Risonanza magnetica di diffusione e perfusione

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1 Rivista di Neuroradiologia 13: , 2000 Risonanza magnetica di diffusione e perfusione F. CARAMIA, P. PANTANO, L. BOZZAO Cattedra di Neuroradiologia, Dipartimento di Scienze Neurologiche, Universitii degli Studi "La Sapienza"; Roma RIASSUNTO - Negli ultimi anni, grazie allo sviluppo nel campo della tecnologia ultraveloce e ad una migliore comprensione dei principi fisici che regolano l'azione dei mezzi di contrasto per RM, e stata introdotta una modalita di imaging funzionale completamente nuova, la RM funzionale. Le tecniche funzionali permettono l'acquisizione di mappe dei principali parametri emodinamici (RM di perfusione o PWI), la valutazione della mobilita delle molecole d'acqua (RM di diffusione o DWI) e lo studio delle attivazioni neuronali (fmri). La combinazione delle diverse tecniche funzionali permette di valutare nello stesso esame aspetti diversi e complementari della fisiopatologia cerebrale e di combinarli con le informazioni fornite dall'acquisizione di immagini convenzionali. Per questo motivo per la disponibilita commerciale delle tecniche ultraveloci, le tecniche di RM funzionale, in un primo momento applicate prevalentemente a scopo di ricerca, sono state gradualmente introdotte nella pratica clinica. In questo lavoro illustreremo brevemente i principi fisici alla base delle tecniche di diffusione e perfusione e le loro principali applicazioni cliniche. Diffusion and Perfusion Magnetic Resonance Key words: MRI, diffusion, perfusion SUMMARY- In recent years, advances in ultrafast technology and a better understanding of the physical principles underlying the effect of MR contrast media have given rise to a new functional imaging technique, functional magnetic resonance. Functional techniques allow the acquisition of maps of the main haemodynamic parameters (perfusion MR or PWI), evaluation of the mobility of water molecules ( diffusion MR or DWI) and the study of neuronal activation (fmri). The combination of different functional techniques allows assessment of different complementary aspects of brain pathophysiology during the same examination so that they can be combined with information provided by conventional scans. Following the advent of ultrafast techniques, functional MR imaging initially confined to research has gradually been introduced into clinical practice. This paper briefly described the physical principles underlying the diffusion and perfusion techniques and their main clinical applications. 207

2 Risonanza magnetica di diffusione e perfusione F. Caramia lntroduzione Lo sviluppo nelle tecniche di risonanza magnetica, la disponibilita di mezzi di contrasto diversi, ed una migliore comprensione dei meccanismi alla base del contrasto in RM hanno contribuito a produne un enorme avanzamento nel campo della risonanza magnetica. I parametri di contrasto usati nella RM convenzionale, i tempi di rilassamento (Tl e T2) e la densita protonica non sono sempre sufficientemente sensibili o specifici e pertanto non sono sempre in grado di differenziare condizioni patologiche dal normale. Al fine di migliorare questa sensibilita e specificita, un considerevole impegno e stato investito per estendere le potenzialita della RM convenzionale ad includere anche l'acquisizione di mappe tissutali funzionali. Due fattori hanno contribuito allo sviluppo delle tecniche funzionali: in primo luogo la disponibilita commerciale di tecnologia ultraveloce che puo aumentare l'efficienza nell'acquisizione di dati di RM; in secondo luogo una migliore comprensione dei principi fisici che regolano l'azione dei mezzi di contrasto per RM e di conseguenza una disponibilita di mezzi di contrasto diversi. La combinazione delle tecniche di imaging ultraveloce e di mezzi di contrasto endogeni o esogeni ha prodotto una modalita di imaging funzionale completamente nuova, la RM funzionale. ll progresso nel campo dell'imaging ultraveloce ha favorito la ricerca e l'applicazione clinica di altre tecniche di RM, quali la RM di diffusione, che pur non valutando parametri emodinamici puo essere considerata anch'essa una tecnica funzionale in quanto fornisce informazioni sulla ultrastrutt~ra funzionale dei tessuti. Inoltre la combinazione delle due tecniche, RM di diffusione e perfusione, permette di valutare nello stesso