UNIVERSITÀ DEGLI STUDI DI APOLI “FEDERICO II · Capitolo 7 Ruolo del Tecnico Sanitario di...
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UNIVERSITÀ DEGLI STUDI DI NAPOLI “FEDERICO II”
FACOLTÀ DI MEDICINA E CHIRURGIA
CORSO DI LAUREA IN
TECNICHE DI RADIOLOGIA MEDICA, PER IMMAGINI E RADIOTERAPIA
PRESIDENTE: PROF. LEONARDO PACE
TESI DI LAUREA
“L’ENCEFALO PEDIATRICO: TECNICA E METODICA DI IMMAGINI IN RISONANZA MAGNETICA”
RELATORE CANDIDATO
DR. SALVATORE DE ROSA IMMACOLATA SOLLI
MATR 588/375
ANNO ACCADEMICO 2009/2010
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Sommario
Introduzione ............................................................................................................................ 4
Capitolo 1 Anatomia ............................................................................................................... 6
1.1 Anatomia del SNC ........................................................................................................ 6
1.2 Anatomia Vascolare ................................................................................................... 10
1.3 Anatomia RM dell’encefalo ....................................................................................... 11
Capitolo 2 Principi fisici e applicazioni di Risonanza Magnetica ........................................ 15
2.1 Sequenze di acquisizione ............................................................................................ 17
2.2 Applicazioni cliniche della RMN ............................................................................... 25
Capitolo 3 Aspetti Preliminari e tecnica di studio RM dell’encefalo ................................... 27
3.1 Sedazione, precauzioni e sicurezza ............................................................................ 27
3.2 Approccio con il paziente ........................................................................................... 28
3.3 Posizionamento e centraggio ...................................................................................... 28
3.4 Magnete e bobine ....................................................................................................... 29
3.5 Accorgimenti tecnici e piani di studio ........................................................................ 29
3.6 Protocolli .................................................................................................................... 31
Capitolo 4 Studio di Diffusione e di Perfusione ................................................................... 33
4.1 Studio di Diffusione ................................................................................................... 33
4.2 Sequenze di diffusione ............................................................................................... 37
4.3 Studio della Perfusione Cerebrale .............................................................................. 39
Capitolo 5 Angiografia a Risonanza Magnetica ................................................................... 41
5.1 Angiografia RM senza mezzo di contrasto ................................................................ 41
5.2 Sequenze angiografiche principali in RM .................................................................. 45
5.3 Angiografia RM con mezzo di contrasto .................................................................... 46
5.4 Vantaggi e limiti dei metodi ....................................................................................... 49
Capitolo 6 Risonanza Magnetica Fetale ............................................................................... 50
6.1 Protocollo ................................................................................................................... 50
6.2 Sequenze Haste ........................................................................................................... 51
6.3 Sequenze pesate in T1 ................................................................................................ 51
6.4 S.A.R. ......................................................................................................................... 51
6.5 S.N.R. ......................................................................................................................... 52
6.6 Bobine ......................................................................................................................... 52
6.7 Indicazioni .................................................................................................................. 53
6.8 L’importanza dell’età gestazionale ............................................................................. 53
Capitolo 7 Ruolo del Tecnico Sanitario di Radiologia Medica ............................................ 54
7.1 Aspetti psicologici e relazionali del bambino............................................................. 54
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7.2 Tipi di pazienti ............................................................................................................ 55
7.3 Come capire ................................................................................................................ 55
7.4 Cosa vuol dire comunicare ......................................................................................... 56
7.5 Come comunicare ....................................................................................................... 57
7.6 Doveri del TSRM ....................................................................................................... 58
Bibliografia ........................................................................................................................... 60
Indice delle Figure
Figura 1 Anatomia dell’encefalo ................................................................................................ 6 Figura 2 Poligono di Willis ...................................................................................................... 10 Figura 3 Immagine T1 .............................................................................................................. 14 Figura 4 Immagine T2 .............................................................................................................. 14 Figura 5 Densità protonica ....................................................................................................... 14 Figura 6 Immagine Spin Echo .................................................................................................. 18 Figura 7 Immagine FLAIR ....................................................................................................... 22 Figura 8 Immagine ad Eco di Gradiente. .................................................................................. 23 Figura 9 Astrocitoma pilocitico del cervelletto. RM sagittale T1 con mdc ............................. 26 Figura 10 Idrocefalo acuto RM--FLAIR .................................................................................. 26 Figura 11 Piani di studio - Sezione sagittale ............................................................................ 30 Figura 12 Piani di Studio - Sezione assiale .............................................................................. 30 Figura 13 Piani di Studio - Sezione coronale ........................................................................... 30 Figura 14 DWI, infarto, malattia di Moyamoyo ....................................................................... 33 Figura 15 Anemia falciforme. Immagine assiale EPI pesata in diffusione. ............................. 37 Figura 16 Infarto, malattia di Moyamoya. Angio RM 3D TOF ............................................... 45 Figura 17 Angio RM ................................................................................................................ 49 Figura 18 Angio RM ................................................................................................................ 49 Figura 19 Sequenza Haste T2 nel piano assiale ....................................................................... 51 Figura 20 Bobine usate in RM fetale ........................................................................................ 52 Figura 21 Bobine phase array accoppiate ................................................................................. 52
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Introduzione
In epoca neonatale le tecniche neuroradiologiche disponibili per lo studio del sistema nervoso
centrale sono: l’ecografia, la tomografia computerizzata (TC) e la RM. L’ecografia per
praticità d’uso, relativa ampia disponibilità, bassi costi e assenza di radiazioni ionizzanti,
rimane la tecnica diagnostica di screening nella valutazione della patologia del SNC
neonatale. Attraverso l’ecografia viene stabilito il grading nelle emorragie peri-
intraventricolari del prematuro e conseguentemente poste le basi per un inquadramento
prognostico. Sempre attraverso l’ecografia viene facilmente monitorato, nel paziente con
emorragia periintraventricolare, l’insorgere e l’eventuale progressione di una dilatazione
ventricolare. E’ inoltre la tecnica fondamentale nella prima valutazione del danno anossico-
ischemico sia nel prematuro che nel nato a termine seppure la sua sensibilità e specificità sia
inferiore alla RM. E’ quindi una tecnica diagnostica insostituibile in neonatologia per un
primo inquadramento del danno cerebrale nel neonato. La TC è una tecnica progressivamente
in disuso in ambito neonatale. Ha una ottima sensibilità per le lesioni emorragiche, ma una
complessiva scarsa sensibilità nel confronti delle lesioni anossico-ischemiche se confrontata
alla RM. Il suo impiego è inoltre limitato dall’uso di radiazioni ionizzanti. Le radiazioni
ionizzanti sono quelle radiazioni dotate di energia sufficiente da poter ionizzare gli atomi o le
molecole con cui vengono a contatto. Se incidono sui tessuti biologici possono provocare
danni che vengono suddivisi in danni somatici deterministici, danni somatici stocastici, danni
genetici stocastici. I danni somatici deterministici causati da una forte irradiazione, consistono
in una degenerazione dei tessuti di un organismo vivente a causa di una sovraesposizione a
radiazioni ionizzanti. I danni si manifestano solo se viene superata un valore soglia, cioè un
valore di dose in un dato intervallo di tempo. La soglie di dose è caratteristica per ogni tipo di
effetto, non è uguale per tutti gli individui ma è diversa da persona a persona e prima o poi
tutti risentiranno di tali effetti. In genere insorgono entro poche ore, giorni, settimane dopo
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l’irradiazione. La gravità e la precocità dei danni sono direttamente proporzionali alla dose. I
danni stocastici sono probabilistici, non richiedono il superamento di un valore soglia per
manifestarsi. Si manifestano dopo anni dall’irradiazione e non sono graduati, cioè la dose non
rende l’effetto più grave ma solo più probabile. Mentre nei danni somatici stocastici non
vengono colpiti i gameti e quindi non vengono ereditati, nei danni genetici stocastici il
materiale genetico delle cellule riproduttive può subire modificazioni nei geni e nei
cromosomi. L’impiego per il quale risulta ancora oggi insostituibile nella diagnostica
neuroradiologica del neonato è lo studio del cranio e del massiccio facciale (malformazioni e
traumi) e delle calcificazioni intracraniche. La RM è l’esame più utilizzato in ambito
pediatrico. È una tecnica non invasiva, multiplanare, multiparametrica ed è caratterizzata da
assenza di artefatti ossei. È la tecnica che oggigiorno presenta la più alta sensibilità verso le
lesioni anossico-ischemiche sia del prematuro che del nato a termine. Oltre a dimostrare una
elevata sensibilità, la RM offre anche la miglior definizione possibile della anatomia normale
del SNC neonatale ed è inoltre l’unica tecnica in grado di valutare il processo di
mielinizzazione. Un ulteriore vantaggio nei confronti della TC è l’assenza di radiazioni
ionizzanti, mentre presenta nei confronti dell’ecografia dei limiti legati al relativo alto costo e
minor disponibilità e alla necessità dell’immobilità del neonato durante l’esecuzione
dell’esame. Entro i primi uno-due mesi di vita, è tuttavia possibile eseguire l’esame RM senza
sedazione, avendo cura di preparare il neonato prima dello studio con una congrua
deprivazione di sonno seguita dall’allattamento. La RM consente una elevata risoluzione tra
sostanza grigia e sostanza bianca cerebrale, nonché una soddisfacente localizzazione in vivo
di aree cerebrali sedi di particolari neurofunzioni, consentendo persino di correlare in tempo
reale sintomi neurologici e neuroimmagini. L’uso di idonei mezzi di contrasto consente anche
lo studio dei vasi di più piccolo calibro. I segnali derivanti da nuclei di idrogeno eccitati
all’interno del corpo vengono identificati ed analizzati da potenti computer che ricostruiscono
immagini molto dettagliate. Il bambino e coloro che li assistono debbono necessariamente
togliere tutti gli oggetti metallici ed elettronici. L’unico vero inconveniente può essere
rappresentato dalla durata dell’esame, abitualmente non inferiore ai 20-30 minuti. Ciò può
comportare problemi nell’immobilizzazione, nonché lo scatenarsi di reazioni di claustrofobia.
I rumori possono essere attenuati da tappi e cuffie auricolari. Grazie ai continui ed incessanti
perfezionamenti, la RM consente oggi lo studio del cervello e del rachide anche in età
prenatale, senza dover ricorrere ad alcuna sedazione né materna né fetale. E’ un’indagine di
secondo livello rispetto all’ecografia e può essere eseguita fin dalla sedicesima settimana di
età gestazionale, senza alcun rischio per il feto.
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Capitolo 1 Anatomia
1.1 Anatomia del SNC
Il sistema nervoso centrale nasce come un tubo neurale
cavo, la cui cavità interna è riempita da un liquido.
Nella quarta settimana di sviluppo, nella porzione
cefalica del tubo neurale, si ha la formazione di tre
aree che si allargano rapidamente in seguito ad
estensione del neurocele. Questo allargamento crea tre
prominenti vescicole cerebrali primitive, che prendono
il nome dalla loro porzione relativa: proencefalo,
mesencefalo e rombencefalo. Il proencefalo e il rombencefalo si suddividono ulteriormente,
formando le vescicole cerebrali secondarie. Il proencefalo formerà il telencefalo e il
diencefalo. Il telencefalo costituirà il cervello, ovvero i due emisferi cerebrali che dominano la
superficie superiore e laterale dell’encefalo adulto. Il diencefalo forma il talamo, l’ipotalamo e
l’ipofisi. Nel momento in cui la parte terminale del tubo neurale si chiude, rigonfiamenti
secondari, le vescicole ottiche, si estendono lateralmente ai lati del diencefalo. La porzione di
rombencefalo adiacente al mesencefalo forma il metencefalo. La porzione dorsale del
metencefalo diventerà il cervelletto, quella ventrale il ponte. La porzione di rombencefalo più
adiacente al midollo spinale diventerà il mielencefalo o bulbo.
Il telencefalo è costituito da due emisferi cerebrali che poggiano sul mielencefalo e sul tronco
cerebrale. Essi sono formati dalla corteccia cerebrale (sostanza grigia), dalla sostanza bianca
sottostante (centro semiovale) e dai gangli o nuclei della base, che nell’insieme circondano i
ventricoli cerebrali laterali I e II. Sono connessi tra loro mediante il corpo calloso, una massa
cospicua di sostanza bianca. Il corpo calloso è formato da una parte centrale, il tronco e da
due rigonfiamenti, anteriore (ginocchio) e posteriore (splenio). Al di sotto dello splenio e del
Figura 1 Anatomia dell’encefalo
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tronco del corpo calloso si trovano i fasci arcuati del fornice, pari e simmetrici, questi si
portano in basso fino a raggiungere i corpi mammillari, delimitando così il tetto del terzo
ventricolo. La superficie corticale forma una serie di giri rilevati,o circonvoluzioni, separati da
solchi poco depressi o scissure più profonde. I due emisferi cerebrali sono separati da una
profonda scissura longitudinale, e ogni emisfero può essere suddiviso in lobi, che prendono il
nome dall’osso cranico sovrastante. La scissura trasversale del cervello (o di Bichat) si
interpone tra la faccia inferiore dei lobi occipitali e la faccia superiore del cervelletto,
separando il cervello dal cervelletto. Le restanti scissure principali suddividono ciascun
emisfero cerebrale in lobi. La scissura centrale di Rolando, è posta, all’incirca al di sotto della
sutura coronale del cranio e separa il lobo frontale posto anteriormente, dal lobo parietale, che
gli sta posteriormente. La scissura laterale di Silvio decorre sulla porzione inferiore della
superficie laterale degli emisferi, separando i lobi frontale e parietale, in alto, dal lobo
temporale, in basso; sul fondo di tale scissura si rinviene il lobo dell’insula. Infine c’è il solco
parieto occipitale. La sostanza bianca contiene fibre mieliniche che formano fasci che si
estendono da un’area corticale ad un’altra o che connettono aree della corteccia ad altre
regioni del cervello. La sostanza bianca centrale contiene tre gruppi principali di assoni: fibre
associative, tratti che connettono aree della corteccia nervosa con un singolo emisfero
cerebrale, fibre commissurali,tratti che connettono i due emisferi cerebrali, fibre di proiezione,
tratti che legano il cervello con altre regioni dell’encefalo e del midollo spinale.
I nuclei cerebrali sono raggruppamenti di sostanza grigia all’interno degli emisferi cerebrali. I
nuclei cerebrali si trovano in ogni emisfero al di sotto dei ventricoli laterali. Essi sono
circondati da sostanza bianca centrale e tra essi o intorno a essi si trovano vi sono fibre di
proiezione o commissurali. Il nucleo caudato possiede una grossa testa e un’esile coda.
All’apice della coda vi è un nucleo, il corpo amigdaloideo, o amigdala. Tre gruppi dei
sostanza grigia stanno tra la superficia rotonda dell’insula e le pareti laterali del diencefalo.
Questi sono il claustro, il putamen e il globus pallidus. Il putamen e il globus pallidus sono
spesso considerati come una suddivisione di un più grande nucleo lenticolare. Il termine corpo
striato raggruppa il nucleo caudato e il nucleo lenticolare. Il nome si riferisce all’aspetto
striato della capsula della capsula interna che passa tra questi due nuclei.
Il diencefalo è suddiviso in tre regioni: l’epitalamo o tetto del diencefalo,che comprende la
ghiandola pineale; il talamo destro e sinistro che costituiscono le pareti del diencefalo;
l’ipotalamo, il pavimento del diencefalo, centro del controllo viscerale. Un sottile gambo
collega l’ipotalamo all’ipofisi. L’epitalamo anteriormente appare membranoso. Questa
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regione che costituisce il tetto del terzo ventricolo, contiene un’estesa area di plessi corioidei,
che si estendono attraverso i fori interventricolari nei ventricoli laterali.
