Le applicazioni cliniche per l’angiografia a risonanza magnetica (MRA) sono in rapida espansione come i progressi tecnologici in entrambi i hardware e tecniche di imaging superare i limiti precedenti, ed i rischi di agenti di contrasto endovena e ripetuta esposizione alle radiazioni ionizzanti diventano più salienti per il medico e paziente . La risonanza magnetica (MRI) ha il vantaggio di basarsi sulle proprietà magnetiche intrinseche dei tessuti del corpo e del sangue in un campo magnetico esterno per produrre un’immagine, senza la necessità di radiazioni ionizzanti o agenti di contrasto nefrotossici. Con la crescente disponibilità e l’uso di 3.0-Tesla (T) magneti, che ha ricevuto l’approvazione della FDA nel 2002, e sequenze di impulsi ottimizzati, immagini di alta qualità con eccellente risoluzione spaziale possono essere ottenuti in tempi di scansione più brevi con piccole o nessuna iniezione di agenti di contrasto. In questo manoscritto esamineremo i recenti sviluppi in (1) esecuzione di MRA a 3.0T, tra cui “low-dose” contrast-enhanced (CE) MRA, e (2) nuove tecniche non-CE (NCE) MRA.
MRA a 3.0T
A 3.0T, il doppio dei protoni sono allineati con il campo magnetico rispetto a 1.5T, con un conseguente rapporto segnale-rumore (SNR) teoricamente raddoppiato. Questo guadagno in SNR può essere sfruttato per aumentare la risoluzione spaziale, diminuire il tempo di acquisizione, o una combinazione dei due per ottenere le stesse caratteristiche SNR come 1.5T in meno tempo. L’aumento della risoluzione spaziale permette una migliore visibilità delle lesioni, e i tempi di acquisizione più veloci aiutano a ridurre gli artefatti da movimento e a diminuire i requisiti di respirazione. Inoltre, la nave a effetti di contrasto sfondo enhancemnt di gadolinio (Gd) sono ancora più pronunciati a 3.0T, producendo immagini a contrasto più elevato e quindi richiedendo dosi inferiori di agenti a base di Gd per ottenere una qualità di immagine simile trovato a intensità di campo inferiore (Figura 1).
CE MRA a 1.5 T e 3.0 T. Maschio di 56 anni con dissezione celiaca (freccia chiusa) e arteria mesenterica superiore (freccia aperta). CE MRA a 1,5 T (A) ha una risoluzione spaziale e un rapporto contrasto-rumore inferiori rispetto a 3,0 T (B).
Tipicamente, le tecniche CE-MRA sono usate più spesso delle tecniche NCE-MRA. I vantaggi della CE-MRA rispetto ad altre tecniche MRA, come il time-of-flight (TOF) e il phase-contrast (PC), includono tempi di acquisizione più brevi, una migliore copertura anatomica e una minore suscettibilità agli artefatti causati dal flusso sanguigno e dalla pulsatilità. Per evitare l’aumento combinato arterioso e venoso, sono necessari tempi di acquisizione più brevi per ottenere immagini di fase puramente “arteriosa”. Questo può essere fatto utilizzando acquisizioni con un imaging parallelo o tecniche risolte nel tempo. A 3.0T, il guadagno in SNR può consentire fattori di accelerazione più elevati nell’imaging parallelo per diminuire i tempi di scansione e migliorare la risoluzione spaziale ancora di più.
Mentre 3.0T apre molte possibilità per il futuro della MRA, porta anche con sé una nuova serie di problemi clinici e tecnologici che devono essere affrontati prima di ottenere un uso diffuso. Le sequenze di impulsi che sono state ottimizzate per 1.5T possono aver bisogno di essere regolate per applicazioni 3.0T. Inoltre, l’alta intensità del campo magnetico aumenta la deposizione di energia nel paziente e la disomogeneità del campo, come discusso di seguito.