esame aspetti diversi e complementari della fisiopatologia cerebrale e di combinarli con le informazioni fornite dall'acquisizione di immagini convenzionali. Le nuove tecniche permettono di misurare alterazioni ultrastrutturali della mobilita delle molecole d' acqua (RM di diffusione) ed i principali parametri emodinamici (RM di perfusione) nei tumori, nell'ischemia cerebrale, nelle malattie neurodegenerative, ma anche di valutare variazioni del flusso e del livello di ossigenazioni del sangue durante l'attivita neuronale. Risonanza Magnetica di Perfusione (PWI) La RM di perfusione consiste nell'acquisizione di sequenze ultraveloci durante l'iniezione di mezzo di contrasto per via endovenosa in bolo. E- sistono diversi tipi di tecniche di perfusione a seconda del tipo di mezzo di contrasto e di sequenze utilizzati. La tecnica piu diffusa e la piu utilizzata al momento attuale per studi clinici, e la cosiddetta tecnica dinamica basata sul contrasto legato alla suscettibilita magnetica (Susceptibility Contrast MR Imaging) 1 2 Questa tecnica sfrutta la caratteristica dei mezzi di contrasto paramagnetici, tipo Gd-DTPA, di modificare, quando posti all'interno del campo magnetico, il campo magnetico locale (suscettibilita magnetica) 3 Nell'encefalo il mezzo di contrasto all'interno dei vasi si trova in un sistema chiuso, compartimentalizzato, grazie alla presenza della barriera e mato-encefalica. Pertanto il mezzo di contrasto paramagnetico intravasale crea una disomogeneita di campo magnetico, decrescente dall'interno del vaso fino ad una distanza approssimativamente uguale al raggio del vaso stesso. Una disomogeneita locale di campo magnetico, determina una piu rapida perdita della magnetizzazione trasversale, ovvero un accorciamento del tempo di rilassamento T2 e T2*. Il fenomeno della suscettibilita magnetica puo essere associato a sequenze ultraveloci per studiare l'effetto di primo passaggio del mezzo di contrasto somministrato endovena in bolo. Il passaggio di mezzo di contrasto durante l'acquisizione di sequenze veloci T2 o T2* pesate, determina una perdita di segnale nell'encefalo, che e proporzionale alla vascolarizzazione del tessuto, in particolar modo, al volume ematico. A ree non-perfuse risulteranno pertanto di intensita di segnale superiore ad aree perfuse (figura 1). Per ottenere una valutazione semi-quantitativa della perfusione con RM e necessaria convertire le variazioni dell'intensita di segnale durante il passaggio del mezzo di contrasto, in variazioni di R2*, utilizzando la formula: L1R2* = -ln [S(t)\S(o)]\TE dove R2* e l'inverso del tempo di rilassamento T2*, R2* = (1\T2*), S(o) e l'intensita di segnale prima dell'iniezione di mezzo di contrasto, S(t) e l'intensita di segnale dopo l'iniezione di mezzo di contrasto e TE e il tempo di echo (figura 2). E stato dimostrato che le variazioni di R2* sono proporzionali alle variazioni di concentrazione tissutale di mezzo di contrasto, pertanto la curva L1R2*/tempo e assimilabile ad una curva concentrazione/tempo 2 4 La curva L1R2* puo essere trasformata mediante fitting in una curva gamma che rappresenta un modello della cinetica di un tracciante intravascolare nel cervello e permette la correzione per il ricircolo del mezzo di contrasto. 208 I

3 Rivista di Neuroradiologia 13: ,2000 Figura 1 Serie di immagini gradient-echo ottenute in un paziente con ischemia cerebrate in sede temporo- parietale destra. Le irnmagini sono state acquisite prima durante e dopo l'iniezione a bolo di mezzo di contrasto paramagnetico. Quando il mezzo di contrasto raggiunge l'encefalo, determina una caduta del segnale (immagini centrali), che e proporzionale alia vascolarizzazione del tessuto. La sostanza grigia presenta una diminuzione del segnale maggiore della sostanza bianca e quest'ultima maggiore dell'area ischemica. Figure 1 Series of gradient echo images in a patient with right temporoparietal cerebral ischaemia. Images were acquired before and after bolus injection of paramagnetic contrast medium. When the contrast reaches the brain it causes a signal attenuation (central images) which is proportional to the tissue vascularization. The grey matter presents greater signal attenuation than the white matter which is in turn greater than the ischaemic area. 209