Il talamo destro e sinistro, sono due strutture ovoidali, sono le pareti del diencefalo e
circondano il terzo ventricolo, che separa i due talami. Il talamo si estende dalla commissura
anteriore alla base della ghiandola pineale. Una proiezione rotonda di sostanza grigia, la
massa intermedia, si estende nel terzo ventricolo da ogni lato del talamo. Il talamo di ogni lato
si arrotonda lateralmente allontanandosi dal terzo ventricolo e volgendo anteriormente verso il
cervello. Il bordo laterale del talamo è limitato dalle fibre della capsula interna. Immersa in
ogni talamo vi è una massa rotondeggiante composta da diversi nuclei talamici interconnessi.
I cinque principali gruppi dei nuclei talamici sono: il gruppo anteriore,il gruppo mediale, il
gruppo ventrale, il gruppo posteriore e il gruppo laterale. I nuclei del gruppo posteriore
comprendono il pulvinar e i corpi genicolati.
L’ipotalamo è situato al di sotto del talamo dorsale e costituisce il pavimento del terzo
ventricolo. Si estende dall’area superiore del chiasma ottico, dove in tratti ottici provenienti
dagli occhi arrivano all’encefalo, fino ai margini posteriori dei corpi mammillari.
Posteriormente al chiasma ottico, si estende inferiormente l’infudibulum, che connette
l’ipotalamo all’ipofisi.
Il mesencefalo è la porzione più craniale del tronco cerebrale, che nonostante sia la più breve
e ristretta, connette il ponte e il cervelletto con il prosencefalo. Il mesencefalo è costituito da
un paio di strutture arrotondate, i peduncoli cerebrali, formate in buona parte dalle fibre di
diversi tratti ascendenti e discendenti lunghi che sono tesi tra il prosencefalo da una parte e il
ponte, cervelletto, oblongata e midollo spinale dall’altra; i corpi (tubercoli) o collicoli
quadrigemini, quattro rilievi rotondeggianti visibili in corrispondenza della superficie dorsale,
che contengono importanti centri di integrazione e nuclei implicati nella coordinazione delle
attività motorie; l’acquedotto cerebrale di Silvio, un canale ristretto che mette in
comunicazione il terzo e il quarto ventricolo; la calotta, o tegmento, interposta tra i peduncoli
cerebrali e i tubercoli quadrigemini, contenente sia nuclei cospicui, ben distinti, sia piccoli
nuclei della formazione reticolare.
Il ponte connette gli emisferi cerebellari col mesencefalo, diencefalo, telencefalo e midollo
spinale. È posto ventralmente al cervelletto, intercalandosi tra il mesencefalo, in alto, e
l’oblongata, in basso.
Il bulbo, o midollo allungato, o mielencefalo, in direzione caudale si continua direttamente, al
di la del grande forame occipitale, con il midollo spinale. Ha una forma di una piramide
tronca che, cranialmente trapassa nel ponte. La sua porzione caudale rassomiglia al midollo
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spinale in quanto possiede una forma rotondeggiante e un sottile canale centrale. In prossimità
del ponte, questo canale centrale si allarga, per continuarsi col quarto ventricolo. Il bulbo
connette l’encefalo col midollo spinale e molte delle sue funzioni sono direttamente correlate
a questa funzione.
Il cervelletto occupa la porzione postero inferiore della cavità cranica. È posto al di sotto dei
lobi occipitali degli emisferi cerebrali, (dai quali è separato dall’interposizione di una piega
della dura madre, il tentorio cerebellare) e dietro al ponte e alla parte superiore dell’oblongata.
La superficie del cervelletto è rivestita di sostanza grigia, la corteccia cerebellare, che si
solleva in lunghe circonvoluzioni parallele, dette folia, separate da solchi. I lobi anteriori e
posteriori sono separati da una scissura primaria. Lungo la linea mediana, una sottile striscia
di tessuto corticale, detta verme, separa gli emisferi cerebellari dai lobi posteriori. I più sottili
lobi flocculo nodulari si trovano anteriormente e inferiormente agli emisferi cerebrali. La
corteccia cerebellare contiene le grandi e molto ramificate cellule del purkinje. All’ interno la
sostanza bianca del cervelletto contiene una struttura ramificata, definita arbor vitae. Il
cervelletto si connette con il mesencefalo mediante il peduncolo cerebellare superiore, con il
ponte per il tramite del peduncolo cerebellare medio e con l’oblongata grazie al peduncolo
cerebellare inferiore.
I ventricoli cerebrali sono colmati da liquido cerebrospinale. Ciascun emisfero cerebrale
contiene un ventricolo laterale. Ogni ventricolo laterale può essere suddiviso in quattro
porzioni: un corno anteriore, nel lobo frontale; un corpo, nel lobo parietale; un corno inferiore
o temporale, nel lobo temporale; e un corno occipitale o posteriore, nel lobo occipitale. Una
sottile porzione mediana, il setto pellucido, separa i cosiddetti ventricoli laterali. Il terzo
ventricolo è contenuto nel diencefalo; sta dietro e medialmente rispetto ai ventricoli laterali,
con i quali è in comunicazione per il tramite di due piccole aperture, i forami interventricolari
di Monro. Il quarto ventricolo è contenuto nel rombencefalo, in posizione dorsale rispetto al
ponte ed all’oblongata, ma ventrale rispetto al cervelletto. Comunica con il terzo ventricolo
mediante un canale ristretto, l’acquedotto cerebrale di Silvio, che attraversa longitudinalmente
il mesencefalo. In corrispondenza del tetto del quarto ventricolo è presente un’apertura, detta
forame di Magendie, mentre in corrispondenza di ciascuna delle sue pareti laterali sono
visibili i forami di Luschka. Per il tramite dei forami di Magendie e di Luschka, il quarto
ventricolo si pone in comunicazione diretta con lo spazio sub aracnoideo; ciò consente al
liquor cerebrospinale di passare dall’interno all’esterno del neurasse. Ciascun ventricolo
cerebrale è dotato di un plesso corioideo, una struttura formata da un fitto groviglio di vasi
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della pia madre che si pongono in contatto con le cellule ependimali rivestenti la parete
ventricolare. I plessi corioidei partecipano attivamente alla formazione del liquor.
1.2 Anatomia Vascolare
Il circolo arterioso cerebrale è sostenuto da quattro arterie: le due arterie carotidi e le due
arterie vertebrali. Nella maggior parte dei casi la carotide comune di destra nasce dal tronco
anonimo, la carotide comune di sinistra origina
dall’arco aortico, in vicinanza dell’arteria
succlavia sinistra. Le arterie vertebrali, destra e
sinistra, nascono dalle succlavie di ciascun lato.
Le arterie carotidi comuni, all’altezza della
quinta vertebra cervicale, si dividono in due
grossi tronchi arteriosi, in modo sempre
simmetrico, la carotide interna e la carotide
esterna. La carotide esterna distribuisce i suoi
rami alle strutture della faccia (a. linguale, a.
mascellare interna, a. facciale), ai tessuti molli
pericranici (a. temporale superficiale, a.
occipitale) e alle meningi (a. meningea media).
Fra il circolo della carotide esterna, quello della
carotide interna e il circolo vertebro basilare
esistono numerose anastomosi, le più importanti
sono quelle a livello dell’arteria occipitale per la
vertebrale e dell’arteria oftalmica per la carotide interna. L’arteria carotide interna penetra
nella cavità cranica attraverso il canale carotico situato alla base della piramide petrosa ed ha
come rami principali l’arteria oftalmica, per la vascolarizzazione delle strutture orbitarie, e le
due arterie cerebrali, l’anteriore e la media che si distribuiscono all’emisfero cerebrale
omolaterale. Le due arterie vertebrali decorrono nel tratto extracranico addossate alle strutture
vertebrali e impegnandosi nei fori omonimi delle vertebre cervicali e penetrano in fossa
cranica posteriore attraverso il forame occipitale; la vertebrale destra si unisce alla vertebrale
sinistra nella parte bassa della cisterna bulbo pontina, dando luogo all’arteria basilare, che
decorre addossata al clivus anteriormente al tronco cerebrale. Nel loro segmento intracranico
le vertebrali hanno come principale vaso efferente l’arteria cerebellare postero inferiore che
vascolarizza la parte bassa degli emisferi cerebellari e del tronco cerebrale, dalla basilare si
Figura 2 Poligono di Willis
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dipartono le altre arterie cerebellari, le arterie cerebellari media e superiori, e le due arterie
cerebellari posteriori, che sono i due tronchi terminali dell’arteria basilare e distribuiscono i
loro rami ai lobi occipitali e temporali, alla regione mesencefalica e ai nuclei della base. Il
circolo carotideo di un lato comunica con quello controlaterale mediante un ponte arterioso
che unisce le due arterie cerebrali anteriori alla base dell’encefalo 8l’arteria comunicante
anteriore). Il sistema carotideo comunica con quello vertebro basilare per mezzo di due arterie
anastomotiche, le arterie comunicanti posteriori, che collegano i due sifoni carotidei con le
due arterie cerebrali posteriori. Il complesso arterioso alla base dell’encefalo, costituito da
questa rete anastomotica è detto Poligono di Willis ed è mostrato in figura.
Il circolo venoso cerebrale è costituito da due sistemi, uno profondo, che drena il sangue dalle
strutture cerebrali più interne, ed uno superficiale dato dalle vene corticali. Il sistema
profondo ha come vasi principali le vene talamo striate, le vene cerebrali interne e le vene
basilari; queste si immettono nella grande vena di Galeno e quindi nel seno retto. Le vene
corticali si versano nel seno longitudinale superiore e nei seni cavernosi e petrosi alla base
dell’encefalo. Tutti confluiscono poi nei seni trasversi e sigmoidei che si immettono a loro
volta nelle vene giugulari interne, le quali lasciano la cavità cranica attraverso i fori omonimi
nella parte posteriore dei fori laceri posteriori.
1.3 Anatomia RM dell’encefalo
L’aspetto maggiormente caratteristico delle immagini RM nel neonato è la pressoché
completa assenza di mielina ben evidenziabile sia nelle immagini T1 che T2 dipendenti.
L’assenza di mielina determina una inversione dei normali rapporti di contrasto fra sostanza
bianca e sostanza grigia. Nell’adulto o nel bambino a processo di mielinizzazione completato,
sostanza bianca e sostanza grigia hanno dei caratteristici rapporti di contrasto governati
sostanzialmente dalle differenti concentrazioni in acqua e lipidi. In particolare la sostanza
bianca essendo relativamente più povera in acqua e più ricca in lipidi della sostanza grigia
presenta un segnale più basso della sostanza grigia nella sequenza T2 dipendente e più alto
della sostanza grigia nella sequenza T1 dipendente. Nel neonato viceversa l’assenza di
mielina comporta una relativa alta concentrazione in acqua e bassa in lipidi della sostanza
bianca con un inversione dei rapporti di contrasto in T1 e T2 fra sostanza bianca e sostanza
grigia: la sostanza bianca avrà quindi un segnale relativamente iperintenso nei confronti della
grigia nella sequenza T2 dipendente e relativamente ipointenso sempre nei confronti della
grigia nella sequenza T1 dipendente. Per altro verso, tali rapporti di contrasto consentono di
identificare all’interno della sostanza bianca quelle aree dove nel neonato comincia a rendersi
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evidente il processo di mielinizzazione. Tali aree sono costituite nel neonato principalmente
dalle vie sensitive (lemnischi mediali, nuclei ventro postero laterali dei talami, corone radiate)
comprese le vie uditive (lemnischi laterali, collicoli inferiori, corteccia uditiva primaria) e
visive (tratti ottici, nuclei genicolati, corteccia calcarina) e da alcune aree filogeneticamente
più antiche come le strutture archi e paleo cerebellari.
La maturazione cerebrale, che peraltro prosegue dopo la nascita, comporta continue variazioni
della morfologia e, soprattutto, del segnale dell’encefalo neonatale: è fondamentale saper
riconoscere gli aspetti RM normali onde non confonderli con quadri patologici. Considerando
dapprima aspetti puramente morfologici, l’opercolizzazione dell’insula inizia alla 20a
settimana di età gestazionale; i principali solchi degli emisferi cerebrali divengono ben
evidenti tra la 26a e la 28a settimana. Durante l’ultimo trimestre di gravidanza i giri corticali
ed i solchi appaiono rispettivamente più prominenti e più profondi tra la 40a e la 44a
settimana. Alla nascita è possibile riconoscere alla RM quasi tutte le circonvoluzioni visibili
nel cervello dell’adulto. Le variazioni di segnale si verificano continuamente fino al termine
della maturazione cerebrale, continuando dopo la nascita, in alcuni casi fino all’adolescenza.
Rispetto alla sostanza grigia, la sostanza bianca del prematuro ha un segnale relativamente
omogeneo e basso nelle immagini T1-dipendenti e segnale alto nelle immagini T2-
dipendenti. Questo tipo di segnale esprime un allungamento del T1 e del T2 rispetto all’
encefalo dell’ adulto dovuto all’alto contenuto in acqua della sostanza bianca immatura.
L’accorciamento del T1 è più rapido nel primo anno di vita, mentre il decremento diviene poi
progressivamente più lento. L’accorciamento dei tempi di rilassamento della sostanza bianca
nel corso dello sviluppo è probabilmente determinato da vari fattori quali: la progressiva
riduzione del contenuto idrico, la comparsa di precursori della mielina e, infine, la formazione
della mielina stessa. Sono, comunque, le immagini T2-dipendenti che consentono la migliore
differenziazione delle varie strutture del cervello dei nati pre-termine. Il processo di
mielinizzazione inizia nel tronco encefalico nella 29a settimana e procede cranialmente, fino a
raggiungere il centro semiovale alla 42a settimana. Negli emisferi cerebrali la mielinizzazione
inizia in corrispondenza del solco di Rolando, nell’area motoria e sensitiva primaria, per poi
estendersi in avanti e all’indietro. Tra la 37° e la 40a settimana la RM dimostra l’avvenuta
mielinizzazione nel braccio posteriore della capsula interna. La mielinizzazione avanza con
diversa velocità nelle diverse regioni dell’encefalo: l’intervallo tra l’inizio ed il
completamento del processo è relativamente breve - 6 settimane - nel braccio posteriore della
capsula interna, mentre è molto più lungo - 69 settimane - nel lobo frontale. Il processo di
mielinizzazione si estrinseca con tempi e velocità differenti nelle immagini T1 e T2-
13
dipendenti. Alcuni studi hanno dimostrato che il progressivo accorciamento del T1 nella
sostanza bianca sarebbe maggiormente correlato all’aumento di colesterolo e glicolipidi
durante la formazione della mielina dagli oligodendrociti. D’altra parte, il progressivo
accorciamento del T2 correlerebbe maggiormente con il processo di “spiralizzazione” della
mielina attorno agli assoni e alla presenza di acidi grassi poli-insaturi nelle membrane. Le
immagini fortemente T2-dipendenti e quelle T1-dipendenti ottenute con sequenza IR sono le
più indicate a fornire un alto contrasto tra la sostanza bianca già mielinizzata e quella non
mielinizzata. Alla nascita, nel neonato a termine è possibile riconoscere come mielinizzati
fasci relativi alle vie acustiche, vestibolari e sensitive ed iniziano ad essere riconoscibili le vie
ottiche. In particolare appaiono mielinizzati il tegmento del ponte, i corpi quadrigemini
inferiori, il lemnisco mediale, i corpi genicolati, il braccio posteriore della capsula interna, il
nucleo ventro-postero-laterale del talamo, e parte dell’ area acustica primaria, della corona
radiata e della regione perirolandica. Durante lo sviluppo dell’encefalo si verifica infine una
progressiva e fisiologica riduzione della diffusione e, contemporaneamente, un aumento
dell’anisotropia, aspetti anch’essi legati alla maturazione cerebrale ed in particolare al
processo di mielinizzazione. Il ruolo della neuroradiologia nella valutazione del danno
anossico-ischemico perinatale è stato profondamente modificato dall’avvento della risonanza
magnetica (RM). Questa tecnica consente da un lato la migliore valutazione possibile
dell’anatomia normale dell’encefalo neonatale, e dall’altro offre importanti informazioni
diagnostiche sia nella valutazione del prematuro che del nato a termine. Nel prematuro, la RM
è in grado di identificare la presenza di piccole lesioni della sostanza bianca non visualizzabili
allo studio ecografico, mentre nell’asfissia del nato a termine identifica un quadro
caratteristico di coinvolgimento selettivo di aree ad elevata richiesta energetica. Grazie a
particolari tecniche di acquisizione, è inoltre possibile ottenere immagini dipendenti dalla
diffusione molecolare, tali immagini sono di estrema utilità nella valutazione della fase acuta
del danno anossico-ischemico, permettendo un bilancio prognostico estremamente precoce.
