione normalmente si effettuano applicazioni di gradienti forti in tre direzioni spaziali (x y e z)! Tipica sequenza per studio di diffusione! Si aggiungono impulsi di gradienti di codifica di diffusione (Gdiff) alla sequenza SE standard per creare uno sfasamento proporzionale al movimento molecolare lungo la direzione del gradiente! δ = durata del gradiente di diffusione! Gphase = gradiente di codifica di fase! Gread = gradiente di lettura! Gslice = gradiente di selezione di strato RF = impulso RF! t = acquisition time.! Il gradiente di diffusione può essre indicato con la lettera q! ( q= γ δ Gdiff, dove γ è il rapporto giromagnetico)! 33

34 Come funziona?! Lʼeffetto dei gradienti di diffusione sul segnale dipende dallʼeventuale movimento/diffusione degli spin:! dopo il primo impulso di diffusione, se non cʼè movimento (lungo la direzione del gradiente), lʼimpulso a 180 rifasa e il successivo gradiente di diffusione rimette tutto a posto e il segnale si recupera intatto, (= a quello che si avrebbe in una spin-echo normale;! se cʼè movimento invece lʼimpulso a 180 non rifasa e il secondo gradiente di diffusione aggiunge ulteriore sfasamento a cui consegue un calo di segnale nel voxel interessato (in rapporto alla direzione del gradiente)! Diffusione: isotropia e anisotropia Possiamo analizzare i movimenti delle molecole di acqua con la RM (cortesia di A. Bizzi) 34

35 Anisotropia della sostanza bianca dipende dalla direzione dei tratti di fibre nervose! Radiology. 2000;217: ! Diffusion-weighted MR Imaging of the Brain! P W. Schaefer et al! Lʼimmagine ottenuta dalla sequenza di diffusione! presenta le zone caratterizzate da molta diffusione come zone di basso segnale (e viceversa, come zone di segnale elevato quelle in cui lʼacqua non si muove molto)! 35

36 Dalla immagine di diffusione DWI si passa alla mappa dei coefficienti di diffusione ADC = apparent diffusion coefficient! in cui le zone caratterizzate da elevata diffusione (alto ADC) appaiono iperintense e viceversa, sono ipointense quelle in cui lʼacqua non si muove molto! DWI! ADC! Le immagini di diffusione in una lesione ischemica! DWI!! immagine DWI, in cui lʼarea caratterizzata da ridotta diffusione (ictus ischemico) è iperintense!! Immagine che rappresenta il parametro calcolato diffusione (ADC = Apparent diffusion coefficient) in cui il contrasto si inverte e le zone con scarsa diffusione sono più scure! ADC! 36

37 Apparent Diffusion Coefficient No diffusione (spin fermi) log( DWI ) Bassa diffusione Elevata diffusione 0 b 1000 b è la forza dei gradienti utilizzati per la misura. Maggiore è b maggiore è l effetto. La pendenza della retta corrisponde a ADC. Per calcolare ADC bisogna ottenere almeno due punti. Cioè, in pratica si deve ottenere un immagine di riferimento b=0 (per esempio, T 2 weighted EPI) e una b=1000 (DW-EPI). Apparent Diffusion Coefficient b=0 b=10 mappa ADC (T2) Nella mappa ADC Aree iperintense corrispondono a ADC elevati. Aree ipointense corrispondono a ADC bassi infarto scuro encefalo normale grigio liquor bianco Non si determinano effetti parassiti T2. 37

38 Apparent Diffusion Coefficient e Tensore Quantità e Direzione In acqua libera la diffusione avviene in tutte le direzoni possibili (diffusione isotropica) senza limitazioni In spazi strutturati, come nelle fibre nervose, prevalgono i movimenti lungo alcune direzioni (il senso delle fibre) piuttosto che altri (diffusione anisotropica). Se si analizzano le diverse quantità di diffusione nello spazio (secondo multiple direzioni, x y z e diversi orientamenti obliqui) si può ottenere l ulteriore informazione relativa al tensore di diffusione Il tensore fornisce una precisa informazione direzionale mappe di tensore di diffusione A.W. Song Duke University 38

39 3.0T: Diffusion Tensor Imaging! SENSE-DTI High res FA-maps: (256x256), 4mm SENSE fact.= 2.5 Directions: red: RL green: AP blue: FH CRANIO - SNC: applicazioni avanzate di RM! TRATTOGRAFIA - STUDIO 3D DELLE CONNESSIONI L evidenziazione dei fasci di fibre nervose si basa sulla valutazione della direzione prevalente dei movimenti di diffusione delle molecole di acqua negli assoni 39