4 Risonanza magnetica di diffusione e perfusione F. Caramia A Q.l s:: 00 -I'll - corteccia - 1,1 TtoP 14 1,0 Q.l 0,9 rl}... ~ "0 '~'~~ 0, rl} s:: Q.l... s:: corteccia curva gamma N * 8 <l 6 0,7 TO -0, ! ~ Tempo (secondi) MTT Tempo (secondi) B c D N * * N ~ ~ <l 5 <l Tempo (secondi) Tempo (secondi) Figura 2 A) Grafico dell 'intensita del segnale rispetto a! tempo calcolata in una regione di interesse sulla corteccia normale. I valori di intensita di segnale sono stati normalizzati rispetto a! segnale pre- contrasto. La prima parte della curva corrisponde a! segnale della ROI nelle immagini ottenute prima dell'iniezione del mezzo di contrasto. Durante il passaggio del mezzo di contrasto osserviamo una caduta del segnale; dopo il primo passaggio il segnale rimane inferiore a! segnale pre-contrasto per la presenza di ricircolo. B) Grafico del L1R2* ottenuto da una ROI nella corteccia normale. Su questa immagine sono riportati i principali parametri emodinamici utilizzati: TOo tempo di arrivo del mezzo di contrasto; TtoP o tempo di picco; MIT o tempo di transito medio (vedi testo). C) Curve del L1R2* rispetto a! tempo in un paziente con ischemia cerebrale. None evidente alcuna variazione del R2* nella ROI localizzata sull'area ischemica dove il mezzo di contrasto non arriva. D) Curve del L1R2* rispetto a! tempo in un paziente con glioma cerebrale di alto grado. Ne! tumore si osserva una maggiore variazione del R2'', e!'area sottesa alia curva (rcbv) e maggiore che nella curva ottenuta dalla ROI su corteccia normale. Figure 2 A) Graph showing signal intensity versus time calculated in a region of interest on the normal cortex. Signal intensity values have been normalised with respect to the precontrast signal. The first part of the curve corresponds to the ROI signal in the images obtained before injection of contrast medium. During the passage of the contrast medium there is a signal attenuation; after the first passage the signal remains below the pre-contrast signal due to the presence of recirculation. B) Graph of the M2* obtained from a ROI in the normal cortex. This image shows the main haemodynamic parameters used: TO or arrival time of contrast medium; TtoP or peak time; MTT or mean transit time (see text). C) L1R2* curves versus time in a patient with cerebral ischaemia. There is no change in R2* in the ROI in the ischaemic area not reached by the contrast medium. D) L1R2* curves versus time in a patient with high grade brain glioma. In the tumour there is a greater variation of R2* and the area under the curve (rcbv) is greater than that in the curve obtained from the ROI in normal cortex. In base alle teorje sulla cinetica dei traccianti, dall'analisi dei dati di concentrazione del contrasto rispetto al tempo, si possono calcolare il volume e matico cerebrale ed il flusso ematico cerebrale s- 7 L'integrale sotto la curva concentrazionetempo rappresenta il volume ematico cerebrale relativo (rcbv). Un indice del tempo di transito media (MTI) puo essere calcolato utilizzando il prima momento della curva concentrazione-tempo 8 9 dato dalla formula MTT = J 0 00 tc(t)dt!ia''"c(t)dt dove c(t) e la concentrazione del mezzo di contrasto. Nella curva del L1R2* rispetto al tempo, corretta per il ricircolo, questo parametro corrisponde al tempo media tra l'inizio e la fine della curva 210

5 Rivista di Neuroradiologia 13: , 2000 Figura 3 Mappe del volume ematico cerebrale relativo (rcbv: irpmagine a sinistra) e del flusso ematico cerebrale (CBFi: immagine a destra) in un paziente con ischemia cerebrale temporale destra. E evidente una riduzione consensuale dei due parametri nel territorio di distribuzione superficiale dell 'arteria cerebrale media di destra. Figure 3 Relative cerebral blood volume (rcbv; left image) and cerebral blood flow (CBFi; right image) maps in a patient with right temporal cerebral ischaemia. Note the concomitant reduction of the two parameters in the surface distribution territory of the right middle cerebral artery. stessa (figura 2B). Dal tempo di transito media, MTT, in base al teorema centrale del volume (CBV = CBF/MTT) si puo ottenere un indice del flusso ematico cerebrale (CBFi). Dalla curva L1R2*/tempo si possono calcolare altri parametri quali il tempo di arrivo (TO o AT) ed il tempo di picco (TtoP o TTP). Il tempo di arrivo rappresenta il tempo intercorso dall'inizio dell'acquisizione dinamica al momento dell'arrivo del contrasto nell'encefalo. Il tempo di picco da alcuni autori viene