L’avvento della risonanza magnetica (RM) ha profondamente modificato l’approccio
diagnostico neuroradiologico al danno cerebrale da insulto ipossico/ischemico neonatale.
15
Capitolo 2 Principi fisici e applicazioni di Risonanza Magnetica
I responsabili del segnale che sono alla base della formazione delle immagini RM sono i
protoni. I protoni sono dotati di spin intrinseco cioè ruotano intorno a se stessi e sono associati
ad un campo magnetico microscopico detto momento magnetico nucleare o dipolo magnetico.
Quasi tutti i sistemi RM attualmente utilizzano le proprietà magnetiche del nucleo di idrogeno
o protone perché è il più abbondante nel nostro organismo ed è quello che produce il segnale
più intenso. In assenza di un campo magnetico esterno, i momenti magnetici dei singoli
protoni o nuclei di idrogeno sono orientati casualmente nei tessuti. La loro somma detta
magnetizzazione risultante è nulla. invece in presenza di un campo magnetico esterno
stazionario (B0) questi protoni tendono ad orientarsi parallelamente alla direzione del campo
magnetico esterno B0. Si produce così una magnetizzazione risultante M, orientata
parallelamente a B0. Inoltre sempre per effetto di B0 il momento magnetico di ciascun
protone comincia a precedere attorno alla direzione di B0. I protoni possono assumere due
orientamenti, parallelo, corrispondente al livello energetico basso, ed opposto rispetto a B0,
corrispondente al livello energetico alto. In condizioni di equilibrio il numero di protoni nel
livello energetico basso, paralleli a B0, è lievemente superiore rispetto al numero di protoni
nel livello energetico alto, antiparalleli a B0. Questa maggioranza di protoni paralleli produce
una magnetizzazione risultante (M) che ha la stessa direzione e verso del campo magnetico
esterno Bo. Il verso e la direzione del campo magnetico esterno B0 e della magnetizzazione
risultante M vengono generalmente rappresentati in un sistema tridimensionale di assi
cartesiani dove z corrisponde all’ asse longitudinale, parallelo alla direzione di B0, mentre x e
y, tra loro perpendicolari, individuano il piano trasverso, perpendicolare alla direzione di Bo.
La frequenza con cui i protoni ruotano attorno alla direzione di B0 è detta frequenza di
precessione o di Larmor e dipende da due fattori: la costante giromagnetica, valore numerico
caratteristico di ciascuna specie nucleare, e la forza del campo magnetico principale B0. I
campi magnetici che vengono utilizzati, in genere da 0.15 fino a 1.5-2 T, producono
16
frequenze di precessione dei nuclei di idrogeno comprese tra 6.4 e 64 MHz. In condizioni di
equilibrio tutti, in presenza di un campo magnetico uniforme, tutti i nuclei hanno la stessa
frequenza, ma non la stessa fase di precessione. Applicando onde elettromagnetiche che
hanno una frequenza uguale a quella di precessione nucleare viene alterato lo stato di
equilibrio. Si verifica così il fenomeno della risonanza magnetica nucleare con passaggio di
energia dalla radiazione elettromagnetica al sistema di nuclei. L’applicazione della RF
equivale all’applicazione di un secondo campo magnetico perpendicolare a B0 detto B1. B1
ha un’intensità molto inferiore a B0 e ruota nel piano x,y perpendicolare a B0, ad una
frequenza uguale a quella della precessione nucleare. La stimolazione RF, in condizioni di
risonanza, provoca due fenomeni simultanei. In primo luogo i nuclei di idrogeno tendono a
precedere oltre che intorno al B0 anche intorno al B1 ed in fase con esso; di conseguenza tutti
i nuclei non solo hanno la stessa frequenza, ma anche la stessa fase di precessione, essi sono
tra loro sincronizzati. Poi alcuni protoni passano dal livello energetico basso al livello
energetico alto. Una volta cessato l’impulso RF di eccitazione il sistema torna all’equilibrio e
si verificano all’inverso gli stessi due fenomeni che erano stati provocati dall’impulso RF. I
nuclei in precessione si de sincronizzano e molti di essi tornano dal livello energetico alto a
quello basso. Il primo di questi due fenomeni provoca il decadimento della Magnetizzazione
trasversa e quindi anche del segnale RNM, esso è denominato Rilassamento Trasverso, T2 o
spin-spin. Il secondo evento produce il recupero della Magnetizzazione Longitudinale; esso è
denominato, Rilassamento Longitudinale, T1 o spin-lattice.
Rilassamento T1
T1 è una misura del tempo richiesto ai nuclei per ridistribuirsi nei due livelli energetici e
tornare alle condizioni di equilibrio iniziale. Il processo per avvenire implica cessione di
energia al microambiente circostante da parte dei nuclei che tornano al livello di energia più
basso, denominato lattice. Man mano che aumenta il numero dei nuclei che si orientano
parallelamente a B0 c’è il progressivo recupero della Magnetizzazione Longitudinale. Il
rilassamento longitudinale o T1 è un processo descritto da una funzione di tipo esponenziale.
T1 è il tempo necessario per recuperare il 63% della Magnetizzazione Longitudinale, dopo
2T1 il recupero è dell’86%, dopo 3T1 è del 95%, dopo 5T1 il recupero è quasi totale. Il
rilassamento T1 dipende dalla velocità con cui il microambiente circostante assorbe l’energia
ceduta ai nuclei.
17
Rilassamento T2
T2 è una misura del tempo impiegando dai protoni per de sincronizzarsi. Il rilassamento T2
dipende dagli scambi di energia reciproci fra i vari nuclei o spin. Alla progressiva de
sincronizzazione dei nuclei nel piano trasverso x,y fa riscontro il decadimento progressivo
della Magnetizzazione Trasversa che si azzera nel momento in cui i nuclei si trovano orientati
casualmente nel piano x,y. Anch’esso è descritto da una funzione di tipo esponenziale. T2 è il
tempo richiesto alla Magnetizzazione trasversa e al segnale RNM per decadere al 37% del
valore iniziale; dopo 2 T2 il decadimento è al 14%; dopo 3 T2 è al 5 %; dopo 5 T2 il
decadimento è pressoché totale. In realtà una piccola disomogeneità di B0 è presente e ciò
produce una de sincronizzazione dei nuclei in modo più veloce rispetto a quanto avverrebbe
in un campo magnetico perfettamente omogeneo. in queste condizioni il tempo di
decadimento del segnale è definito T2*. Dipende sia dalle interazioni reciproche tra i nuclei,
sia dalle disomogeneità di B0.
Per la formazione dell’immagine in Risonanza Magnetica c’è bisogno di un campo magnetico
potente, uniforme e stabile, per magnetizzare l’oggetto in esame. Sono richiesti gradienti
magnetici, di più debole intensità e rapidamente variabili nel tempo, orientati secondo i tre
assi dello spazio x, y e z; un sistema per la trasmissione/ricezione della radiofrequenza; ed un
sistema di elaborazione dati.
2.1 Sequenze di acquisizione
Debbono essere considerati dei parametri di acquisizione specifici legati prevalentemente al
fatto che il cervello di un neonato essendo pressoché completamente privo di mielina è molto
più ricco in acqua che non il cervello di un adulto o di un bimbo di 4-5 anni. In linea generale,
per ottenere nell’encefalo del neonato un buon contrasto fra sostanza bianca non mielinizzata
e sostanza grigia, occorre accentuare la dipendenza della sequenza sia dal tempo di
rilassamento T1 che dal tempo di rilassamento T2. Da un punto di vista tecnico per una
sequenza spin echo standard T2 dipendente il TR non dovrebbe essere inferiore a 3000 ms e il
TE a 100-120 ms. L’aumento del TR comporta un aumento del tempo di acquisizione, tuttavia
la recente introduzione nella routine clinica delle sequenze spin-echo rapide (Fast o Turbo SE)
ha consentito di ridurre nettamente il tempo di acquisizione mantenendo dei TR elevati ed un
eccellente rapporto segnale/rumore. Le sequenze veloci possono essere utilizzate anche nelle
acquisizioni con tecnica inversion recovery che consentono un eccellente contrasto T1 fra
sostanza bianca, sostanza grigia e liquor.
18
Nello studio della patologia cerebrovascolare del neonato, le sequenze spin-echo dipendenti
dalla densità protonica e le sequenze FLAIR si sono dimostrate di scarsa utilità ed appaiono
complessivamente meno informative delle sequenze convenzionali spin-echo T1 e T2
dipendenti ed inversion recovery T1 dipendenti. Nel sospetto di emorragia della matrice
germinale o d’infarto emorragico periventricolare, l’obiettivo delle sequenze RM è quello di
evidenziare le caratteristiche modificazioni di segnale legate alle proprietà paramagnetiche dei
derivati emoglobinici. In questo
senso, a causa della continua rifocalizzazione degli impulsi RF, le sequenze spin-echo veloci
T2 dipendenti risultano poco efficaci in quanto “appiattiscono” gli effetti paramagnetici
rispetto alle corrispondenti convenzionali spin-echo, specie con apparecchiature a campo
magnetico medio-basso (< 0,5 T). In questi casi è preferibile non utilizzare sequenze veloci,
ma ad eco di gradiente che utilizzano un sistema di rifocalizzazione misto (RF + gradienti) e
che hanno una buona sensibilità agli effetti paramagnetici.
2.1.1 Sequenza Spin Echo
La sequenza spin echo è una sequenza 2D che permette di
ottenere immagini nei tre piani dello spazio nelle diverse
ponderazioni T1, DP, T2. La sequenza è formata da un impulso
da 90° seguito da uno di 180° di rifocalizzazione degli spin.
Dopo un tempo TE viene registrato il segnale di ritorno. Il TR è
il tempo che intercorre tra un impulso di 90° e il successivo.
Dopo l’impulso RF di 90° i protoni in precessione libera nel
piano trasverso x,y cominciano a perdere la coerenza di fase per
il fatto che alcuni precedono più velocemente di altri. Questa
progressiva desincronizzazione, come si è accennato in precedenza, è dovuta in parte alle
interazioni reciproche tra i protoni, ed in parte alle disomogeneità del campo magnetico
principale (B0) applicato. Dopo un certo intervallo di tempo TI viene applicato il secondo
impulso RF di 180° che ruota i protoni di 180° nel piano trasverso x,y. Così viene invertito il
senso di rotazione dei nuclei di idrogeno nel piano trasverso. Dopo un tempo pari a 2TI o TE,
tutti i nuclei si trovano di nuovo in fase ed emettono un segnale detto eco. L’ ampiezza del
segnale prodotto dall’impulso di sincronizzazione di 180° dipende dalla quantità di
rilassamento trasversale o T2 o spin spin che si è verificato nell’intervallo di tempo compreso
tra il primo impulso di 90° e il picco dell’eco. I diversi tessuti hanno diverse velocità di
rilassamento T2, perciò i rispettivi echi differiscono per intensità. Mantenendo costanti gli
Figura 6 Immagine Spin Echo
19
altri parametri, i tessuti con lunghi tempi di Rilassamento T2 sono caratterizzati da scarsa de
sincronizzazione dei nuclei, producono echi intensi e sono rappresentati nell’immagine con
tonalità chiare. Invece i tessuti con tempi di rilassamento T2 brevi de sincronizzano i loro
nuclei in misura maggiore, producono echi di debole intensità e vengono rappresentati
nell’immagine con tonalità scure. Incrementando l’intervallo tra due impulsi TI si ottiene, a
parità degli altri parametri, un’ accentuazione del contrasto tra tessuti con diversi tempi di
Rilassamento T2, cioè una maggiore T2 dipendenza dell’immagine. Ciò si verifica perché
incrementando TE aumenta il tempo a disposizione perché si possano manifestare le
differenze tra i Tempi di Rilassamento T2 dei vari tessuti. L’effetto negativo che deriva dall’
incremento del TE è che a causa del rilassamento T2 si ha un maggiore decadimento del
segnale, cosicché vengono prodotti echi di debole intensità. Di conseguenza il rapporto
segnale rumore diminuisce e l’immagine appare più granulosa. La diminuzione del TE,
produce da un lato echi più intensi, dall’altro una minore T2 dipendenza del contrasto.
Diminuendo la T2 dipendenza aumenta la T1 dipendenza e viceversa. L’intervallo di tempo
tra le coppie di impulsi TR regola la T1 dipendenza delle immagini SE. Quando TR è
maggiore dei T1 tessutali l’intensità degli echi non dipende da T1 in quanto tutti i nuclei
riescono a completare il rilassamento longitudinale prima dell’arrivo di ogni successiva
coppia di impulsi. Se il TE è breve, il contrasto dell’immagine dipende solo dalla densità
protonica; se il TE è lungo, il contrasto dipende da T2. Inoltre quando il TR diventa più breve
dei T1 tessutali l’immagine diventa sempre più T1-dipendente, in quanto i tessuti con T1
lunghi non riescono a recuperare completamente la magnetizzazione longitudinale e
producono un segnale più debole di quello emesso dai tessuti con T1 brevi. I nuclei con T1
lunghi sono detti saturati e la sequenza spin echo quando usa TR brevi è detta Saturazione
Parziale. Quindi il contrasto dipende da T1 nelle immagini prodotte con TR e TE brevi;
dipende da T2 nelle immagini caratterizzate da TR e TE lunghi; dipende dalla densità
protonica nelle immagini prodotte con TR lunghi e TE brevi. Queste ultime immagini dette
anche bilanciate sono quelle con il più alto rapporto segnale/rumore; esse sono caratterizzate
da un ottimo dettaglio anatomico. È possibile eseguirle con la saturazione del segnale del
grasso (fat sat, spir, ecc.). I vantaggi sono assenza di artefatti da blurring; per le ponderazioni
T1 non comportano un aumento eccessivo del tempo di scansione rispetto alle TSE; rispetto
alle TSE il grasso non ha tendenza ad apparire troppo iperintenso nelle pesature T2; è l’unica
sequenza che permette di acquistare una vera pesatura in DP; nella pesatura T1 artefatti da
pulsazione meno evidenti rispetto alle TSE; poco suscettibile alla disomogeneità di campo e
suscettibilità magnetica. Gli svantaggi sono che non consentono di lavorare con matrici
20
elevate in tempi limitati e per le ponderazioni T2 i tempi di scansione sono decisamente
superiori a quelli delle TSE.
2.1.2 Sequenza Fast Spin Echo
La sequenza fast spin echo è una sequenza spin echo in cui ad ogni impulso RF di 90°,
seguono più impulsi di 180°, ciascuno a sua volta seguito da un eco. Ciascun eco viene
utilizzato per codificare una linea dell’immagine. Quindi mentre la sequenza spin echo
codifica una riga per ogni intervallo TR, nella FSE, in un singolo intervallo TR, si codificano
più linee, con conseguente significativa riduzione del tempo di acquisizione. Inoltre, mentre
nella sequenza SE classica tutte le linee di un’immagine vengono acquisite allo stesso valore
di TE, nella sequenza FSE le linee che costituiscono un’immagine sono acquisite in
corrispondenza di tutti gli echi disponibili e quindi sono caratterizzate da diversi valori di TE.