40 ALTERAZIONI DI SEGNALE IN DIFFUSIONE EDEMA CELLULARITA DWI ADC Diffusione aumentata Edema vasogenico DWI ADC Diffusione ristre3a Edema citotossico Analisi morfometrica! Misure manuali! lunghezza, larghezza! area! Misure assistite dal computer! volume (sostanza grigia, sostanza bianca, liquor)! spessore corticale!...! 40

41 ANALISI QUANTITATIVA: MORFOMETRIA! VALUTAZIONE OBIETTIVA - OPERATORE INDIPENDENTE! valutazione di! forma, struttura, dimensioni! informazioni utilizzabili per! valutare differenze tra gruppi di soggetti affetti da malattie vs. soggetti normali! classificare singoli pazienti! VBM - Pavia! October 14, 2009! Voxel Based Morphometry! Permette il confronto delle concentrazioni locali di sostanza grigia tra due gruppi di soggetti! Parte dalle immagini RM segmentate! Si avvale della normalizzazione spaziale delle mappe ad un unico spazio stereotassico! 41

42 VBM : la procedura! Pre-processing! Normalizzazione spaziale! Segmentazione! Smoothing! pre-processing necessario per la successiva analisi della composizione tessutale Analisi statistica! Preprocessing! Standard Protocol Good et. al., A Voxel-Based Morphometric Study of Ageing in 465 Normal Adult Human Brains (2001) 42

43 OpEmised VBM SPM99 / SPM2 SegmentaEon Gray ma3er White ma3er NormalizaEon to GM template NormalizaEon to WM template Norm. parameters applied to raw images modulaeon SegmentaEon GM smoothing SegmentaEon WM smoothing modulaeon Analysis Analysis modified amer Mechelli et al Normalizzazione spaziale! TEMPLATE Lʼencefalo del paziente viene normalizzato rispetto ad un encefalo standard il TEMPLATE! per poter rendere comparabili le misure delle varie regioni anatomiche, con riferimento ad atlanti anatomici, quali il Talairach o MNI! ENCEFALO NORMALIZZATO ENCEFALO REALE 43

44 Voxel Based Morphometry! Ottimizzazione Creazione di un template specifico per lo studio! Normalizzazione delle mappe! Original MRI template normalized MRI Segmentazione! Segmentation of an image entails the division, or separation of the image into regions of similar characteristics or attributes! W. Pratt, Digital Image Processing, 2001! La segmentazione è la procedura con la quale si classificano i voxel in classi omogenee (esempio: sostanza grigia, liquor, sostanza bianca) in modo da permetterne la valutazione dei volumi 44

45 Segmentazione! Immagini strutturali Sostanza grigia segmentata Sostanza bianca segmentata Maschera (somma of sb e sg) Segmentazione! Procedure manuali!» comportano la tracciatura manuale dei limiti e sono impraticabili se si devono studiare grandi numeri di pazienti!! Procedure Computer Assistite!!supervised!!non supervised (automatiche).!» sono quelle attualmente più utilizzate! 45

46 Alfanoʼs method! Relaxometric Segmentation La perfusione!! In RM si indicano come studi di perfusione tutta una serie di applicazioni che permettono di ottenere immagini che riflettono gli effetti del flusso ematico!! PWI : Perfusion Weighted Images!! Con mezzo di contrasto!! Con marcatura degli spin! 46

47 Flusso e mezzo di contrasto Se si inietta nel circolo sanguigno una sostanza che modifica le proprietà magnetiche dei tessuti attorno ai vasi, la modificazione del segnale indotta dal sangue circolante può essere utilizzata per valutare quanto sangue arriva al tessuto e quanto rapidamente il sangue attraversa il distretto anatomico in esame Studio RM della perfusione cerebrale con mezzo di contrasto! DSC = Dynamic Susceptibility Contrast > effetto T2! DCE = Dynamic Contrast Enhancement > effetto T1! Queste procedure utilizzano un approccio di teoria dei traccianti che traccia il percorso del mdc attraverso il tessuto! 47

48 Perfusion imaging DSC = Dynamic susceptibility contrast!! Metodi basati sullʼuso di mezzi di contrasto!! Sequenze fortemente pesate su T2* EPI! Il segnale si riduce quando passa il mdc Acquisizione dinamica - Tempo Perfusione con mdc DSC = Dynamic susceptibility contrast!! Si somministra un mdc paramagnetico ev!! 0,2 mm/kg; 3-5 ml/sec!! Si acquisisce una sequenza dinamica di immagine T2* pesate!! (NB: indispensabili sequenze ultraveloci tipo EPI - Echo Planar Imaging)!! Si ottengono i grafici in cui viene espressa la variazione del segnale tessutale in funzione del tempo! 48