MRA con contrasto a 3.0T
Anche se gli agenti a base di gadolinio hanno un eccellente record di sicurezza, i rapporti che collegano il gadolinio alla fibrosi sistemica nefrogenica hanno suscitato un rinnovato interesse nella CE-MRA e NCE-MRA “a basso dosaggio”. Inoltre, le basse dosi di contrasto aiutano anche a ridurre i costi di esecuzione della CE-MRA. I chelati di gadolinio sono composti paramagnetici che accorciano i tempi di rilassamento T1 e T2 interrompendo le interazioni spin-lattice e spin-spin rispettivamente. Questi effetti del Gd sui tessuti del corpo sono relativamente inalterati dall’aumento dell’intensità del campo magnetico. Così, anche se i tempi di rilassamento T1 del tessuto corporeo sono aumentati a 3.0T, i tempi di rilassamento T1 di Gd-agenti di contrasto rimangono relativamente invariati ad alte intensità di campo magnetico. Questo si traduce in notevoli aumenti nel pool di sangue-to-background contrasto-rumore rapporto (CNR) rispetto al 1.5T. L’aumento del CNR a 3.0T può essere utilizzato per migliorare la qualità dell’immagine utilizzando la stessa quantità di contrasto o per diminuire la quantità di contrasto IV iniettato rispetto ad una scansione simile a 1.5T (Figura 2). Tomasian et al. hanno recentemente dimostrato che per 3.0T MRA delle arterie sovraaortiche, una riduzione della dose di contrasto da 0,15 a 0,05 mmol/kg non ha compromesso la qualità dell’immagine, la velocità di acquisizione o la risoluzione spaziale. La malattia occlusiva arteriosa è stata rilevata quasi allo stesso modo tra i due lettori, senza alcuna differenza significativa nei punteggi di definizione arteriosa.
MRA CE a bassa dose. Contrasto-enhanced MRA renale a 3.0T utilizzando 0.1 mmol/kg di gadobenate dimeglumine. La qualità dell’immagine e la cospicuità dei vasi sono eccellenti anche con una dose relativamente bassa di contrasto endovenoso.
La CE-MRA si è affermata come alternativa non invasiva all’angiografia convenzionale nella valutazione della malattia vascolare periferica e può essere un’alternativa alla CTA per la diagnosi di embolia polmonare acuta. Lower-extremity MRA è tipicamente associato con i protocolli più alti dose di contrasto di tutte le tecniche di imaging MR, spesso richiedono una doppia dose (0,2 mmol/kg) o più di Gd-contrast da somministrare. È stato dimostrato che la quantità di Gd-contrast necessario a 3.0T per MRA estremità inferiori può essere ridotto fino a un terzo di quello utilizzato a 1.5T (cioè da 0.3 mmol/kg a 0.1 mmol/kg). Le immagini risultanti a dosi di contrasto più basse avevano una migliore definizione arteriosa rispetto alle immagini ad alta dose, presumibilmente a causa del segnale di fondo residuo inferiore dall’iniezione di contrasto iniziale e meno contaminazione venosa.
La qualità Renale CE-MRA a 3.0T è stata valutata anche con Gd a bassa dose. Attenberger et al. hanno dimostrato la stessa qualità di immagine per la valutazione delle arterie renali confrontando 0.1 mmol/kg di gadobenato dimeglumina a 3.0T con 0.2 mmol/kg di gadobutrol a 1.5T. Kramer et al. hanno confrontato la gadopentetato dimeglumina a basso dosaggio (0.1 mmol/kg) a 3.0T con l’angiografia digitale a sottrazione convenzionale (DSA) per la valutazione della stenosi dell’arteria renale in 29 pazienti, ottenendo immagini di qualità da buona a eccellente con sensibilità e specificità rispettivamente del 94% e 96%. Questi risultati suggeriscono che a 3.0T, la dose di contrasto nella pratica corrente è probabilmente più alta del necessario, e può essere abbassata senza impatto negativo sulla risoluzione spaziale o sulla qualità complessiva dell’immagine.
Le attuali tecniche CE-MRA utilizzando agenti di contrasto Gd convenzionali sono limitate dalla necessità di acquisire immagini relativamente rapidamente durante il primo passaggio del materiale di contrasto attraverso i vasi di interesse. I più recenti agenti di contrasto intravascolari a base di Gd possono aiutare a superare queste limitazioni. Gadofosveset trisodio, un agente di contrasto intravascolare legante la proteina che ha recentemente ottenuto l’approvazione della FDA per l’uso in CE-MRA dei segmenti aorto-iliaci, si differenzia da altri mezzi di contrasto a base di gadolinio per avere una vita intravascolare notevolmente più lunga e una maggiore relaxività. Gadofosveset richiede minori quantità totali di contrasto (Figura 3) ed estende le finestre di imaging fino a 60 minuti o più. Le immagini possono quindi essere ottenute durante la fase di steady-state dopo la somministrazione di contrasto IV, permettendo tempi di scansione più lunghi per acquisire immagini CE-MRA ad altissima risoluzione spaziale. Uno studio di Klessen et al. ha dimostrato che 10 mL di Gadofosveset trisodico hanno prodotto immagini qualitativamente migliori con maggiore contrasto arterioso rispetto a 30 mL di gadopentetato dimeglumina. Ulteriore ottimizzazione del protocollo di iniezione è speculato per migliorare ulteriormente i risultati trovati in questo studio.