Il contrasto di un’immagine formata in questo modo, che contiene dati acquisiti con diversi
valori di TE, è determinato in gran parte dal valore di TE a cui vengono acquisiti i dati relativi
alle basse frequenze spaziali. Questo parametro viene denominato TE effettivo ed è sotto il
controllo dell’operatore. L’operatore inoltre può determinare il contrasto dell’immagine
ottenuta con una sequenza FSE modificando l’intervallo di tempo tra i vari echi, oppure il
numero di echi acquisiti durante ciascun intervallo di tempo TR, oppure la durata di TR.
Anche la sequenza FSE, come la SE, consente di acquisire contemporaneamente due
immagini, una caratterizzata da breve TE e lungo TR, l’altra caratterizzata da lungo TE e
lungo TR. Anche in questo caso, contrariamente a quanto avviene nella sequenza SE classica,
ciascuna delle due immagini viene formata a partire da linee acquisite con diversi valori di
TE. Il contrasto tessutale che caratterizza le immagini FSE è del tutto sovrapponibile a quello
delle immagini SE convenzionali, l’unica eccezione è rappresentata dal tessuto adiposo che
mantiene intensità di segnale molto elevata anche per valori lunghi di TE. Anche la FSE è una
sequenza 2D o 3D, che permette di avere immagini nei tre piani dello spazio nelle diverse
ponderazioni T1, T2 e DP. È possibile eseguirle con la saturazione del segnale del grasso. La
necessità di disporre sequenze Spin Eco rapide deriva dal fatto che la maggior parte delle
lesioni sia in campo neuro che body è di tipo diamagnetico; come sappiamo le sequenze ad
eco di gradiente sono meno sensibili delle Spin Eco nei confronti delle lesioni diamagnetiche,
rilevabili solo in base al diverso contenuto di acqua ed ai diversi valori dei tempi di
rilassamento T1 e T2. Il vantaggio principale delle sequenza FSE è costituito da brevi tempi
di acquisizione che permettono di ridurre gli artefatti da movimento, una maggiore
accettabilità dell’esame da parte dei pazienti, acquisizioni delle immagini ad elevata
21
risoluzione spaziale. Nei confronti di altre sequenze rapide ad eco di gradiente la sequenza
FSE ha il grosso vantaggio di consentire una acquisizione rapida mantenendo il contrasto
delle immagini ottenute sovrapponibile a quello della sequenza SE convenzionale. Inoltre si
evitano gli artefatti dovuti alla suscettibilità magnetica, tipici delle immagini ad eco di
gradiente. Le sequenze SE e FSE sono sovrapponibili nell’identificazione di lesioni di
dimensioni medio grandi; viceversa la sequenza SE ha maggiore sensibilità della FSE
nell’identificazione delle lesioni più piccole. Tale differenza è piccola e non è significativa
clinicamente. Quindi la sequenza FSE può sostituire la SE nell’acquisizione di immagini
caratterizzate da lungo TR sia dell’encefalo che del resto del corpo.
2.1.3 Sequenza Inversion Recovery
La sequenza inversion recovery utilizza una coppia di impulsi RF. Il primo impulso di 180°
ruota la Magnetizzazione Longitudinale di 180° lungo l’asse z orientandola antiparallelamente
alla direzione di B0. Durante la successiva fase di Rilassamento T1 la Magnetizzazione
Longitudinale tende a tornare alle condizioni di equilibrio iniziale, dapprima riducendo fino a
0 la componente invertita dall’impulso RF di 180°, e successivamente incrementando la
componente parallela a B0. La velocità di questo rilassamento dipende da T1. Durante questo
processo non viene generato alcun segnale, finché non viene applicato il secondo impulso RF
di 90°. Quest’ultimo ruota la magnetizzazione Longitudinale presente in quell’istante lungo
l’asse z nel piano trasverso x,y con conseguente produzione di un segnale RNM. L’ampiezza
di questo segnale dipende dalla grandezza della Magnetizzazione Longitudinale nel momento
in cui è stata ruotata nel piano trasverso. Poiché i tessuti rilassano con velocità diverse,
diverse saranno le magnetizzazioni longitudinali tessutali al momento dell’impulso di 90°. La
sequenza inversion recovery produce immagini basate sulle differenze relative dei T1
tessutali. Le immagini il cui contrasto dipende principalmente da T1 sono dette T1-pesate. L’
intervallo di tempo tra l’impulso di 180° e quello successivo di 90° è detto TI. L’ intervallo tra
una coppia di impulsi e la successiva è detto Tempo di Ripetizione.per valori di T1 molto
piccoli, vicino allo zero, e valori di TR molto più grandi dei T1 tessutali, 5-10 sec, il contrasto
dell’immagine dipende solo dalla densità protonica. Se TI è molto più breve dei T1 tessutali,
il segnale ha valori negativi perché la Magnetizzazione Longitudinale, all’arrivo dell’impulso
di lettura di 90°, è ancora invertita. Per la formazione dell’immagine, tuttavia, viene utilizzata
l’intensità del segnale indipendentemente dal segno, cioè dalla fase. Pertanto segnali negativi
e positivi della stessa intensità non sono distinguibili e vengono rappresentati con la stessa
tonalità di grigio. Al crescere del TI l’intensità del segnale dapprima diminuisce fino allo
22
zero, parallelamente al decrescere della Magnetizzazione Longitudinale negativa,
successivamente il segnale cresce nuovamente come conseguenza del recupero della
Magnetizzazione Longitudinale positiva. Per ogni tessuto quindi esiste un certo valore di TI
col quale è possibile annullare il segnale da esso proveniente. I vantaggi sono dati dall’alto
contrasto T1 e dalla possibilità, con determinati valori di TI, di annullare il segnale di tessuti
specifici. Gli svantaggi sono dati dai lunghi tempi di acquisizione e dal SNR ridotto. Sono
utilizzate principalmente nello studio dell’encefalo per differenziare la sostanza bianca e la
sostanza grigia nei casi di anomalie della migrazione o pazienti epilettici.
La sequenza STIR da short TI inversion recovery è una sequenza inversion recovery con TI
piuttosto brevi. Questa sequenza ha inoltre la peculiarità di rendere aggiuntivo il contrasto T1
e T2 ed è molto sensibile nell’identificare l’edema. Ha un contrasto T2 con segnale del grasso
nullo o quasi. La scelta del TE va ad influenzare le caratteristiche T2 dell’immagine: con TE
corti (20 ms)l’immagine è relativamente piatta con una buona visualizzazione delle lesioni
parenchimali, con TE lunghi (70-80 ms) l’immagine è molto contrastata. In genere viene
utilizzato un TE intermedio (50 ms) in modo da avere il miglior compromesso di contrasto
tra lesione- osso e lesione- parenchima. I vantaggi sono rappresentati dall’omogeneità
dell’annullamento del segnale del grasso ( non dipendente da disomogeneità di campo o
presenza di metalli), molto efficiente anche con FOV elevati, e dall’alta sensibilità alle lesioni
parenchimali. Gli svantaggi sono che non consente l’utilizzo di matrici elevatissime, non
eseguibile in apnea, soggetta a molti artefatti da flusso o respirazione, essendo una T1
invertita non può essere ripetuta dopo somministrazione di mezzo di contrasto poiché i tessuti
che sono iper T2 stir e che subiscono un enhancement dopo mdc, in una eventuale T1 invertita
eseguita dopo mdc diventerebbero ipointensi.
La FLAIR, ovvero fluid attenuation inversion recovery, è
una variante della sequenza IR. In questa sequenza IR il TI
è regolato in modo da cogliere la curva di rilassamento T1
del liquor nel momento in cui attraversa lo zero. Di
conseguenza il liquor non emette alcun segnale, mentre le
altre strutture, con curve di rilassamento T1 più veloci,
sono caratterizzate da intensità di segnale con contrasto T2
pesato. Quindi è una sequenza ponderata in T2, con
soppressione del segnale dei liquidi puri come acqua e
liquido cefalo rachidiano. Questa sequenza rende più facile
il riconoscimento della sostanza grigia corticale o della sostanza bianca periverticale. Come
Figura 7 Immagine FLAIR
23
svantaggi abbiamo gli artefatti da flusso, lunghi tempi di acquisizione e bassa risoluzione
spaziale.
2.1.4 Sequenza Gradient Echo
La sequenza gradient echo è una sequenza di eccitazione
che permette di ottenere tempi di ripetizione TR molto
brevi, e quindi acquisire immagini in poco tempo. La
tecnica ad echo di gradiente usa impulsi RF di eccitazione
più piccoli di 90° e, per la rifocalizzazione dei nuclei
risonanti, si avvale dei gradienti, abolendo l’impulso RF di
180°. L’impulso RF di eccitazione, inferiore a 90°,
converte in magnetizzazione trasversa solo una parte della
magnetizzazione longitudinale che non viene così azzerata.
Di conseguenza il rilassamento si abbrevia, con riduzione
significativa di TR. I gradienti, quello di selezione della
sezione tomografica e quello di lettura, vengono applicati
due volte, con polarità opposte, così da produrre l’effetto di rifocalizzazione sui nuclei. Il
contrasto dipende dalla densità dei nuclei risonanti (densità protonica), tempo di recupero
della magnetizzazione longitudinale (rilassamento T1), tempo di decadimento della
magnetizzazione trasversa e del segnale RM (rilassamento T2*), tempo di ripetizione della
sequenza di impulsi RF (TR); tempo di eco (TE) ed angolo di rotazione della magnetizzazione
longitudinale prodotto dall’impulso RF di eccitazione (Flip Angle). Per valori di TR > T2*,
TR e TE regolano il contrasto delle immagini. L’angolo di rotazione della magnetizzazione
Flip Angle determina, mantenendo costanti gli altri parametri, la pesatura T1 dell’immagine;
diminuendo l’angolo diminuisce la pesatura in T1 e viceversa. Le immagini T1-pesate si
ottengono con TR brevi (200-400 msec); TE brevi (12-15 msec) e Flip Angles ampi (45°-
90°). Le immagini T2*-pesate possono essere ottenute mantenendo brevi i valori di TR (200-
400 msec), con l’impiego di TE più lunghi (30-60 msec) e di Flip Angles molto piccoli (5°-
20°). Nelle sequenze ad eco di gradiente poiché non è presente l’impulso RF rifocalizzatore di
180°, non si ottiene la compensazione degli effetti de sincronizzanti dovuti alle disomogeneità
del campo magnetico. Inoltre le immagini ad eco di gradiente risentono di più di quelle spin
eco delle disomogeneità del campo magnetico principale B0, e sono più sensibili agli artefatti
da suscettibilità magnetica, che si verificano, per esempio in prossimità di calcificazioni,
emosiderina, superfici ossee e cavità aeree. Nelle immagini gradient eco le strutture vascolari
Figura 8 Immagine ad Eco di Gradiente.
24
appaiono sempre caratterizzate da elevata intensità di segnale, indipendentemente dalla
velocità del sangue che le percorre. Con valori di TR molto brevi, dell’ordine di grandezza o
inferiori a T2* (20-50 msec. ), la magnetizzazione trasversa non ha il tempo di decadere
completamente durante l’intervallo TR, tra due successivi impulsi RF di eccitazione. La
grandezza di questa magnetizzazione trasversa residua è funzione sia di TR che di T2*. Ogni
successivo impulso RF di eccitazione converte questa magnetizzazione trasversa residua in
magnetizzazione longitudinale, che a sua volta verrà riconvertita in magnetizzazione trasversa
dal successivo impulso. Questa situazione in cui coesistono contemporaneamente entrambe le
magnetizzazioni è detta Steady State, ed è caratterizzata dall’emissione di due diversi tipi di
segnali: un FID (Free Induction Decay), che segue immediatamente l’impulso RF; ed un eco
che raggiunge l’intensità massima durante l’impulso RF. Le sequenze GRASS utilizzano il
FID ed annullano l’eco; le GE-FAST, utilizzano l’eco anziché il FID, ottenendo immagini T2-
pesate, in cui la pesatura dipende da TR e non dal TE. Con valori di TR < = T2* le immagini
ottenute sono sempre pesate in T2*, nonostante i brevi valori di TR (20-50 msec.) e di TE
(12-15 msec) impiegati. Con queste sequenza GRASS è possibile ottenere immagini pesate in
T2* o densità protonica, mentre non è possibile ottenere immagini realmente pesate in T1.
L’effetto Steady State è funzione del Flip Angle ed incrememte all’incrementare di
quest’ultimo. Il rapporto segnale rumore non dipende dal tempo TR; perciò si possono
utilizzare TR brevissimi, che consentono di ridurre notevolmente il tempo di acquisizione
senza influenzare il rapporto segnale rumore.
Le Gradient Eco si dividono in generale in 2 grandi famiglie: le Unspoiled Gradient Eco e le
Spoiled Gradient Eco. Le Unspoiled Gradient Eco sono chiamate dalle varie case costruttrici:
FFE, GRE, GE, FE. Hanno migliori risultati per le pesature T2*. In queste sequenze quando
viene ripetuto l’impulso di eccitazione dopo un determinato TR, è possibile che vi sia ancora
una magnetizzazione trasversale residua, alla quale quindi si va ad aggiungere la
magnetizzazione longitudinale appena ribaltata. Quindi il recupero della magnetizzazione
longitudinale sarà dipendente sia da quella trasversale appena creata che da quella che
rimaneva in precedenza. Le Spoiled Gradient Eco sono chiamate dalle varie case costruttrici:
T1-FFE, FLASH, SPGR, RSSG. Hanno migliori risultati nelle pesature T1. In queste
sequenze viene applicato un impulso che distrugge la magnetizzazione trasversale residua.
Molto utilizzate sono le sequenze rapide ad eco di gradiente che utilizzano TR di 48 msec. E
TE 2-5 msec. Tale tecnica di acquisizione è detta Turbo Flash. Le immagini ottenute con
questo tipo di sequenza sono pesate principalmente in densità protonica. Modificando la
sequenza è possibile ottenere immagini dotate di elevato contrasto sia T1 sia T2 dipendente.
25
Ciò avviene facendo precedere all’acquisizione dell’immagine uno o più impulsi RF
preparatori; la sequenza turbo flash modificata è pertanto costituita da due parti separate: un
modulo preparatore, che regola il contrasto; seguito dalla solita sequenza di impulsi RF
necessaria per acquisire tutte le linee o proiezioni di cui è costituita l’immagine. Nella
sequenza turbo flash si usano in genere angoli di rotazione della magnetizzazione
longitudinale (Flip Angle) molto piccoli, dell’ordine di 8°- 16°. Il modulo preparatore più
utilizzato è un impulso RF di 180° di inversione, che consente di ottenere immagini molto T1
pesate. Utilizzando moduli diversi è possibile ottenere immagini T2-pesate, oppure
sopprimere il segnale del tessuto adiposo,o il segnale intravascolare.