calcolato dal momento dell'arrivo del mezzo di contrasto al momento in cui si osserva la massima variazione del segnale; altri calcolano il TtoP dall'inizio dell'acquisizione alla massima variazione di segnale (figura 2B). E quindi possibile generare, pixel per pixel, mappe sintetiche dei diversi parametri (figure 3 e 4). I dati ottenuti con questa tecnica, pur essendo di natura semi-quantitativa, si sono dimostrati estremamente utili dal punto di vista clinico E possibile valutare le variazioni del volume o del flusso cerebrale in una ROI localizzata nella sede di patologia rispetto ad una ROI di riferimento, scelta in regioni normali o si posspno calcolare indici di asimmetria tra l'area patologica e l'area simmetrica controlaterale. La possibilita di ottenere informazioni di tipo funzionale nello stesso contesto in cui vengono acquisite immagini convenzionali, con tecnica non invasiva e nessun costa aggiuntivo, ha contribuito ad una applicazione sempre piu clinica e sempre meno a scopo di ricerca. Dai dati di RM di perfusione basata sull'introduzione a bolo di contrasto a suscettibilita magnetica, e possibile inoltre ottenere una valutazione quantitativa dei parametri emodinamici assoluti. Per calcolare i valori assoluti e necessaria conoscere 1' input arterioso. Secondo il metodo proposto da 0stergaard 16 17, e possibile ricavare l'input arterioso dalle immagini dinamiche, nel corso delle stesso esperimento di RM di perfusione, senza acquisizioni di immagini aggiuntive ne prelievi ematici, semplicemente utilizzando le variazioni di segnale registrate in una ROI localizzata a livello di un arteria cerebrale. La deconvoluzione della curva L1R2*/tempo calcolata da una ROI sull'encefalo con la curva dell'input arterioso, consente di calcolare il CBF assoluto. I valori di CBF ottenuti con questa tecnica sono stati validati con PET ed hanno dimostrato sia per CBF alti che bassi, una eccellente correlazione 9 : 18 La tecnica basata sulla suscettibilita magnetica e sulla compartimentalizzazione del mezzo di con- 211

6 Risonanza magnetica di diffusione e perfusione F Caramia A B I' c Figura 4 A) Immagine Spin-Echo T2 pesata, B) T1 pesata dopo somministrazione endovenosa di contrasto e C) mappa del volume ematico cerebrale (rcbv) in un paziente con glioma di alto grado (glioblastoma) fronto-parietale destro. I! tumore presenta CBV disomogeneo, elevato nella parte solida che potenzia nella immagine Tl post-contrasto, basso sia nella componente centrale necrotica che nell'edema perilesionale. Figure 4 A) T2 weighted Spin-Echo image; B) T1 weighted image after intravenous administration of contrast and C) blood volume map (rcbv) in a patient with a right frontoparietal high grade glioma (glioblastoma). The tumour presents inhomogeneous CB V, high in the solid part enhancing the post-contrast Tl image and low in both the central necrotic component and the perilesional oedema. trasto, richiede una barriera emato-encefalica integra. 11 mezzo di contrasto, infatti, per le sue caratteristiche paramagnetiche, possiede anche un effetto di relassivita, cioe accorcia il tempo di rilassamento Tl. Questo effetto e rilevante solo se la barriera e tanto alterata da permettere una rapida fuoriuscita del mezzo di contrasto dai vasi, gia du- rante il prima passaggio nell'encefalo, e quindi una distribuzione del contrasto nel tessuto.ll fenomeno di accorciamento del tempo di rilassamento Tl e opposto a quello indotto dalla suscettibilita magnetica, cioe causa un aumento del segnale durante l'acquisizione dinamica e pertanto determinera una sottostima del volume ematico cerebrale. 212

7 Rivista di Neuroradiologia 13: , 2000 Figura 5 Immagine isotropica di diffusione (immagine a sinistra) calcolata dalla media delle immagini ottenute con gradienti di diffusione orientati nei tre piani ortogonali dello spazio (DWI) e mappa dell' ADC (a destra) in un paziente con ischemia cerebrate temporale destra acuta. Si osserva un aumento del segnale in DWI cui corrisponde una diminuzione dell'adc. Le due immagini sono state ottenute nello stesso paziente della figura 3, che mostra diminuzione del rcbv e del CBFi nell'area in cui e diminuito!'adc. Figure 5 Isotropic diffusion image (left) calculated from the average of images obtained with diffusion gradients oriented in the threespatial orthogonal planes (DWI) and ADC map (right) in a patient with