CE MRA con agente di contrasto intravascolare. (A) primo passaggio e (B) steady-state multiplanare riformattato immagini da contrasto rafforzato MRA fatto con 0.03 mmol/kg di gadofosveset trisodio in un 25 anni, maschio con un lobo inferiore destro segmentale embolo polmonare (freccia). Anche durante lo stato stazionario c’è sostanziale segnale intravascolare per diagnosticare con precisione l’embolia polmonare.
Immagini parallele a 3.0T
L’imaging parallelo migliora ulteriormente i vantaggi di 3.0T da undersampling l’area di interesse come un compromesso per una maggiore velocità di acquisizione delle immagini. L’imaging parallelo è stato applicato alla CE-MRA per ridurre il tempo di scansione e migliorare la risoluzione spaziale, migliorando la copertura anatomica e la rimozione di artefatti aliasing con l’uso di bobine a più canali (Figura 4). Le singole bobine, che hanno diverse sensibilità spaziali, sono utilizzate per ricevere simultaneamente il segnale MR seguendo un singolo impulso di radiofrequenza (RF). Questo permette l’acquisizione di immagini più veloce con meno artefatti di movimento, meno impulsi di eccitazione RF, e il carico di energia inferiore per il paziente, ma alcuni aliasing è presente a causa dei dati mancanti k-spazio come risultato di undersampling. In uno studio di Fenchel et al. , CE-MRA di alta qualità con tecnica di acquisizione parallela integrata (iPAT2) e iniezione di contrasto singolo ha dimostrato di produrre un’adeguata qualità dell’immagine dell’intera vasculatura arteriosa con valori SNR e CNR accettabili per applicazioni su tutto il corpo, in meno di 60 secondi. L’imaging parallelo può anche aumentare la copertura anatomica. Lum, et al. hanno recentemente dimostrato l’uso di una tecnica di imaging parallelo bidimensionale autocalibrante (2D-ARC) per aumentare la copertura della CE-MRA addominale. La qualità soggettiva dell’immagine e la cospicuità dei vasi sono state classificate per volontari sani e pazienti con sospetta malattia renovascolare per MRA con e senza 2D-ARC. I risultati hanno dimostrato una qualità d’immagine equivalente in entrambi i metodi, con il vantaggio di un aumento di 3,5 volte nel volume di imaging e la copertura addominale completa entro lo stesso tempo di acquisizione per 2D-ARC MRA. Questa stessa tecnica può anche essere usata per eseguire una MRA ad alta risoluzione in tutto il torace in un tempo più breve, che è importante nella valutazione dei pazienti sospettati di avere un’embolia polmonare o che hanno il respiro corto (Figure 5, 6).
Grande campo di vista CE MRA usando l’imaging parallelo. Imaging parallelo e una bobina a 32 canali sono stati utilizzati per la scansione dell’intera aorta dalla radice aortica a oltre la biforcazione in questo maschio di 49 anni con precedente riparazione dissezione aortica ascendente (punte di freccia) e dissezione residua nell’aorta discendente (frecce aperte = vero lume; frecce chiuse = parzialmente trombizzato falso lume).
MRA rapida del torace intero CE utilizzando l’imaging parallelo. Contrasto-enhanced MRA polmonare in 47 anni, maschio con ipertensione arteriosa polmonare e una malformazione artero-venosa polmonare (freccia). L’uso di imaging bidimensionale parallelo consente di ridurre il tempo di scansione a 16 secondi, mantenendo la copertura del torace intero. Imaging a 3.0T aumenta il rapporto contrasto-rumore, anche quando si utilizzano solo 15 mL di gadobenato dimeglumina come in questo caso.