2.2 Applicazioni cliniche della RMN
La rmn permette di visualizzare tutte le strutture dell’encefalo con un ottimo dettaglio
anatomico e in un numero illimitato di piani dello spazio. Per un esame di risonanza
magnetica di buona qualità è necessaria la massima collaborazione da parte del paziente, che
deve rimanere fermo per tutta la durata dell’esame; per questo motivo spesso è necessaria la
sedazione dei pazienti pediatrici. Nei primissimi mesi di vita è sufficiente che il paziente
somministri del cloralio al bambino pochi minuti prima dell’esame. In campo neuropediatrico
la RMN è utile nel definire il danno cerebrale nella patologia anossico-ischemica dei neonati,
sia a termine sia pretermine. Nelle patologie mal formative sia sindromiche sia non, la RM
permette di individuare le strutture encefaliche coinvolte, e di definire, eventualmente la
Sindrome in questione. Anche i bambini che hanno subito degli insulti durante la gravidanza,
che possono aver interessato il SNC, andrebbero sottoposti ad un esame di RM per definire il
danno cerebrale e dare delle indicazioni prognostiche. I bambini con epilessia farmaco
resistente, che potrebbe essere dovuta a una lesione cerebrale, devono essere sottoposti a studi
RM molto dettagliati, con sezioni molto sottili, dopo un accurato studio elettroencefalografico
che dia una indicazione sulla possibile sede della lesione epilettogena. Nei bambini con
facomatosi è sempre necessario eseguire degli esami di RM, sia per precisare il grado di
coinvolgimento del SNC, sia per evidenziarne eventuali modificazioni in accordo con la
clinica. Inoltre la RM permette di studiare in modo molto preciso il nervo ottico e le vie
ottiche nei casi di NF1. La RM è di fondamentale importanza nei pazienti in cui si sospetta, o
è accertata, una patologia infettiva o neoplastica del SNC, per chiarire la natura e l’estensione
delle lesioni. Con la MRI è possibile, nella maggior parte dei casi fare diagnosi differenziale
fra ascessi cerebrali e neoplasie con aspetto necrotico-cistico; qualora dovessero sussistere dei
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dubbi si può ricorrere alla MRS o alle tecniche di perfusione, prima di richiedere lo studio
scintigrafico con leucociti marcati.
Figura 10 Idrocefalo acuto RM--FLAIRFigura 9 Astrocitoma pilocitico del cervelletto. RM sagittale T1 con mdc
27
Capitolo 3 Aspetti Preliminari e tecnica di studio RM dell’encefalo
3.1 Sedazione, precauzioni e sicurezza
La corretta esecuzione di un esame RM ad un neonato richiede stretta collaborazione e grande
affiatamento tra neuroradiologo, tecnico di radiologia, infermiere e neonatologo. E’
indispensabile che ogni soggetto sottoposto a RM mantenga una perfetta immobilità durante
l’intera durata dell’esame. Lo studio dell’encefalo neonatale può durare 15-20 minuti o più, a
seconda del tipo di apparecchio impiegato e dei quadri riscontrati. Per ottenere l’immobilità è
spesso possibile evitare la sedazione farmacologica eseguendo l’ esame durante il sonno
spontaneo, più probabile dopo il pasto ed un periodo di veglia forzata. Qualora si renda
necessaria la sedazione viene generalmente usato cloralio-idrato ad una dose di 25-50 mg/Kg,
somministrato oralmente, attraverso sondino nasogastrico o per via rettale. Il rumore
dell’apparecchio può disturbare il sonno, soprattutto quando il neonato percepisce un forte ed
improvviso rumore all’inizio delle varie sequenze; in genere è meglio tollerato il regolare e
cadenzato rumore durante le sequenze. Un artificio per evitare bruschi sussulti può essere
quello di generare una breve sequenza “spuria” prima della vera e propria sequenza
diagnostica. L’eccessivo rumore, in particolare quello caratteristico di alcune sequenze
“veloci” come quelle utilizzate per la valutazione della “diffusione”, potrebbe comunque non
solo disturbare ma anche danneggiare l’apparato uditivo ancora in evoluzione. Considerando
che a volte il rumore può superare anche i 100 dB, è indispensabile una protezione dal trauma
acustico, utilizzando cotone o altro materiale modellabile da inserire nei condotti uditivi
esterni. Il neonato può muoversi durante il sonno. Pertanto e’ conveniente contenere il capo
ed il corpo con cuscinetti o strutture morbide; un’adeguata fasciatura limita eventuali
movimenti e garantisce anche l’omeostasi termica. Tutto il personale, non solo della
radiologia ma anche della neonatologia, deve essere a conoscenza dei potenziali pericoli
dell’elevato campo magnetico e rimuovere ogni oggetto metallico dal neonato e dai suoi
indumenti. Un neonatologo di esperienza deve essere presente durante l’esame, per verificare
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le condizioni di sicurezza e vigilare sul piccolo paziente, monitorando frequenza cardiaca,
ritmo respiratorio, saturazione di ossigeno, temperatura e pressione arteriosa. Attualmente
sono disponibili incubatrici compatibili con le apparecchiature RM che rendono più agevoli e
sicuri gli esami, in particolare nei prematuri e neonati affetti da encefalopatia neonatale. Un
corretto esame RM dell’encefalo neonatale prevede una tecnica di acquisizione dedicata, in
altri termini la scelta delle sequenze di acquisizione, delle bobine e del magnete/gradienti
deve considerare le specifiche caratteristiche del SNC neonatale.
3.2 Approccio con il paziente
L’approccio sarà dipendente dall’età del paziente e si può suddividere in tre casi distinti:
1) Neonato e nato pretermine: tecnica del sonno post-prandiale. Il bambino e genitori
vengono fatti accomodare in una stanza silenziosa e confortevole, il bambino deve
essere portato alla nostra attenzione digiuno. Dopo la poppata il bambino si
addormenterà e sovente si riesce ad eseguire l’esame durante questo sonno fisiologico
post-prandiale. Sembra utile l’impiego di una copertura avvolgente il neonato anche a
livello del capo e l’impiego di protezioni auricolari. Non è indispensabile posizionare
il paziente supino poiché possiamo orientare variamente i piani di acquisizione.
2) Bambino di alcuni mesi fino a qualche anno di vita: sedazione o anestesia generale. In
questo caso bisogna addormentare il bambino tramite anestesia.
3) Bambino di oltre qualche anno di vita: si riesce ad ottenere la collaborazione del
bambino. In questo caso l’esame sarà eseguito in condizioni di veglia con la
collaborazione del bambino e di uno dei genitori che accompagnerà il bambino nella
stanza di esame o addirittura si sdraierà vicino al bambino in modo da meglio
tranquillizzarlo. È comunque importante monitorizzare le funzioni vitali del neonato la
cui visibilità all’interno del magnete è molto limitata. Nei neonati clinicamente più
stabili è, forse, sufficiente l’impiego del solo saturimetro mentre in altri casi giova
aggiungere un cardiofrequenzimetro.
3.3 Posizionamento e centraggio
Il paziente viene disteso supino sul lettino del tomografo ed il centraggio è predisposto in
modo automatico, posizionando il naso del paziente a livello della linea luminosa trasversale
che si accende all’imbocco del gantry; si fa scorrere poi il lettino fino alla esatta posizione
della testa al centro del magnete.
29
3.4 Magnete e bobine
Viene preferito un magnete ad alto campo (1,5 T) con gradienti particolarmente potenti e
rapidi per la maggiore velocità di esecuzione dell’esame, per la capacità di ottenere tagli
sottili, con campi di vista piccoli, migliore rapporto segnale/rumore, e contrasto dei tessuti, il
che permette una migliore differenziazione della sostanza grigia da quella bianca. L’alto
rapporto segnale/ rumore consente un uso maggiormente flessibile dei parametri come lo
spessore della sezione ed il campo di vista, fondamentali nello studio di piccoli volumi.
Inoltre permette l’utilizzo al meglio di sequenze di acquisizione o tecniche di particolare
importanza nella patologia anossico-ischemica come la diffusione e la spettroscopia.
Il piccolo volume dell’encefalo neonatale è più facilmente valutabile con bobine dedicate con
un diametro trasverso utile di 18-20 cm. Per la loro geometria simile a quella della bobina
dell’encefalo, ma di dimensioni ridotte, possono essere in genere utilizzate le cosiddette
bobine per lo studio delle estremità (ginocchio-caviglia).
3.5 Accorgimenti tecnici e piani di studio
La procedura inizia con una sequenza preliminare (survey) brevissima di 1 o 3 immagini in
T1 secondo il piano assiale o sagittale; su una di queste immagini viene quindi programmata
la sequenza stabilendo lo spessore, il numero di strati, il loro intervallo, l’angolo di
inclinazione del piano tomografico e le dimensioni del FOV. L’esame viene condotto sui
piani sagittale assiale e coronale.
La sezione sagittale eseguita in T1 è fondamentale per la valutazione anatomica delle strutture
della linea mediana: corpo calloso, terzo ventricolo, ipotalamo, sella e regione ottico
chiasmatica, pineale, acquedotto, IV ventricolo, verme cerebellare.
La sezione assiale è acquisita con tempi di TR lunghi che consentono una doppia acquisizione
in T2, una in tempo di echo precoce, corrispondente ad immagini in DP, e una in tempo di
echo tardivo, corrispondente ad immagini più marcatamente pesate in T2. L’immagine DP
permette la discriminazione più dettagliata dei tessuti. L’immagine T2 è utile per definire la
natura delle lesioni
La sezione coronale è importante per lo studio di patologie della linea mediana, delle fosse
temporali, della sella, dei canali acustici interni e per la definizione della natura intra o
extracerebrale delle lesioni della convessità.
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Figura 11 Piani di studio - Sezione sagittale
Figura 12 Piani di Studio - Sezione assiale
Figura 13 Piani di Studio - Sezione coronale
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3.6 Protocolli
I protocolli si basano su sequenze Spin Echo(SE), Turbo Spin Echo (TSE), Inversion
Recovery (IR), Gradient Echo (GE), Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR), con
pesature T1, T2 e Densità Protonica (DP). Si eseguono scansioni assiali, coronali e sagittali.
In particolare la scansione T1 sagittale è suggerita nella routine poiché molte anomalie della
linea mediana vengono meglio identificate in questo taglio. Alcune anomalie possono essere
difficili da evidenziare nelle T2 standard, pesate per lo studio dell’encefalo dell’adulto, poiché
l’elevato contenuto di acqua del cervello del pretermine può mascherare l’edema e le lesioni
cavitarie. Questo è uno dei motivi per cui sia T1 che T2 devono essere fortemente pesate. Nel
paziente pediatrico possiamo distinguere un differente studio a seconda che si tratti di un
neonato nei primi giorni di vita (o pretermine), dopo il primo mese di vita e fino all’anno.
Questa divisione dipende sia dal diverso approccio anestesiologico che da un differente
processo di mielinizzazione che inizia nella vita intrauterina e termina entro il secondo anno
di vita. Inoltre ci sono protocolli ultraveloci (Single Shot) da usare solo se il bambino si
muove in quanto le immagini verranno comunque ferme e protocolli silenziati se il sonno del
bambino è molto leggero.
Protocolli per il pretermine e il neonato di pochi giorni di vita:
1) SE: T2 TR 3326, TE 50/150, NSA 1, tempo di acquisizione 7’09”
2) TSE: T2 TR 5853, TE 150, NSA 4, tempo di acquisizione 3’48”
3) FLAIR: IR TR 11000, TE 140, NSA 2, tempo di acquisizione 4’46”
4) T1 IR: IR TR 3500, TE 15, NSA 2, tempo di acquisizione 4’54”
Protocolli per il neonato fino al bambino di qualche mese:
1) SE: T2 TR 3319, TE 35/150, NSA 1, tempo di acquisizione 7’08”
2) TSE: T2 TR 5893, TE 150, NSA 6, tempo di acquisizione 5’05”
3) FLAIR: IR TR 11000, TE 150, NSA 2, tempo di acquisizione 3’40”
4) T1 IR: IR TR 3500, TE 15, NSA 2, tempo di acquisizione 4’54”
Protocolli per il bambino che abbia almeno un anno di vita:
1) SE: T2 TR 2488, TE 30/100, NSA 1, tempo di acquisizione 6’48”
2) TSE: T2 TR 4966, TE 120, NSA 3, tempo di acquisizione 2’18”
3) FLAIR: IR TR 11000, TE 150, NSA 2, tempo di acquisizione 3’40”
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Protocolli ultraveloci:
1) TSE: T2 TR 8524, TE 100, NSA 1, tempo di acquisizione 0’17”
2) TGE: T1 TR 14, TE 3.2, FLIP 3.2, NSA 1, tempo di acquisizione 0’40”
Protocolli silenziati, con cui la macchina emette vibrazioni di bassa frequenza e poco
fastidiose:
1) TSE: T2 TR 5066, TE 120, NSA 2, tempo di acquisizione 2’30”
2) SE: T1 TR 450, TE 120, NSA 2, tempo di acquisizione 4’57”
33
Capitolo 4 Studio di Diffusione e di Perfusione
4.1 Studio di Diffusione
La diffusione studia il movimento dell’acqua nell’organismo. Questa
segue il movimento casuale di microscopici spostamenti di molecole
causato dalla dissipazione dell’energia termica in energia cinetica
secondo il moto Browniano. Le caratteristiche del tessuto possono
però limitarne lo spostamento. Fisicamente è quindi ciò che si ottiene
dal movimento di traslazione termica delle molecole. Ciò che
chiamiamo temperatura infatti non è altro che il risultato di tutti i
movimenti delle molecole di una sostanza. Le distanze in questione
sono in genere microscopiche, e sono dello stesso ordine di grandezza delle dimensioni
cellulari, per cui la misura della diffusione protonica può consentire di valutare l'integrità e la
funzionalità cellulare. Questi spostamenti o trasferimenti di molecole, possono essere visti con
lo studio di diffusione in risonanza magnetica ottenendo un contrasto tissutale unico, diverso
dai ben noti contrasti T1 e T2 ricavando informazioni sullo scambio di molecole d’acqua tra
lo spazio intra ed extracellulare ed arrivando dunque a capire le condizioni di normalità o
patologia del caso in esame.
Per una corretta valutazione delle immagini di diffusione, si deve tener presente che l’analisi
del movimento libero dell’acqua negli interstizi è indipendente dalla direzione nello spazio e
costituisce la base per le immagini in diffusione definite "isotropiche".
Nei tessuti biologici organizzati la direzione della diffusione è "obbligata" dalla presenza di
strutture cellulari ed extracellulari. Nella sostanza bianca cerebrale, la membrana cellulare e la
guaina mielinica che circondano l’assone comportano un importante barriera al movimento
delle molecole dell’acqua agendo come "guide" in cui questa diffonde. In questo caso si parla
Figura 14 DWI, infarto, malattia di Moyamoyo
34
di diffusione anisotropica. Nelle immagini in diffusione la sostanza bianca è bianca proprio
per l’effetto anisotropico (minor diffusione) e perché il gradiente di diffusione è applicato non
nella direzione dell’assone ma perpendicolare a questo. Nell’immagine isotropica l’effetto
anisotropico è minimizzato. Quindi in un liquido puro la diffusione avviene in modo casuale
in ogni direzione, e viene definita isotropica; nei tessuti, ed in particolare nel tessuto nervoso
prevale la diffusione anisotropica, lungo il decorso delle fibre nervose. L’anisotropia è
maggiore nella sostanza bianca rispetto alla sostanza grigia, in relazione all’ organizzazione
delle fibre nervose in fasci o tratti meglio definiti. Il fenomeno della diffusione può essere
valutato attraverso tre tipi di elaborazione e rappresentazione delle immagini:
1) immagini ottenute dopo l’eliminazione dell’ effetto dell’ anisotropia – cosiddette
immagini isotrope o “pesate” in diffusione – valutabili soltanto qualitativamente e
soggettivamente;
2) elaborazione di mappe del coefficiente apparente di diffusione (apparent diffusion
coefficient - ADC), ottenute dopo l’ eliminazione dell’ effetto del T2, valutabili
oggettivamente e quantitativamente attraverso l’analisi di regioni di interesse;
3) ricostruzione del cosiddetto “tensore di diffusione”, calcolato su 6 diversi assi di
orientamento, utile per valutazioni quantitative che possono rappresentare
collegamenti corticali o alterazioni microstrutturali.
La diffusione e l’anisotropia variano durante lo sviluppo dell’encefalo in relazione alla
progressione della mielinizzazione. Gli stessi parametri si modificano in modo caratteristico
in caso di lesioni di varia natura e rendono utile la DWI nella diagnostica dell’encefalopatia
perinatale ed in particolare della sindrome ipossico-ischemica. Inoltre questa metodica
permette di evidenziare la presenza dell’edema citotossico che si sviluppa in aree
dell’encefalo a seguito di insulto ischemico, diffuso o localizzato. La DWI si basa sulla
capacità di diffusione dell’acqua a livello molecolare, che è ridotta e compromessa dall’edema
citotossico, evento tipico delle fasi precoci del danno ipossico-ischemico. Sembrerebbe che, a
causa di una insufficienza energetica cellulare che comporta l’apertura dei canali elettro-
ionici, le cellule cerebrali presentino un maggior contenuto d’acqua (acqua intracellulare).