49 Parametri misurati! da JMRI,36 (8), , 2012 Tempo di arrivo = arrival time (AT)! Tempo di picco = time to peak (TTP)! Tempo di Transito medio =! mean transit time (MTT)[! Volume ematico cerebrale = cerebral blood volume(cbv) [mlsangue/100g tessuto]! Flusso ematico cerebrale = cerebral blood flow (CBF) [mlsangue/100g tessuto/min]! In accordo con il principio del volume centrale della teoria di diluizione di un indicatore! MTT = CBV/CBF! DSC PWI! Curva Patologica! Segnale! Curva Normale! Tempo! Dalla analisi di queste curve possono essere ricavati diversi parametri quali il volume ematico e i tempi di arrivo e di transito del bolo! 49

50 DSC - PWI! Possono essere calcolate mappe parametriche! Volume ematico cerebrale! Tempo di transito! Flusso ematico cerebrale! DSC PWI! Mappe di volume ematico e tempo di transito possono essere utilizzate per valutare! Vascolarizzazione di tumori! Penombra ischemica! 50

51 Studio della perfusione senza mezzo di contrasto ASL = Arterial Spin Labeling! CASL impulso continuo! PASL impulso pulsato! Si marca il sangue in entrata nell encefalo con un impulso RF a livello del collo Si analizza l effetto ottenuto sulla magnetizzazione cerebrale tenendo conto il segnale RM decadrà per effetto Piano di studio del rilassamento T1 dell uscita del sangue marcato dall encefalo Bobina per marcatura degli spin MRA, Diff, Perf 07 A. Brunetti Vantaggi della tecnica di marcatura degli spin arteriosi (ASL = arterial spin labelling)! 1. Potenzialmente in grado di effettuare misure quantitative di flusso ematico cerebrale in modo non invasivo e ripetibile 2. Utilizzazione in combinazione con altre sequenze (diffusione etc) LIMITI : volume esaminabile 51

52 Ipotesi di protocollo di studio completo RM standard più perfusione ( ASL + DCE + DSC) (Mc Gehee et al, JMRI 2012)! 1. Localizer! 2. Sequenze standard precontrasto (incluso DWI e tensore)! 3. PASL (perchè non richiede contrasto ev)! 4. DCE (con 1/3 della dose totale di mdc, da utilizzare anche per il preload)! 5. DSC! 6. Sequenze convenzionali T1 postcontrasto! INDICAZIONI DELLE VARIE TECNICHE DI STUDIO DI PERFUSIONE! TIA ASL DSC DCE TUMORI RADIONECROSI VS.REC AVM FLUSSO LENTO INFARTO EMICRANIA, CRISI EPILETTICA, PRES SCREENING ALTERAZIONE GLOBALE DELLA PERFUSIONE GFR RIDOTTO E RISCHIO NSF 52

53 fmri - Risonanza Magnetica funzionale! La RM funzionale (fmri, functional Magnetic Resonance Imaging) studia lʼ attivazione di aree encefaliche con stimolazioni sensitive, sensoriali, motorie o con task complessi di tipo cognitivo.! La applicazione più nota della fmri è quella che analizza le risposte emodinamiche allʼattivazione neuronale, valutando le differenze di segnale causate dalla variazione del rapporto tra ossi- e deossiemoglobina in fase di attivazione rispetto alla condizione di riposo (effetto BOLD, Blood- Oxygen-Level Dependent);! la fmri è oggi uno strumento fondamentale per le neuroscienze cognitive e può essere utile in clinica per la programmazione di interventi di neurochirurgia individuando aree critiche.! fmri: il colore evidenzia le aree cerebrali attivate in corso di un test di finger tapping (tecnica BOLD) Ossi e deossiemoglobina! Lʼossiemoglobina è diamagnetica! La Deossiemoglobina è paramagnetica! Pertanto il segnale di un voxel può variare in funzione del rapporto ossi-deossiemoglobina (che, in particolare, aumenta quando cʼè unʼattivazione funzionale)! 53

54 Studi di attivazione con (fmri = functional MRI) Effetto BOLD = Blood Oxygenation Level Dependent! Riposo! sono possibili per il disaccoppiamento flusso - consumo di ossigeno che si determina durante lʼattivazione! In fase di attivazione! aumenta il rapporto! ossi-deossiemoglobina! e si modifica, sia pure di poco! il segnale RM! Stimolo! Studio fmri! Test di attivazione verbale: il paziente è invitato a pensare delle parole e le mappe evidenziano le strutture cerebrali che si attivano nel corso del test (lobo frontale sinistra)! 54

55 fmri - finger tapping test in Parkinsonsʼ Disease! 55