Rapido torace intero CE MRA utilizzando immagini parallele. L’uso dell’imaging parallelo per ridurre il tempo di scansione è particolarmente importante nei pazienti che hanno difficoltà a trattenere il respiro. Questa MRA polmonare potenziata con contrasto proviene da una donna di 42 anni con ipertensione arteriosa polmonare primaria che richiede l’uso di ossigeno. In questo caso il tempo di scansione è stato di 16 secondi.
Limitazioni e problemi di sicurezza per la CE-MRA a 3.0T
Il campo magnetico più forte a 3.0T comporta sfide significative e limitazioni che devono ancora essere completamente superate. L’interferenza costruttiva e distruttiva dovuta alla disomogeneità del campo RF e l’aumento del tasso di assorbimento specifico (SAR) sono le principali preoccupazioni quando l’imaging a 3.0T.
La disomogeneità del campo RF può causare aree di interferenza e perdita di copertura anatomica completa all’interno del campo dell’immagine. A 3.0T, la frequenza di risonanza dei protoni in acqua è 128 MHz, il doppio del valore in un sistema 1.5T, il che significa che la lunghezza d’onda della radiofrequenza è dimezzata da 52 cm a 26 cm. Questa lunghezza d’onda ridotta può coprire le dimensioni del campo visivo per l’imaging addominale e pelvico, che si verifica più frequentemente nelle persone con un grande habitus corporeo. Come due onde RF si sovrappongono nel campo di imaging, l’interferenza costruttiva o distruttiva può risultare in aree di illuminazione o oscuramento rispettivamente. Un artefatto simile può verificarsi in persone con una grande quantità di liquido nel loro addome (ad esempio, ascite o gravidanza). La corrente elettrica circola all’interno del fluido sotto il forte campo magnetico e interferisce con gli impulsi del campo RF con conseguente interferenza. I progressi nella progettazione della bobina, come multicoil trasmettere bobine corpo, può sopprimere le correnti parassite e migliorare l’omogeneità del campo RF a intensità di campo più elevate. Oltre a migliorare il design della bobina, nuove sequenze di impulsi come gli impulsi RF tridimensionali su misura hanno dimostrato di migliorare l’omogeneità dell’eccitazione a radiofrequenza.
Gli impulsi RF trasferiscono energia ai protoni all’interno del paziente e in definitiva generano calore come sottoprodotto del rilascio di energia. Il calore prodotto all’interno del paziente può avere effetti fisiologici dannosi ed è attentamente monitorato all’interno dell’impostazione di imaging, con limiti attuali di riscaldamento totale del corpo fissati dalla FDA a 4 W/kg per tutto il corpo per un periodo di 15 minuti. Il SAR fornisce una stima dell’energia depositata nel tessuto dall’impulso RF e aumenta con il quadrato della frequenza di risonanza. A 3.0T, la frequenza di risonanza è il doppio di quella di un sistema 1.5T, e quindi il SAR è quadruplicato. Sequenze di impulsi modificati, tecniche di acquisizione e progetti hardware sono in fase di sviluppo per aiutare nella gestione del SAR aumentato a campi più alti. L’uso di imaging parallelo fornisce anche una soluzione importante a questo problema, come le bobine del rivelatore multiple utilizzate per codificare simultaneamente una regione anatomica più grande servono sia per diminuire il tempo di acquisizione e diminuire il numero di impulsi RF necessari per acquisire un’immagine.
Non Contrast-Enhanced Magnetic Resonance Angiography (NCE-MRA)
L’uso diffuso NCE-MRA è stato limitato da tempi di acquisizione prolungati e artefatti di movimento che favoriscono CE-MRA. Tuttavia, diversi fattori hanno contribuito a un rinnovato interesse per i metodi NCE-MRA, compresi i miglioramenti nell’hardware e nel software MR e le preoccupazioni per la sicurezza del contrasto a base di gadolinio in gruppi di pazienti ad alto rischio. Quest’ultimo è particolarmente preoccupante, poiché i pazienti con insufficienza renale da moderata a grave e disturbi vascolari o metabolici sono a rischio di sviluppare la malattia debilitante e possibilmente pericolosa per la vita della fibrosi sistemica nefrogenica (NSF). Una recente meta-analisi di Agarwal et al. ha identificato le probabilità di sviluppare NSF erano 27 volte maggiori nei pazienti con malattia renale cronica (N = 79/1393, 5.7%) esposti al gadolinio rispetto ai soggetti di controllo con malattia renale cronica (N = 3/2953, 0.1%) che non hanno ricevuto gadolinio. Questo pone una sfida significativa di imaging come la sindrome metabolica, il diabete e la malattia renale continuano ad affliggere una percentuale maggiore della popolazione ogni anno. Inoltre, possono verificarsi situazioni in cui NCE-MRA è preferito a causa di difficile accesso IV o controindicazione del materiale di contrasto IV. CE-MRA ad alta risoluzione di solito richiede un catetere IV di grande diametro che può essere difficile da posizionare in pazienti che sono obesi o con vene povere, e agenti di contrasto IV di solito non sono dati durante la gravidanza a causa di effetti teratogeni osservati in studi su animali.