Questo intrappolamento di acqua intracellulare riduce il coefficiente di diffusione molecolare
dell’acqua stessa in quella area, espresso visivamente da un segnale iperintenso (il quale
appare “chiaro”) di DWI in aree ove normalmente non c’è una restrizione al movimento
molecolare dell’acqua. Tale anomalia viene definita infatti come anomalia di “restrizione” e
corrisponde ad un coefficiente di diffusione ridotto rispetto a quello che normalmente si
avrebbe in quella area cerebrale.
35
Le sequenze RM in diffusione sono basate sulla naturale sensibilità del segnale RM al
movimento. Le molecole di acqua nei tessuti, sono costantemente in movimento e spostandosi
attraverso campi magnetici disomogenei come quelli generati dai gradienti di risonanza,
accumulano un cambiamento di fase (phase shift) responsabile dell’attenuazione del segnale.
Per rendere una sequenza di impulsi sensibile alla diffusione, si aggiungono due ampi
gradienti (gradienti di diffusione) a 180° al fine di aumentare la perdita di segnale legata al
movimento di diffusione.
La sensibilità delle sequenze RM al fenomeno della diffusione è direttamente correlata alla
durata ed all’intensità di questi gradienti.
Nel caso di spin statici il defasamento di questi dovuto al primo impulso del gradiente di
diffusione è seguito da un preciso rifasamento per mezzo dell’impulso del secondo gradiente.
I protoni in movimento, ricevono solo una porzione dei due impulsi e quindi non sono rifasati
per cui il risultato sarà una perdita di segnale entro un dato voxel in aggiunta agli effetti T1 e
T2. Il segnale proveniente dal liquor, assimilabile all’acqua, dove massima è la diffusione sarà
basso, mentre quello proveniente da strutture dove la diffusione è fortemente limitata sarà
alto. Inoltre per quanto detto sulla anisotropia della sostanza bianca, il segnale proveniente
dalla sostanza bianca sarà diverso a seconda dell’orientamento dei gradienti pesati in
diffusione. Se il gradiente sarà ad esempio applicato sul piano z che attraversa la sezione
assiale dal basso verso l’alto sarà parallelo a certi fasci di fibre, come ad esempio quello
cortico-spinale, che dimostrerà massima diffusione e basso segnale, ma sarà perpendicolare ad
altri, come la radiazione visiva ed il corpo calloso che evidenzieranno un alto segnale per una
limitata diffusione. Se da un lato questa tecnica di acquisizione può risultare estremamente
interessante nell’isolare differenti fasci di fibre, è per altri versi utile ottenere delle immagini
che rappresentino la sommatoria dei tre assi cartesiani per una miglior identificazione di aree
di restrizione patologica della diffusione. Queste immagini prendono il nome di trace e sono
quelle più utilizzate nella diagnostica clinica.
4.1.1 Mappa ADC
Le immagini di diffusione appaiono con lo stesso contrasto delle T2 pesate proprio perché si
utilizza un TR estremamente lungo (nell’ordine di secondi) e un TE intorno a 75 -100 msec.
In questo modo però può risultare difficile capire se l’iperintensità del segnale dipenda da una
carenza di diffusione o dalla pesatura T2. Altri tipi di incoerente movimento all’interno del
voxel come ad esempio i movimenti involontari del paziente dovuti alla respirazione, alla
36
vibrazione tissutale determinata dall’escursione arteriosa sistolica, alla perfusione capillare,
possono produrre effetti simili a quelli della diffusione propriamente detta.
Allo scopo di quantificare la diffusione protonica, limitando questi problemi, un metodo
semplice, anche se non assoluto, è quello di calcolare il cosiddetto Coefficiente di Diffusione
Apparente (ADC), misurato in mm²/sec o cm²/sec che viene usato per descrivere
quantitativamente i risultati dell’imaging in vivo. Questo tipo di quantificazione del segnale di
diffusione, attraverso il calcolo dei valori di ADC, fornisce una valutazione del cammino
libero medio dell'acqua in condizioni normali e patologiche e risulta dipendente dal tempo di
applicazione del gradiente di diffusione, da cui dipende a sua volta la probabilità di contatti
con barriere restrittive, che possono essere permeabili o semi-permeabili.
Quindi per rendere maggiormente informativo il dato della diffusione vanno affiancate alle
immagini dipendenti dalla diffusione anche delle immagini che ne possano dare una
quantificazione, che possano in altri termini rappresentare direttamente il coefficiente di
diffusione apparente (ADC). L’immagine dipendente o pesata dalla diffusione è infatti pur
sempre influenzata dai tempi di rilassamento in particolare dal T2. Per cercare di ridurre
l’influenza del T2 nella genesi dell’immagine è possibile aumentare la dipendenza dalla
diffusione aumentando il fattore b, ma in modo molto più efficace si può, al pari di quanto
avviene con il calcolo del T2, campionare più immagini con b crescenti e ottenere la curva di
decadimento del segnale dalla quale ottengo il valore numerico di ADC. L’importanza
dell’ADC è di stretta evidenza quando un’alterazione presenti un aumento di segnale sia in T2
che nella sequenza pesata in diffusione. In questo caso non può essere escluso che l’alto
segnale della diffusione sia almeno in parte un “trascinamento” dell’alto segnale in T2 e
quindi non rappresenti realmente una restrizione della diffusione. L’immagine ADC dà invece
il valore certo della diffusione che è inversamente proporzionale alla restrizione poiché
ovviamente il coefficiente di diffusione è maggiore quanto la restrizione è minore. In altri
termini al segnale elevato della immagine dipendente dalla diffusione deve corrispondere un
basso segnale della immagine ADC per poter confermare una effettiva restrizione.
Come abbiamo visto essendo la diffusione dell’acqua nella sostanza bianca estremamente
anisotropica, si può esaltare quest’aspetto in due modi:
1) Applicando i gradienti di diffusione lungo i tre assi dello spazio.
Variando la direzione di applicazione dei gradienti, i protoni che si muovono lungo
l'asse del gradiente applicato subiscono un processo diffusivo, come abbiamo visto,
vanno incontro ad un defasamento, che si traduce in una perdita di segnale lungo
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questa direzione, per cui per esempio le fibre della sostanza bianca parallela a questa
codifica appariranno ipointense; al contrario, quelli che si muovono
perpendicolarmente saranno "costretti" ad una minore diffusività e questo si traduce in
un maggior segnale, apparendo pertanto iperintensi. La direzione della diffusione
determina la direzione del gradiente di diffusione e può essere la direzione della fase
(P), della misura (M) o della selezione di strato (S) che risulta in tre diverse immagini
anisotropiche. Quando tutte e tre le direzioni sono state selezionate, viene calcolata
automaticamente una immagine isotropica che è la media delle tre.
2) Modificando l’intensità dei gradienti di diffusione (variando il “b factor”).
Abbiamo visto prima come le sequenze in diffusione possano assomigliare in un certo
senso alle angio in PC. Così come in quel caso dobbiamo impostare il valore della
velocità del flusso che vogliamo studiare, così nella diffusione dobbiamo impostare il
valore "b" che rappresenta la velocità a cui si spostano le molecole. La sensibilità in
diffusione è quindi determinata dal fattore di diffusione “b” (misurato in s/mm²) che è
influenzato dall’intensità e dalla durata di applicazione del gradiente stesso.
All’aumentare del fattore b, aumenta la sensitività e quindi la pesatura in diffusione
ma si abbassa il rapporto segnale rumore. I valori nella pratica clinica stanno in un
range che va da 800 s/mm² a 1200 s/mm². Di norma viene utilizzato il 1000. Per una
singola scansione si possono selezionare più b factor diversi per intensità. Il numero
minimo di b factor è 2 dove b = 0 verrà scansionato una sola volta mentre gli altri
fattori b verranno scansionati in ciascuna delle 3 direzioni di diffusione selettive. Il
numero dei b factor può variare da un minimo di 2 ad un massimo è 16.
4.2 Sequenze di diffusione
Come abbiamo visto, la necessità di avere sequenze veloci e
alti valori di gradiente, oltre a rendere effettuabile questa
indagine con apparecchiature di ultima generazione, obbliga
per lo più ad abbandonare le sequenze SE e TSE classiche per
passare alle ben più veloci sequenze EPI.
Figura 15 Anemia falciforme. Immagine assiale EPI pesata in diffusione.
38
4.2.1 Sequenze ecoplanari Multi/Single Shot
E’ una tecnica veloce in grado di acquisire le immagini in meno di 50 millisecondi. Le
caratteristiche salienti di queste sequenze sono:
migliore efficienza della collezione dei dati acquisendo tutto (SSh) o in parte (MSh) lo
spazio K in un singolo TR;
buon rapporto segnale rumore perché viene utilizzata una bassa risoluzione spaziale;
elimina gli artefatti da movimento;
estremamente sensibili agli artefatti di chemical shift, ghosting e suscettibilità
magnetica.
4.2.2 DW/ Single Shot EPI
Single Shot EPI, non solo è estremamente veloce, ma anche estremamente sensibile al
movimento lento della diffusione protonica e piuttosto insensibile ai movimenti irregolari del
corpo dal momento che questa sequenza eliminerà il movimento macroscopico. Questi
vantaggi, rendono questo metodo molto adatto alla valutazione di pazienti con TIA acuti e
pazienti agitati in generale. Il tempo di scansione può oscillare tra i 20 s e il minuto. Lo
svantaggio di questa sequenza resta comunque la risoluzione spaziale relativamente bassa e
l’alta sensibilità alla distorsione dell’immagine. Non è necessario l’uso di alcun trigger.
4.2.3 DW/ Multi Shot EPI
La diffusione Multi Shot EPI combina immagini ad alta risoluzione con una bassa distorsione
dell’immagine. Lo svantaggio è la sensibilità ai movimenti irregolari del corpo. Vengono
quindi utilizzati alcuni meccanismi di correzione dell’immagine per ridurre questi errori. Il
tempo di scansione può andare da 2 a 5 minuti dipende dalla risoluzione e dal numero delle
immagini. L’alta risoluzione e la bassa distorsione dell’immagine, rendono la sequenza molto
adatta per evidenziare piccole lesioni e quelle lesioni collocate in vicinanza della base del
cranio e del peduncolo (che normalmente appaiono distorte con sequenze SSh). La tecnica
Multi Shot EPI può anche essere usata nelle scansioni pesate in diffusione del midollo spinale
dove un’ alta risoluzione ed una bassa distorsione sono gli elementi base per buone scansioni.
Se utilizziamo le scansioni MSh EPI è necessario il triggering cardiaco con PPU per ridurre al
minimo gli effetti della pulsazione del cervello.
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4.3 Studio della Perfusione Cerebrale
Le tecniche di perfusione (Perfusion MRI) consentono di studiare la perfusione delle diverse
aree cerebrali. Le sequenze di perfusione hanno lo scopo di studiare il flusso ematico
cerebrale, non a livello dei vasi di grosso calibro ma a livello della microcircolazione.
Vengono impiegate delle sequenze molto sensibili che risentono della modificazione di
campo magnetico durante il passaggio di un mezzo di contrasto nel tessuto cerebrale. Esistono
due possibili contrasti, il primo è il sangue del paziente stesso che viene marcato con un
impulso elettromagnetico prima che entri nel cranio; il secondo è dato dai comuni mezzi di
contrasto a base di gadolinio, che vengono infusi attraverso bolo endovenoso ad alto flusso.
La prima tecnica è denominata Arterial Spin Labeling Perfusion Imaging in cui viene
utilizzato come tracciante endogeno le molecole H2O presenti nel sangue, marcando con
opportuni impulsi a radiofraquenza pacchetti di spin protonici e studiandone la dinamica
successiva. La sequenza di perfusione, che è molto rapida, viene quindi ripetuta diverse volte
(circa 60, per un tempo circa 1,5 minuti primi) per evidenziare le variazioni del segnale delle
diverse aree cerebrali durante il passaggio del mezzo di contrasto. La seconda tecnica si basa
sull'effetto del passaggio di mdc a livello del letto capillare: questo passaggio provoca una
suscettibilità magnetica a livello dei tessuti attraversati, portando un abbassamento del segnale
T2. Sostanzialmente le sequenze di perfusione sono come le classiche sequenze dinamiche ma
usano delle immagini ponderate in T2: la caratteristica principale di questo tipo di scansione è
che deve durare circa 2minuti (per coprire almeno 2 volte il tempo di circolo) e deve avere
una risoluzione spaziale elevatissima (circa 2sec per scansione). Questo è stato possibile
grazie all'utilizzo di sequenze eco planari (EPI): il tipo di sequenza può essere SE o GRE a
seconda delle caratteristiche dell'apparecchiatura utilizzata.Grazie alla sua peculiare
caratteristica di assoluta non invasività, la tecnica ASL risulta facilmente applicabile in studi
di neuroscienze di base in particolare in età pediatrica. Nelle fasi di postprocessing si
ottengono poi delle mappe che indicano diverse caratteristiche del flusso, che nella maggior
parte dei casi sono indicazioni relative e non assolute: relative Cerebral Blood Flow (rCBF),
relative Cerebrale Blood Volume (rCBV), Mean Transit Time (MTT), Time to Peak (TP),
ecc. Sebbene più inclini agli artefatti da suscettibilità magnetica le tecniche gradient echo
sono più sensibili alle piccole variazioni del volume di sangue. Perciò le tecniche gradient eco
non richiedono dosi elevate di mezzo di contrasto per produrre immagini diagnostiche come
avviene nelle sequenze spin echo. Inoltre la DSC-pMRI è molto importante nello studio dei
40
tumori, nella valutazione della loro vascolarizzazione ed è complementare all’istopatologia
nel determinare il grado e la potenziale malignità di una neoplasia.
41
Capitolo 5 Angiografia a Risonanza Magnetica
5.1 Angiografia RM senza mezzo di contrasto
Il movimento di una struttura o di un fluido (sangue) all’interno di un set di dati RM influenza
sia l’ampiezza del segnale (magnetizzazione longitudinale T1) sia la fase del segnale
(magnetizzazione trasversale T2). L’angiografia RM senza mezzo di contrasto sfrutta quindi
la variazione dei processi di rilassamento noti per la creazione di immagini angiografiche. Le
sequenze dell’angiografia RM si basano di norma su sequenze GE e durano tra 3 e 10 minuti a
seconda del volume in esame e ai parametri della sequenza. Il tempo necessario per l’esame
limita l’applicazione ad aree non esposte a sostanziali movimenti (testa, collo, bacino
estremità). Le modalità di studio più usate in angio-rm sono la tecnica in tempo di volo (time
of flight, tof), e quella in contrasto di fase (phase constrast, PC).