acute right temporal cerebral ischaemia. Note an increase in signal in the DWI corresponding to a decrease in ADC. Both images were obtained in the same patient as in figure 3 showing a decrease in rcbv and CBFi in the area in which ADC is decreased. E possibile separare le due curve ( accorciamento T2 e Tl) indotte dalle due proprieta del mezzo di contrasto, al fine di generare non solo mappe e modinarniche corrette per l'effetto Tl, ma anche per produrre mappe di permeabilita della barriera, in base all'effetto di relassivita. In molte patologie, quali i tumori cerebrali, la barriera e mato-encefalica e alterata. Utilizzando l'algoritmo di deconvoluzione si possono ottenere informazioni corrette sull'emodinamica tumorale e informazioni sulla permeabilita nella patologia tumorale 19 L'effetto di relassivita puo essere sfruttato per generare mappe emodinarniche utilizzando sequenze ultraveloci Tl pesate, come proposto da Bruening et Al 20 La tecnica Tl ha il vantaggio di utilizzare una bassa dose di mezzo di contrasto, ma il contrasto dell'immagine e inferiore. Infatti mentre l'effetto di suscettibilita agisce per una distanza uguale a quella del raggio del vaso, l'effetto Tl, richiede una stretta interazione tra il contrasto e la molecola d'acqua e pertanto si osserva localmente. Oltre ai mezzi di contrasto paramagnetici in commercio, a breve emivita plasmatica e a distribuzione interstiziale, per gli studi di perfusione in RM sono stati proposti altri mezzi di contrasto. Tra questi ricordiamo quelli a distribuzione prevalentemente intravascolare o lunga emivita plasmatica che permettono di seguire nel tempo variazioni dell'emodinamica cerebrale con una sola iniezione 21, e i mezzi di contrasto ferromagnetici che possono essere utilizzati in basse dosi dato l'elevato effetto di suscettibilita magnetica 22. RM di diffusione (DWI) La RM di diffusione e una tecnica in cui il contrasto nelle immagini dipende solo o prevalentemente dal coefficiente di diffusione, cioe da un coefficiente che misura il grado di traslazione delle molecole d'acqua su piccole distanze ( diffusione) legato ai movimenti Browniani. Come noto dalla fisica della risonanza magnetica, i protoni che vengono posti in un campo magnetico (BO) e sottoposti ad un impulso a 90, della appropriata frequenza, vengono messi in fase, e pertanto acquistano una componente di magnetizzazione trasversale, che produce un se- 213

8 Risonanza magnetica di diffusione e pe1jusione F Caramia. I! I I gnale. I protoni, al termine dell'impulso, tenderanno a perdere la coerenza di fase, prevalentemente per l'effetto di disomogeneita di campo e sterne. In parte la perdita di fase e dovuta alia diffusione dei protoni delle molecole d'acqua. Per gli spin statici, il defasamento 'dovuto alle disomogeneita di campo esterne puo essere eliminat.o con un secondo impulso a 180. Questo non e possibile per i protoni che presentano movimenti di diffusione, perche non sono statici, ma la loro posizione fluttua continuamente proprio in virtu del carattere aleatorio dei movimenti termici. 11 risultato sara un'attenuazione del segnale in relazione alia diffusione. Per rendere le immagini di RM piu sensibili a questo fenomeno, vengono applicati due potenti gradienti aggiuntivi collocati simmetricamente rispetto all'impulso a 180. Variando l'ampiezza di questi gradienti si pud ottenere una diversa pesatura delle immagini in diffusione. Le immagini di diffusione sono influenzate anche da altri parametri tissutali quali T1, T2 e DP. Per eliminare!'influenza degli altri parametri tissutali ed ottenere solo informazioni sulla diffusione, si possono calcolare delle mappe del coefficiente di diffusione apparente (ADC). Le mappe del coefficiente di diffusione si possono ottenere dalla combinazione di almeno due immagini di diffusione ottenute con gradiente di diffusione di diversa ampiezza ( espressa dal valore b) e quindi immagini che sono diversamente pesate in diffusione ma identiche per quanta riguarda gli altri parametri, in base alla formula D = -1/b InS/SO dove D e il coefficiente di diffusione apparente per ogni pixel dell'immagine, b e una misura della sensibilizzazione dell'immagine alla diffusione e dipende dall'ampiezza e dalla durata del gradiente e dal tempo tra i due gradienti di diffusione, so e il segnale nell'immagine ottenuta con b=o e S e il segnale nell'immagine ottenuta