NCE-MRA è stato disponibile fin dall’inizio di imaging MR ed è utilizzato di routine per imaging intracranico. È stata anche convalidata per l’uso nella malattia coronarica, toracica, renale e vascolare periferica. In una recente revisione, Provenzale et al. hanno trovato una qualità diagnostica simile nella MRI combinata con la MRA rispetto alla CTA per la dissezione carotidea e vertebrale senza una chiara superiorità di entrambi i metodi. TOF MRA è stato anche confrontato alla tomografia computerizzata angiografia (CTA) e angiografia digitale sottrazione (DSA) in seguito trattati aneurismi cerebrali, e ha elevata sensibilità nel rilevare il flusso residuo all’interno dell’aneurisma.
MRA coronarica è stato convalidato principalmente a 1.5T, ma il suo uso clinico è stato limitato da limitazioni nella visualizzazione di segmento distale e malattia piccolo ramo. e l’introduzione diffusa di CTA coronarica. Tuttavia, MRA coronarica ha ancora un ruolo nella valutazione delle origini anomale delle arterie coronarie (Figura 7), in particolare nei pazienti pediatrici. Inoltre, MRA coronarica può avere un ruolo nella valutazione dei pazienti con stenosi significativa in segmenti di arteria coronarica con calcificazione moderata a grave, a causa di artefatti maggiore e difficoltà di visualizzazione stenosi con CTA in pazienti con punteggi di calcio alto. Inoltre, a 3.0T il SNR migliorato può aumentare la visibilità dei segmenti coronarici distali e il tempo di imaging più breve può migliorare la nitidezza dell’immagine. A causa dell’aumento degli artefatti con le sequenze SSFP a 3.0T, i metodi di MRA coronarica rafforzata da contrasto sono stati rivisitati con promettenti risultati iniziali.
MRA coronarica con precessione libera a stato stazionario 3D. L’arteria coronaria principale sinistra (freccia aperta) nasce dall’arteria coronaria destra (freccia chiusa) e corsi tra l’arteria polmonare e aorta (inserto). LV = ventricolo sinistro; RV = ventricolo destro; PA = arteria polmonare; Ao = aorta.
Time-of-Flight MRA
Time-of-flight (TOF) è la tecnica MRA NCE più comunemente usata, specialmente per applicazioni periferiche e intracraniche. TOF si basa sulla soppressione del segnale di fondo da rapidi impulsi di eccitazione a radiofrequenza selettiva della fetta che saturano il segnale dal tessuto stazionario, con conseguente soppressione del segnale di fondo. Poiché il segnale venoso potrebbe potenzialmente oscurare la visualizzazione delle arterie adiacenti, il flusso venoso è di solito selettivamente soppresso applicando una banda di saturazione sul lato venoso della fetta di imaging per annullare il segnale quando entra nella fetta di essere imaged. Questo stesso principio può essere applicato al diaframma durante la respirazione e al cuore durante il ciclo cardiaco. Nei piani di tessuto con alta velocità di flusso, il sangue in entrata sarà libero dall’impulso di eccitazione che satura i tessuti di fondo con conseguente forte intensità del segnale. Flusso sanguigno lento o stasi, riempimento retrogrado, vasi tortuosi, o navi nello stesso piano come il risultato fetta di immagine in saturazione del flusso di sangue nel volume di immagine e la visualizzazione della nave poveri.