5.1.1 Angiografia a tempo di volo
Con la prima modalità, tof, si effettuano sequenze con una pulsazione di brevissimi TR con i
quali si ottiene la saturazione dei tessuti del volume, mentre non viene influenzato il flusso
ematico che entra subito dopo nel volume in esame. Il sangue non saturato quindi restituisce
l’energia ricevuta con un alto segnale. Il segnale da flusso che entra nello strato assicura
un’elevata intensità di segnale del vaso per regimi di flusso più rapidi, tenendo conto
comunque che l’entità del contrasto tra tessuti immobili e spin in movimento dipende anche
dal decorso del vaso e dal suo calibro. Questa tecnica è simile al fenomeno di ingresso di
scansione. Se si sottopone una medesima scansione ad una serie di eccitazioni ripetute
rapidamente, si instaura uno stato di equilibrio nel quale la magnetizzazione longitudinale
ricresce debolmente tra due eccitazioni. Gli spin fissi della scansione possono quindi emettere
solo un segnale debole. Al contrario, gli spin mobili entrano totalmente rilassati nel piano di
scansione e producono un segnale importante. Ne risulta sull’immagine una sottrazione
42
parziale del fondo e un segnale importante degli elementi vascolari in circolo. La sottrazione
del fondo sarà tanto più marcata quanto più:
è breve il tempo di ripetizione: la magnetizzazione longitudinale ha meno tempo per
ricrescere; è grande l’angolo di bilico/capovolgimento: la ricrescita è tanto più debole quanto
più l’eccitazione allontana la magnetizzazione dello stato di equilibrio. L’acquisizione delle
scansioni si può effettuare con la tecnica 2D o 3D. Al fine di limitare la saturazione degli spin
del sangue nel corso del suo scorrimento nel volume visualizzato, con la tecnica 3D, alcuni
propongono l’utilizzazione di un angolo di bilico variabile. Sulle scansioni d’ingresso,
l’angolo è piccolo per limitare la saturazione poi aumenta progressivamente nel volume per
recuperare il segnale a partire da quegli spin la cui saturazione aumenta (tecnica TONE). Il
trasferimento di magnetizzazione (TM) consente di migliorare la visualizzazione della
distalità riducendo il segnale dei tessuti molli periva scolari ricchi di acqua legata. Mediante la
serie di scansioni così ottenute, si realizza, tramite elaborazione informatica, una
rappresentazione spaziale dell’albero vascolare. L’algorotmo più utilizzato è l’algoritmo di
proiezione del pixel di intensità massima (MIP) che consiste schematicamente in una
digitalizzazione effettuata su ciascuna linea di pixel della scansione vista sotto angoli diversi.
Solo i pixel vascolari, iperintensi a causa del modo di acquisizione, sono registrati da questa
operazione. La ripetizione sotto angoli diversi determina altrettante proiezioni spaziali. Il
vantaggio essenziale della tecnica per tempo di volo è la sua rapidità (4-7mn per uno studio
del poligono di Willis secondo il volume studiato). L’angiografia per tempo di volo è
particolarmente interessante per lo studio del poligono di Willis e delle arterie cervicali
(carotidi e vertebrali) conoscendone le cause d’errore, ovvero la maggiorazione delle stenosi
per gli artefatti di turbolenza; nello studio degli aneurismi, il limite diagnostico attuale è di 2-
3 mm e non permette di vedere le arterie perforanti, il che è essenziale nelle decisioni
terapeutiche chirurgiche o “interventistiche”. A partire dalle immagini “native” (scansioni
iniziali millimetriche), è spesso più semplice studiare il carattere circolante di un vaso, i suoi
rapporti con un nervo o l’esistenza di un aneurisma. Bisogna essere prudenti nello studio delle
ricostruzioni poiché una comunicante anteriore o posteriore può non essere visibile sulla
ricostruzione 3D, mentre lo è sulle scansioni iniziali. Le tecniche di saturazione sono
essenziali per ottenere sia le arterie per saturazione superiore delle vene afferenti, sia le vene
per saturazione inferiore delle arterie ascendenti. Raggruppando diverse saturazioni ben
localizzate, è possibile fare delle arteriografie selettive o iperselettive.
Inizialmente utilizzate senza iniezione di contrasto e riservate allo studio dell’encefalo, le
sequenze di tempo di volo sono ora utilizzate quasi di routine, con contrasto nell’esplorazione
43
cerebrale, ma anche nello studio dell’aorta addominale, per la ricerca di stenosi delle arterie
renali e anche nell’esplorazione degli arti inferiore. Queste applicazioni recenti sono rese
possibili dal miglioramento delle bobine e dallo sviluppo di nuove sequenze che consentono
di individuare e di eseguire il bolo di gadolinio. Esse determineranno inevitabilmente una
riduzione considerevole delle arteriografie diagnostiche.
5.1.2 Angiografia per contrasto di fase
Con la seconda modalità, PC, impiegando particolari gradienti bipolari, si riesce a sfruttare il
differente cambiamento di fase che hanno gli spin nei tessuti stazionari e in quelli in
movimento, così da riuscire a saturare facilmente i primi, che non daranno alcun segnale e ad
esaltare il segnale che si riceve dal flusso ematico. Il contrasto tra sangue e tessuti è dovuto
quindi unicamente alla modificazione di fase dei protoni in movimento lungo un gradiente
bipolare: ciò permette una buona rappresentazione del vaso anche con flusso lento o laminare,
o con decorso tortuoso o parallelo rispetto al piano di scansione. La PC inoltre fornisce un
contrasto vasale più accentuato rispetto alla TOF, in quanto cancella meglio il segnale
proveniente dai tessuti stazionari, saturando anche l’iperintensità dovuta alla presenza di una
emorragia parenchimale o cisternale. Questa tecnica è in grado di fornire degli angiogrammi
di alta qualità, in particolare nel campo della patologia cerebrale. Poiché l’utilizzatore può
calibrare il gradiente bipolare, il metodo può essere sensibilizzato a gamme di velocità diverse
che consentono di studiare in maniera selettiva la rete venosa. Il suo principale inconveniente
è un tempo d’esame più lungo della tecnica per tempo di volo. In questo modo, la RM
fornisce delle immagini del sistema vascolare in modo del tutto non invasivo. Uno svantaggio
dell’angio-RM è la sopravvalutazione delle stenosi. A valle di una stenosi esiste un flusso
turbolento che genera la perdita di fase all’interno del voxel, e quindi perdita di segnale, che
può a torto essere confusa con un’assenza di flusso e quindi con una trombosi.
5.1.3 TOF o PC?
La conoscenza degli svantaggi e degli inconvenienti di ciascuna tecnica e dei criteri necessari
alla scelta terapeutica deve condurre alla razionalizazione delle strategie di esplorazione
radiologica. In caso di emorragia o di ematoma, il contrasto di fase non è disturbato dalla
differenza del tempo di volo dove tutte le immagini iperintense in T1 sono visibili in quanto
non sottratte; non si deve effettuare l’angiografia in tempo di volo dopo iniezione di gadolinio
perché rende visibili sia le vene che le arterie; in questo modo le conseguenti sovrapposizioni
artero-venose risulteranno molto fastidiose.
44
Schematicamente, il tempo di volo è migliore per le arterie, in particolare per lo studio del
circolo arterioso cerebrale, mentre il contrasto di fase è migliore per le vene, in particolare per
i seni venosi dove, con una scansione spessa, in meno di due minuti è possibile per esempio
visualizzare la permeabilità di un seno venoso (scansione sagittale per un seno sagittale e
scansione trasversale per un seno laterale).
Il tempo di volo convenzionale, cioè senza somministrazione del mezzo di contrasto, è del
tutto accettabile per l’imaging delle carotidi e dei vasi intracranici, ma risulta meno attendibile
nelle altre regioni. In effetti, poiché si basa sul fenomeno di ingresso di scansione, i limiti
sono raggiunti rapidamente quando si vuole ricorrere a campi grandi, soprattutto in apnea.
La programmazione della sequenza comporta cinque parametri molto importanti:
TR;
TE;
angolo d’eccitazione;
risoluzione;
posizione delle scansioni.
Lo scopo del tempo di volo è di approfittare di una rigenerazione continua del sangue nel
volume esplorato. Sapendo quindi che il sangue resta per pochissimo tempo in questo volume,
è possibile diminuire drasticamente il TR di questa sequenza al fine di saturare tutti protoni
immobili della regione da visualizzare. Questa saturazione si verifica poiché il TR è molto più
piccolo del T1 di questi tessuti stazionari; essi non hanno quindi il tempo di recuperare una
componente longitudinale sufficiente tra gli impulsi RF, guidati dal TR. La componente così
ottenuta nel piano trasversale diminuisce quindi nel corso della sequenza causando la
saturazione. Il TE è regolato in modo che l’acqua e il grasso siano in opposizione di fase
durante la lettura degli echi sottraendo così il segnale del grasso da quello dell’acqua (TE 7ms
a 1,5T e 10 ms a 1T).
Per quanto riguarda l’angolo di eccitazione, in teoria deve essere il più grande possibile per
saturare meglio tutto ciò che non si muove nel volume studiato (il principio di base è di
mandare lontano nel piano trasversale e di aspettare pochissimo tra gli impulsi, per
capovolgere solo una debole componente longitudinale); altrimenti rischierà di saturare anche
il sangue che possiede una debole velocità e che impiegherà un certo tempo ad attraversare la
regione studiata. Questo angolo avrà quindi un valore di 25° per le carotidi e di 20° per il
circolo arterioso cerebrale. Per quel che riguarda la risoluzione, deve essere la più grande
possibile. In effetti poiché il sangue comporta il più spesso un regime turbolento, le perdite di
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fase tra “spin in risonanza” possono essere importanti. Così, per minimizzare questo
fenomeno, conviene scegliere un voxel più piccolo possibile (matrice 512 e spessore di
partizione di 0,7 mm per una visualizzazione delle arterie comunicanti posteriori). Infine le
scansioni devono essere posizionate perpendicolarmente alla direzione dei vasi per ridurre al
massimo il tempo durante il quale il sangue resterà nel volume d’eccitazione, al fine di
minimizzare il più posibile quest’effetto indesiderato chiamato “effetto di uscita di
scansione”. Tuttavia, è possibile un’eccezione; infatti, nel caso si utilizzi una bobina di
emissione e di ricezione, il campo RF è ridotto ed è possibile orientare le scansioni
parallelamente ai vasi.
5.2 Sequenze angiografiche principali in RM
5.2.1 2D TOF
Le sequenze 2D TOF come principi utilizza il fenomeno di entrata delle scansioni. Il post
trattamento è realizzato con le MIP (Massimo di Intensità di Proiezione). Hanno il vantaggio
di essere sensibili ai flussi lenti, ma ha come svantaggi la sovrastima della stenosi, la
disconoscenza delle sovrapposizioni vascolari, l’ assenza della differenzazione tra vasi,
ematomi e grasso; sono poco sensibili ai flussi paralleli al piano, i tempi di acquisizione
lunghi e sono sensibili agli artefatti da movimento. Le principali applicazioni sono la
biforcazione carotidea (bobina anteriore), l’occlusione del tronco basilare, la tromboflebite
cerebrale e la stenosi preocclusiva.
5.2.2 3D TOF
La sequenza 3D TOF utilizza il fenomeno di entrata delle
scansioni e il post trattamento avviene con le MIP. I vantaggi
sono l’eccellente risoluzione spaziale e l’elevato contrasto. È
sensibile al flusso rapido ed intermedio. Gli inconvenienti sono il
volume limitato; non sono visualizzati gli ematomi associati e i
tempi di acquisizione lunghi. Le principali acquisizioni sono le
malformazioni artero-venose, gli aneurismi, le stenosi
preocclusive, le occlusioni incoplete, la biforcazione carotideae
lo studio del poligono di Willis.
Figura 16 Infarto, malattia di Moyamoya. Angio RM 3D TOF
46
5.2.3 2D PC
2D PC utilizza il defasamento dei protoni mobili rispetto ai protoni stazionari. Il post
trattamento avviene con la sottrazione di due acquisizioni, la soppressione del fondo: solo gli
spin mobili persistono; la codifica di velocità e la codifica di direzione all’acquisizione. È una
tecnica più rapida rispetto alla 2D TOF, il segnale è proporzionale alla velocità, è sensibile al
flusso lento e permette la differenzazione dei sensi di circolazione. Però è limitata ad un
piccolo volume e nell’immagine è presente un apparente restringimento dei vasi. Viene
eseguita per un approccio globale, per la localizzazione vascolare e per la valutazione della
velocità del flusso.
5.2.4 3D PC
Anche questa sequenza utilizza il defasamento dei protoni mobili rispetto ai protoni
stazionari;e il post – trattamento avviene con la sottrazione di due acquisizioni; la codifica di
velocità e la codifica di direzione all’acquisizione.I vantaggi sono il rapporto segnale/rumore
elevato, la codifica delle velocità di flusso (due flussi opposti hanno dei segnali opposti),
l’identificazione dei vasi in tutti i sensi e la possibilità di studio di ampi volumi (tutta la testa).
Gli inconvenienti sono che necessita di una sequenza 2D PC preliminare; è sensibile alle
turbolenze; i tempi sono lunghi e il troncone di dissezione vascolare non è visibile. Viene
utilizzata nello studio delle MAV, dell’aneurisma intracranico e delle trombosi venosa.
5.2.5 3D TOF con gadolinio
In questa sequenza c’è l’ iniezione di bolo di 2-3 ml/Kg di gadolinio. Il post – trattamento si
realizza con la MIP, o con la proiezione sagittale, coronale e 3D (a partire da una acquisizione
assiale). I tempi di acquisizione sono molto rapidi e c’è un eccellente contrasto. La tecnica
talvolta è aleatoria, richiede grande quantità di contrasto, il costo è elevato ed è possibile una
sola iniezione. Le principali applicazioni sono lo studio dei vasi del collo, delle arterie renali e
degli arti inferiori.
5.3 Angiografia RM con mezzo di contrasto
Nell’angiografia rm con mdc per la generazione delle immagini si utilizza esclusivamente la
netta riduzione temporale T1 del sangue indotta dal mezzo di contrasto iniettato per via
endovenosa.
47
Si ottiene infatti con questa metodica, una buona visualizzazione dei flussi carotidei, delle
arterie vertebrali, del poligono di Willis e delle arterie cerebrali anteriori, medie e posteriori,
con possibilità di visualizzare l’eventuale presenza di restrizioni al flusso o di aneurismi e la
visualizzazione del flusso ematico nei seni venosi intracranici.
La durata dell’esame è più lunga rispetto all’angio-TC; relativamente allo studio dei vasi
intracranici supera spesso i 5 minuti. Consente un ottimo bilancio circolatorio cerebrale sia sul
ventre sia sul versante arterioso che su quello venoso, con la possibilità di studiare eventuali
compensi emodinamici. Permette di identificare la maggior parte degli aneurismi cerebrali.
L’esame dura circa 30 minuti.
L’angiografia RM con mezzo di contrasto può avvenire solo con sequenze ultrarapide in
grado di ridurre il tempo di misurazione per i volumi da esaminare al tempo di permanenza
all’interno del vaso del bolo di mezzo di contrasto. Tali sequenze a loro volta richiedono
l’impiego di moderne strumentazioni hardware e software nelle quali le prestazioni e
l’intensità dei gradienti sono di primaria importanza. La velocizzazione della procedura
consente per la prima volta l’esecuzione di esami in apnea permettendo di applicare
l’angiografia RM anche nella regione del tronco.
Il rilevamento del segnale nella RM viene definito mediante la selezione del cosiddetto k-
spazio. Nella RM il decorso temporale non viene abbinato allo spazio bensì l’intero volume di
dati viene rilevato pressoché nello stesso istante. Ciascun punto dati del k-spazio rispecchia
parzialmente l’intero volume di esame. Le righe esterne del k-spazio determinano la
risoluzione spaziale, mentre le righe centrali sono responsabili del contrasto. Se al momento
dell’acquisizione dei dati del centro del k-spazio nel vaso non è presente sufficiente mezzo di
contrasto, la risoluzione di contrasto non sarà sufficiente. Se al contrario la zona periferica del
k-spazio non è sufficientemente occupata da mezzo di contrasto intravasale, possono risultare
elevati contrasti angiografici, ma con insufficiente risoluzione spaziale. Il k-spazio viene letto
a righe: le righe periferiche contengono le frequenze elevate mentre le righe centrali le
frequenze più basse. Quindi le frequenze più basse rappresentano il contrasto e le più alte la
risoluzione spaziale. Nella sequenza di lettura standard (da una zona periferica attraverso il
centro fino alla zona periferica opposta) i segnali che definiscono il contrasto vengono
pertanto registrati al centro dell’acquisizione dei dati. Nell’angiografia RM con mezzo di
contrasto, pertanto, i requisiti minimi di messa in risalto del vaso sono soddisfatti quando
almeno oltre la metà dello spazio dati, compreso in ogni caso anche il 20% centrale del k-
48
spazio, è occupato da mezzo di contrasto intravasale. Il principio fondamentale per ottenere
un sufficiente contrasto in questo tipo di angiografia è quindi la calibrazione del bolo di
mezzo di contrasto in first pass con l’acquisizione delle righe centrali del k-spazio. Poiché
nella maggior parte dei casi l’indicazione per l’angiografia RM è uno studio puramente
arterioso o venoso, si consiglia di evitare la sovrapposizione del sistema vasale non
interessato. La finestra temporale per l’angiografia RM arteriosa è quindi limitata dal reflusso
venoso. La durata di tale intervallo varia per le differenti aree vasali, ad esempio 6-9 secondi
per veni carotidee/giugulari oppure fino a 60 secondi per la differenziazione dei vasi delle
estremità. Inoltre il problema nell’esecuzione di un’angiografia RM con mezzo di contrasto è
rappresentato dalla calibrazione temporale tra l’iniezione del mezzo di contrasto e la durata
della misurazione.