con b#o. Molte sostanze e tessuti biologici, come conseguenza della loro struttura spaziale, presentano i noltre una diffusione di tipo anisotropico: i protoni dell'acqua presentano una mobilita diversa nelle diverse direzioni spaziali per la presenza di barriere biologiche, e pertanto i1 coefficiente di diffusione sara diverso a seconda della direzione in cui viene applicato il. gradiente di diffusione. Dalla combinazione di coefficienti di diffusione ottenuti utilizzando gradienti di diffusione nei tre piani ortogonali dello spazio si ottiene una immagine definita immagine isotropica (figura 5). Esistono altre tecniche finalizzate ad enfatizzare od eliminare le caratteristiche di anisotropia della diffusione locale. Tra questi citiamo il tensore di 214 diffusione, che utilizza gradienti orientati in molte direzioni dello spazio e l'indice di lattice che e sprime il grado di similarita tra ciascun pixel ed i pixel vicini in termini di proprieta di diffusione. L'utilita di queste tecniche consiste da una parte nel ridurre la massimo il contrasto derivante dalla direzionalita dei movimenti dei protoni, qualora si voglia studiare la diffusibilita media, dall'altra nel fornire informazioni aggiuntive sulla ultrastruttura tissutale, in termini di orientamento di barriere biologiche 23 Applicazioni cliniche La prima applicazione della RM di perfusione e stata lo studio dell'attivazione della corteccia visiva 24 In seguito le tecniche BOLD senza mezzo di contrasto esogeno hanno sostituito la RM a suscettibilita magnetica nello studio delle attivazioni neuronali, per la necessita di ottenere una piu alta risoluzione temporale. Le tecniche di diffusione e perfusione sono state applicate in seguito prevalentemente nella patologia cerebrovascolare ischemica, sia in studi clinici che sperimentali. La diffusione permette di individuare diminuzioni precoci della mobilita dei protoni dell'acqua nell'ischemia (intorno al 40-50%) che si traducono in un aumento del segnale in DWI, quando non sono ancora evidenti alterazioni nelle immagini convenzionali T2 pesate. La combinazione con sequenze di perfusione permette di stabilire il rapporto tra alterazioni emodinamiche e compromissione funzionale del tessuto, cioe di individuare la penombra ischernica (figure 3 e 5) 25 La RM di perfusione ed in particolare le mappe del volume ematico cerebrale sono state studiate nei tumori cerebrali in correlazione con dati di PET con FDG, per individuare le aree di maggiore malignita e per distinguere la recidiva da necrosi da radiazione 15 La diffusione puo essere utile nel differenziare tumori cistici o necrotici da ascessi cerebrali. 11 contenuto della cavita ascessuale presenta un elevato segnale nelle immagini pesate in diffusione ed un ridotto ADC, laddove i tumori cistici o necrotici hanno valori di ADC elevati, per la presenza di un aumentata mobilita dei protoni dell'acqua 26 Gonzales et AI hanno applicato la RM di perfusione a pazienti con demenza di Alzheimer, ed hanno osservato una correlazione statisticamente significativa coni risultati forniti da 18FDG PET 11 Una delle piu recenti applicazioni della RM di perfusione e lo studio delle alterazioni emodinamiche dell'emicranica. Durante la fase di aura visiva, la RM di perfusione ha evidenziato una riduzione non consensuale di flusso e volume ematico

9 Rivista di Neuroradiologia 13: , 2000 cerebrale, con un flusso piu diminuito del volume, ed un corrispondente aumento del tempo di transito medio 10 La RM di diffusione, ed in particolare le tecniche piu sofisticate per lo studio della direzionalita dei movimenti dell'acqua, possono essere utili nello studio della patologia della sostanza bianca. Nella sclerosi multipla, e stato osservato un aumento dell'adc rispetto al normale sia nelle le- sioni della sostanza bianca che nella sostanza bianca apparentemente sana (NA WM) con un ADC piu elevato nelle placche acute che in queue croniche e piu elevato in quest'ultime che nella NA WM. La demielinizzazione, la perdita assonale e la rimielinizzazione con disorganizzazione dell'architettura strutturale delle fibre possono essere studiate tramite la visualizzazione di alterazioni del tensore di diffusione 27 Bibliografia 1 Weisskoff R, Zuo C et AI: Microscopic susceptibility variations and transverse relaxation: theory and experiment. 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