Tof acquisizioni possono essere eseguite utilizzando il campionamento 2D o 3D, con 3D TOF essere più comunemente usato per vascolarizzazione intracranica a causa della natura tortuosa dell’albero arterioso, tendenza per il flusso all’interno del piano di imaging, e la necessità di alta risoluzione spaziale. 2D TOF angiografia è usato più spesso clinicamente nella valutazione delle arterie carotidi (Figura 8) e vascolarizzazione periferica (Figura 9), che è orientata ortogonale al piano di imaging. Mentre la saturazione dei protoni all’interno dei vasi in piano è la più grande limitazione di TOF, può essere superato con l’uso di flip angles progressivamente crescente attraverso la lastra per compensare la saturazione del sangue che scorre nella lastra , acquisizione multipla sovrapposizione lastra sottile (MOTSA), che acquisisce il volume di immagine come più lastre 3D sottili e ha meno saturazione del segnale che in un singolo volume di acquisizione 3D .
MRA 2D time-of-flight delle arterie carotidi. (A) Immagine assiale della sorgente con eccellente segnale vascolare nelle arterie carotidi (frecce) e vertebrali (punte di freccia). (B) Immagine di proiezione a massima intensità delle arterie carotidi (frecce) e vertebrali (punte di freccia) di sinistra.
D time-of-flight MRA deflusso. MRA 2D time-of-flight del bacino, cosce e polpacci in un paziente con claudicazione bilaterale degli arti inferiori a causa di occlusione delle arterie femorali superficiali bilateralmente. Flusso ai vasi di deflusso nei polpacci (ellissi) è attraverso le arterie collaterali (frecce aperte) nelle cosce derivanti dalle arterie profunda femoris.
ECG-gating è stato applicato con successo alle tecniche CE-MRA nell’aorta toracica, dove il movimento cardiaco può portare a sfocatura della parete del vaso nella porzione ascendente dell’aorta. Per l’imaging delle arterie periferiche, dove il flusso sanguigno dipende dalla fase del ciclo cardiaco, gating sistolico può essere utilizzato per cronometrare l’acquisizione dell’immagine durante il flusso sanguigno di picco. Lanzman et al. descrivono recentemente l’uso di un promettente romanzo ECG-gated 3D NCE-MRA tecnica in pazienti con malattia delle arterie periferiche, mostrando adeguata qualità dell’immagine e rivelazione di stenosi arteriose significative nelle estremità inferiori senza la necessità di mezzi di contrasto esogeni.
MRA in precessione libera allo stato stazionario
Le tecniche di precessione libera allo stato stazionario bilanciato (SSFP) sono popolari per la NCE MRA perché il contrasto dell’immagine è determinato dal rapporto T2/T1, che porta a immagini del sangue intrinsecamente luminose con poca dipendenza dall’afflusso di sangue. Sia le arterie che le vene hanno un segnale luminoso con SSFP MRA, che rende questa tecnica adatta per applicazioni MRA toracica (Figura 10) dove i vasi sono più grandi e dove la valutazione di entrambe le strutture arteriose e venose è importante (ad esempio nelle malattie cardiache congenite). Negli scenari clinici in cui il segnale venoso può interferire con l’interpretazione della MRA (per esempio la MRA renale), le tecniche di soppressione dell’afflusso venoso possono essere applicate alle tecniche MRA SSFP per ottenere immagini MRA puramente arteriose.
MRA toracica SSFP. Non-contrast-enhanced SSFP MRA in un paziente con un aneurisma dell’arco aortico sacculare (freccia).
In un’analisi retrospettiva da François et al. di 23 pazienti che sono stati sottoposti sia CE-MRA e 3D SSFP dell’aorta toracica, la misurazione del diametro aortico era essenzialmente uguale tra i due metodi con visualizzazione notevolmente superiore della radice aortica utilizzando 3D SSFP. Uno studio separato ha confrontato la CE-MRA con la 3D SSFP per la valutazione delle vene polmonari (PV) prima dell’intervento di ablazione con radiofrequenza, e le immagini 3D SSFP hanno dimostrato misure accurate del diametro PV con SNR e CNR superiori. Uno studio di Krishnam et al. ha dimostrato che la MRA SSFP a respirazione libera ECG-gated dell’aorta toracica aveva la stessa sensibilità diagnostica e specificità rispetto alla CE-MRA in 50 pazienti con sospetta malattia dell’aorta toracica. L’analisi qualitativa e quantitativa indipendente delle immagini ha mostrato che entrambe le tecniche hanno fornito eccellenti gradi di visibilità di tutti i segmenti aortici. SSFP MRA ha dimostrato una migliore visibilità della radice aortica e aveva più alti valori SNR e CNR per tutti i segmenti, pur permettendo al paziente di respirare liberamente durante l’imaging.
3D SSFP MRA è stato applicato anche alla valutazione delle arterie renali. Maki, et al. hanno confrontato la 3D SSFP MRA con la CE-MRA a 1.5T in 40 pazienti e hanno dimostrato che la 3D SSFP MRA aveva una sensibilità del 100% e una specificità dell’84%. Allo stesso modo, Wyttenbach, et al. hanno valutato 53 pazienti con sospetto di stenosi dell’arteria renale con 3D SSFP e CE-MRA a 1.5T, con 3D SSFP MRA avendo una sensibilità e specificità del 100% e 84%, rispettivamente. Uno studio di Lanzman et al. ha confrontato la qualità dell’immagine e la visibilità delle arterie renali a 1.5T e 3.0T e ha dimostrato un guadagno significativo in SNR e CNR a 3.0T del 13-16% e 16-23% rispettivamente, con il maggior miglioramento della qualità media dell’immagine in corrispondenza dei rami dell’arteria segmentale. Il guadagno, anche se significativo, è meno di quanto previsto dal raddoppio teorico di SNR previsto a 3.0T a causa di SSFP basandosi sul contrasto dal rapporto T2/T1.
Arterial spin labeling (ASL) è una tecnica che può essere combinato con SSFP per migliorare la qualità dell’immagine attraverso una migliore soppressione del tessuto di sfondo. I protoni a monte del campo di imaging sono “etichettati” con un impulso di inversione per fornire il contrasto. Il tessuto di fondo può essere soppresso sottraendo l’immagine non taggata dall’immagine del sangue taggata in due acquisizioni o applicando un impulso di tag spazialmente non selettivo dell’intero campo di imaging in aggiunta all’impulso di tag applicato alle arterie di interesse in una singola acquisizione. ASL con SSFP fornisce sangue luminoso, immagini venose-free con SNR elevato particolarmente adatto per l’imaging delle arterie carotidee e renali (Figura 11) a causa della diminuita sensibilità agli artefatti di flusso. La complessa vascolarizzazione dell’aorta rispetto alle arterie renali è ben visualizzata in questa tecnica, e l’esperienza clinica iniziale ha mostrato risultati comparabili alla CE-MRA sia in volontari sani che in pazienti con stenosi dell’arteria renale (Figura 12). Utilizzando questo tipo di sequenza in 67 pazienti con sospetta stenosi dell’arteria renale, Glockner et al. hanno scoperto che la SSFP ha fornito immagini diagnostiche nella maggior parte dei casi, ma con una maggiore incidenza di risultati falsi positivi e negativi rispetto alla CE-MRA.
MRA renale SSFP. (A) Non-contrast-enhanced, preparato afflusso, recupero inversione SSFP MRA e (B) contrasto-enhanced MRA in un paziente con due arterie renali destra (freccia chiusa = arteria renale principale; freccia aperta = arteria renale accessorio). È interessante notare che i rami segmentali dell’arteria renale (punte di freccia) sono meglio visti con SSFP MRA che con contrasto rafforzato MRA.
SSFP trapianto renale MRA. (A) Non-contrast-enhanced, preparato afflusso, recupero inversione SSFP MRA, (B) contrasto-enhanced MRA, e (C) angiografia digitale sottrazione in un paziente con stenosi dell’arteria trapianto renale (freccia chiusa). Una stenosi è presente anche nell’arteria iliaca comune (freccia aperta).
ASL è limitato facendo affidamento sulla velocità arteriosa per sostituire il sangue nel piano di imaging con il sangue taggato. Nelle arterie periferiche con flusso più lento, l’afflusso di sangue marcato può avvicinarsi al T1 dei tessuti circostanti, eliminando così l’effetto di marcatura. Questo può essere parzialmente superato dalle acquisizioni multiple, con lastre più sottili, ma a spese di tempi di imaging più lunghi.
MRA in contrasto di fase
MRA in contrasto di fase (PC) genera un’immagine applicando un gradiente bipolare di codifica della velocità durante la sequenza di impulsi due volte in direzioni opposte, che si traduce in un cambiamento di fase netto di zero nei tessuti stazionari mentre si applica un cambiamento di fase nel sangue in movimento, producendo un segnale. L’intensità del segnale è proporzionale alla velocità del sangue in movimento e alla forza del gradiente bipolare di codifica del flusso, che viene prescritto impostando il valore di Velocity Encoding (Venc). Il Venc descrive la velocità massima che può essere accuratamente codificata senza aliasing, simile alla misurazione della velocità Doppler. Così, la MRA a contrasto di fase fornisce immagini anatomiche dei vasi, oltre ai dati emodinamici, sul flusso, a differenza delle tecniche TOF e CE-MRA. La perdita di segnale intravascolare su 3D PC MRA a e distale a una stenosi emodinamicamente significativo (Figura 13) è dovuto alla dispersione di fase intravoxel relative al flusso turbolento, e può essere utilizzato per stimare il significato emodinamico di stenosi. La PC MRA può essere usata per identificare la direzione e la velocità del flusso e ha una migliore soppressione dello sfondo rispetto alla TOF. Il suo uso è limitato da tempi di acquisizione delle immagini più lunghi e maggiore sensibilità ai cambiamenti di velocità e grandezza del flusso sanguigno durante il ciclo cardiaco. A 3.0T, anche se non c’è una maggiore precisione delle misure di flusso rispetto a 1.5T, c’è un maggiore segnale e meno rumore misurato per una data VENC. Questo permette di aumentare la VENC, riducendo gli artefatti di aliasing nelle regioni di flusso superiore senza aumentare il rumore complessivo dell’immagine a livelli inaccettabili.
MRA a contrasto di fase 3D. (A) Contrasto-enhanced MRA, (B) 3D contrasto di fase (PC) MRA, e (C) sottrazione digitale angiografia in un paziente con stenosi dell’arteria renale destra (freccia). Il vuoto di segnale sul 3D PC MRA indica che la stenosi è emodinamicamente significativo. Il gradiente di pressione attraverso la stenosi all’angiografia con catetere era 18 mmHg.
Tradizionalmente, PC MRA è stato eseguito con codifica di velocità a tre direzioni senza alcuna informazione temporale per ottenere un angiogramma MR “complex-difference”. Con questo approccio, ogni acquisizione è stata ripetuta tre volte con una diversa direzione di compensazione della velocità e una volta senza compensazione del flusso. Poiché quattro acquisizioni sono necessarie per 3D PC MRA, i tempi di scansione sono lunghi e il volume di imaging è limitato. Tecniche di imaging parallelo e 3D undersampling radiale, o Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR), sono stati utilizzati per ridurre il tempo di scansione senza compromettere la copertura o la risoluzione. Inoltre, queste tecniche di accelerazione dell’acquisizione delle immagini hanno permesso l’acquisizione di informazioni temporali in aggiunta all’acquisizione standard 3D PC MRA, con conseguente quadridimensionale (4D = codifica spaziale tridimensionale, codifica di velocità tridimensionale e tempo) PC MRA per una varietà di applicazioni vascolari. Mentre queste nuove sequenze 4D PC MRA possono essere utilizzate per NCE MRA, la direzione futura di queste tecniche sta nelle informazioni emodinamiche aggiuntive fornite. In contrasto con il convenzionale bidimensionale (2D) PC MRA, dove il vaso di interesse deve essere noto prima della scansione e il piano di immagine deve essere prescritto allo scanner durante l’esame, 4D PC MRA tecniche consentono la valutazione a priori delle velocità di flusso di qualsiasi nave all’interno del volume di imaging dalla stessa acquisizione. Inoltre, le tecniche 4D PC MRA possono essere utilizzate per valutare qualitativamente i modelli di flusso complessi all’interno del sistema cardiovascolare (Figura 14) e calcolare vari parametri emodinamici non invasivi, tra cui gradienti di pressione, stress di taglio della parete e indice di stress oscillatorio. L’implementazione di queste tecniche nella routine clinica è attualmente limitata dalla nostra capacità di elaborare e interpretare la grande quantità di dati generati da queste sequenze.
4D flow MRA. Tracce di particelle dalla MRA a flusso 4D (PC VIPR) nello stesso paziente della Figura 1. Flusso laminare è presente nel vero lume (freccia chiusa) e flusso elicoidale è presente nel falso lume (freccia aperta).