5.3.1 Calibrazione temporale dell’iniezione
Per ottenere un buon contrato è bene determinare in ogni singolo caso la velocità di
perfusione. Un bolo di prova di 1-2 ml di soluzione di gadolinio (Gd) viene somministrato in
una vena periferica (cubitale) con un determinato flusso (di solito 2-3 ml).
Contemporaneamente, si avvia attraverso la regione vasale interessata una sequenza su strato
singolo a risoluzione temporale con l’ausilio della quale è possibile determinare l’arrivo del
bolo del mezzo di contrasto nel vaso in esame (BAT-bolus arrival time – tempo di arrivo del
bolo). Il valore può quindi essere utilizzato per la successiva sequenza angiografica RM
purché tutti i parametri dell’iniezione rimangano identici. Per la maggior parte delle
applicazioni è sufficiente un dosaggio standard 0,1 ml di Gd/kg di peso del paziente. La
geometria del bolo è influenzata in maniera sostanziale dal successivo lavaggio con NaCl che
a velocità di iniezione costante spinge il bolo verso il cuore mantenendone la compattezza.
Occorre scegliere una quantità di NaCl sufficientemente elevata, ad esempio 30 ml, che deve
essere mantenuta per il bolo di prova e il bolo dell’angiografia RM senza variazioni. Il BAT
calcolato può essere coordinato con la rispettiva durata prevista dall’angiografia RM e con il
presunto momento di comparsa del segnale venoso, affinché l’iniezione determini un elevato
contrasto delle righe centrali del k-spazio. Tecniche automatizzate sono in grado di abbinare
le due sequenze (bolo di prova e sequenza angiografica RM). In tal caso le immagini vengono
ricostruite sul monitor in tempo reale. È così possibile riconoscere l’arrivo del bolo di mezzo
di contrasto e avviare subito il rilevamento dei dati per l’angiografia RM. In caso di
acquisizione dati particolarmente rapida in determinate circostanze è possibile fare del tutto a
meno della temporizzazione del bolo. Mediante l’attivazione consecutiva di più sequenze
49
brevi di questo tipo con iniezione contemporanea del mezzo di contrasto è possibile
rappresentare il First Pass arterioso in almeno una delle sequenze, mentre le immagini
precedentemente e successivamente acquisite vengono rilevate prive di segnale o con segnale
arterioso-venoso misto.
5.4 Vantaggi e limiti dei metodi
5.4.1 Angiografia RM senza mezzo di contrasto
Per quanto riguarda l’angiografia RM-TOF il piano preferenziale è verticale rispetto al vaso
esaminato, che a sua volta limita il tratto di vaso esaminabile. In caso di allineamento di
un’angiografia RM-TOF lungo un vaso si favoriscono effetti di saturazione e i tratti terminali
vengono rilevati in maniera insufficiente.
5.4.2 Angiografia RM con mezzo di contrasto
L’angiografia rm con mezzo di contrasto per contro consente l’orientamento dell’immagine
lungo il percorso del vaso senza riduzione significativa del segnale. Inoltre non comporta
effetti di defasamento, poiché i tempi di eco estremamente ridotti non consentono dispersioni
di fase degne di nota. Il limite fondamentale dell’angiografia RM con mezzo di contrasto
risulta essere la risoluzione spaziale nettamente ridotta in caso di tempi di misura limitati, che
si concretizza spesso in effetti di volume spaziale o scarsa nitidezza dei vasi, con conseguenti
errori di valutazione delle stenosi. Questo svantaggio viene sempre più compensato dagli
ulteriori sviluppi nella configurazione delle sequenze e mediante l’uso di gradienti sempre
migliori.
Figura 17 Angio RM Figura 18 Angio RM
50
Capitolo 6 Risonanza Magnetica Fetale
La RM fetale è una tecnica non invasiva, che ci permette di stabilire il normale processo di
sviluppo e maturazione cerebrale fetale nelle diverse epoche di gestazione. L’ecografia,
nonostante resta la metodica di prima scelta nello screening delle patologie fetali del sistema
nervoso centrale (SNC), presenta alcuni svantaggi.
Infatti l’esito dell’esame può essere influenzato da fattori materno fetali come lo spessore del
tessuto adiposo sottocutaneo, la quantità del liquido amniotico, la posizione del feto, e da
fattori dipendenti dalle caratteristiche intrinseche della metodica stessa, come difficoltà di
ottenere immagini su differenti piani, difficoltà di studiare il tessuto nervoso più vicino al
trasduttore, difficoltà nello studio della fossa cranica posteriore nelle fasi avanzate della
gestazione. Invece l’esame RM non viene influenzato da fattori materno/fetali e ci permette di
ottenere uno studio multiplanare (piani assiale, sagittale e coronale) fornendo un accurato
dettaglio anatomico e morfologico delle strutture encefaliche (corpo calloso, tronco
encefalico, strutture parenchimali, fossa cranica posteriore, basi cranio, midollo spinale e
colonna vertebrale). Inizialmente i lunghi tempi di acquisizione delle immagini non
permettevano uno studio dettagliato dell’anatomia umana a causa degli artefatti di
movimento. Grazie all’utilizzo di apparecchiature ad alto campo in grado di ottenere sequenze
ultraveloci T2 e T1 pesate, è possibile l’acquisizione delle immagini senza sedazione fetale
poiché vengono ridotti gli artefatti da movimento fetale riuscendo comunque ad ottenere
immagini con elevato rapporto segnale rumore.
6.1 Protocollo
Vengono utilizzate sequenze HASTE (Half-Fourier Acquired Single- Shot turbo Spin Echo)
pesate in T2 e sequenze FLASH 2D (Fast Low Angle Shot) pesate in T1, nei tre piani
posizionati sull’encefalo fetale, utilizzando una matrice di 512 che presenta minori artefatti da
51
chimical shift, spessore di strato variabile da 3 a 3,5 mm, eseguita con tecnica breath-hold con
tempi di acquisizione brevi.
6.2 Sequenze Haste
La sequenza Haste è una sequenza 2D, con una struttura basata su quella della FSE, ma per
ogni impulso viene riempito tutto il k-spazio, grazie all’utilizzo di un TR molto elevato. A
ogni TR viene acquisita un’immagine. Sono sequenze che forniscono solo una ponderazione
T2. È possibile eseguirle con la saturazione del segnale del grasso.
Le sequenze haste sono le più utilizzate nello studio della patologia
encefalica, oltre ad essere di breve durata ( <15sec ), sono dotate di
un buon rapporto S/R, con una elevata risoluzione di contrasto del
tessuto nervoso per la elevata quantità di acqua e la scarsa quantità
di proteine rispetto all’encefalo di un adulto,permettendo di avere
una migliore definizione dell’anatomia delle strutture dell’encefalo
rispetto alle sequenze pesate in T1. Sono utili in pazienti poco
collaboranti e non sono molto suscettibili alle disomogeneità di
campo. Per la forte ponderazione T2 si ha un contrasto parenchima lesione molto limitato e
sono poco utili nello studio dei vasi a causa degli artefatti. Nella figura 5 si evidenzia bene la
normale morfovolumetria del sistema ventricolare e la presenza delle scissure e del solco
centrale bilateralmente.
6.3 Sequenze pesate in T1
Le sequenze pesate in T1 sono caratterizzate da tempi di esecuzione maggiori (27 secondi)
con maggiore sensibilità agli artefatti da movimento fetale, vengono utilizzate solo in casi
selezionati (sospetto di emorragia parenchimale, calcificazioni, depositi adiposi, lesioni
corticali). Con la maturazione encefalica la risoluzione delle immagini T1 migliora poiché la
mielina accorcia il tempo di rilassamento T1.
6.4 S.A.R.
La S.A.R. è definita come la quantità di energia assorbita dalla unità di massa corporea,
investita dalla radiofrequenza e dalla variazione nel tempo dei gradienti di campo magnetico.
Tale energia elettromagnetica assorbita è espressa in Watt/Kg.
Per monitorare il valore della S.A.R. i fattori selezionati sono:
a) il peso del paziente
Figura 19 Sequenza Haste T2 nel piano assiale
52
b) i parametri della sequenza
Il valore misurato della S.A.R. è essenziale per poter valutare e contenere il possibile
incremento di temperatura a carico del feto e della paziente durante un esame tipico.
6.5 S.N.R.
Il rapporto segnale rumore è un criterio essenziale per la qualità dell’immagine. La sua
determinazione avviene con il rilievo del valore medio dei conteggi all’interno di piccole
regioni di interesse (ROI) individuate sulla base dell’anatomia, nel parenchima cerebrale.
Questo valore medio viene posto a confronto con il valore medio del segnale delle ROI
individuate al di fuori della paziente, nell’immagine del fondo, in corrispondenza della zona
di presenza del feto.
6.6 Bobine
Il piccolo volume dell’encefalo fetale è più facilmente
valutabile con bobine di superficie, mentre a partire
dalla 27 settimana vengono utilizzate le bobine phase
array. Le bobine di superficie sono planari e sono
poste sull’addome materno nelle immediate vicinanze
della porzione corporea del feto che deve essere
esaminata. La qualità dell’immagine dipende dalla vicinanza della teste fetale al centro del
campo di sensibilità della bobina stessa. Quanto maggiore sarà la distanza, tanto minore sarà
il SNR.
Per quanto concerne le bobina phase array accoppiate, la
posizione della testa rispetto alla bobina stessa influenza
in modo meno importante il valore del SNR
dell’immagine acquisita, ottenendo un campo di vista
maggiore e una visione più ampia della regione da
esaminare.
Figura 20 Bobine usate in RM fetale
Figura 21 Bobine phase array accoppiate
53
6.7 Indicazioni
La RM dell’encefalo fetale viene eseguita principalmente quando l’ecografia mostra una
dilatazione ventricolare, in quanto può segnalare alterazioni cerebrali non valutabili con
l’ecografia (disgenesia del corpo calloso, anomalia della girazione, lesioni vascolari,
malformazioni della linea mediana. Viene eseguita anche in caso di assenza di anomalie
cerebrali dimostrabili eco graficamente, in particolari nei casi di infezione materno fetale
(cytomegalovirus, HIV, toxoplasmosi), in caso di disordini genetici (anomalie
cromosomiche), in caso di gravidanza ad alto rischio per lesioni cerebrali (ipossia, trauma,
morte di un feto in gravidanza gemellare) o in caso di anomalie extracerebrali che possono
associarsi a malformazioni cerebrali (cardiomiopatie, anomalie renali).
Inoltre la RM è in grado di monitorare i differenti processi di maturazione dell’encefalo:
1) la migrazione neuronale: tale processo avviene per stratificazione dei neuroblasti con
visualizzazione dei differenti strati: sostanza grigia corticale, strato intermedio e
matrice germinale, cha appaiono ipointensi in T2;
2) la mielinizzazione: i depositi di mielina, già visualizzabili alla 20 settimana,
accorciano il segnale in T1 e in T2, e pertanto appariranno iperintensi in T1 ed
ipointensi in T2;
3) la girazione e la solazione: questi due processi determinano l’architettura
dell’encefalo, sono programmati in tutti gli individui e seguono un ordine preciso di
comparsa, pertanto considerati i principali indicatori della maturazione.
6.8 L’importanza dell’età gestazionale
L’esame può essere eseguito fin dalla sedicesima settimana di età gestazionale. L’età
gestazionale è un fattore molto importante; nei feti di età inferiore a 20 settimane possono
esserci fattori quali la presenza di accentuati movimenti fetali (nonostante l’uso di sequenze
ultraveloci) e le piccole dimensioni del feto (nonostante gli strati sottili di studio di 3 mm),
che potrebbero influire negativamente sulla qualità dell’esame, specialmente nello studio di
strutture anatomiche quali il corpo calloso, i nervi ottici, il tentorio, la commissura anteriore,
l’ipotalamo, il midollo.
54
Capitolo 7 Ruolo del Tecnico Sanitario di Radiologia Medica
7.1 Aspetti psicologici e relazionali del bambino
Il bambino è un essere umano con il suo carico psicologico ed
emotivo e quando giunge in un ospedale è carico di tensioni e di
paura. Il motivo del suo arrivo in una struttura ospedaliera e in
particolare in un servizio di Radiodiagnostica non è mai banale
e spesso pone il piccolo paziente a contatto con una struttura da
lui considerata strana, misteriosa e spesso vissuta come il
mostro di una orribile fiaba. Non è un atteggiamento corretto da parte dei genitori cercare di
far coraggio al bambino che capisce perfettamente la falsità delle tipiche parole “stai
tranquillo, non è niente”. Il piccolo paziente non è una figura passiva o un suddito che deve
sottostare alla volontà e ai comandi dei genitori perciò è molto importante dialogare con esso,
spiegargli a cosa sarà sottoposto, perché ciò può minare fortemente la possibilità di eseguire
l’esame e in tal modo anche il suo risultato diagnostico. La professione sanitaria implica una
duplice responsabilità: la prima legata alle manovre strettamente pertinenti al nostro lavoro, la
seconda, certo non meno importante, legata alla relazione che ognuno di noi deve instaurare
con il paziente, in quanto non è un oggetto ma un essere umano. Quindi questi due aspetti
sono molto legati perché non entrare in comunicazione con il bambino, non coinvolgerlo può
farci impedire di raggiungere l’obiettivo tecnico-medico dell’esame stesso. Questo implica
necessariamente, a priori, un’ analisi degli aspetti psicologici del bambino o della bambina
che si stanno sottoponendo all’ esame, per poter individuare la strada migliore per poter
instaurare la comunicazione voluta. Tutte le nostre azioni hanno un’importanza capitale per la
salvaguardia della dignità umana, soprattutto quando l’individuo si trova in una situazione di
difficoltà temporanea o definitiva. Bisogna quindi unire al professionismo della preparazione
e della competenza l’entusiasmo e la passione di chi sente di svolgere un compito prezioso.
55
In un contesto più ampio e generale, questo costituisce la necessità di far crescere nelle
strutture e nella gestione delle terapie, il principio della umanizzazione. Il TSRM ha poco
tempo per analizzare, comprendere e interpretare un mondo, quello di ogni singolo paziente,
estremamente variegato, con un numero notevole di variabili, tutte importanti: età, sesso,
condizione famigliare, esperienze, vissuti. Vitale è riuscire a individuare la tipologia di
paziente per poter di conseguenza, seguire la strada migliore per entrare in comunicazione con
lui, portando così ad un esame che sia assolutamente diagnostico, ma che parimenti non
arrechi traumi al paziente stesso.
7.2 Tipi di pazienti
L’età pediatrica è accademicamente individuata dall’ intervallo 0-14 anni. In un arco di tempo
così breve rispetto alla vita media, si possono tuttavia individuare livelli di sviluppo culturale
e sociale estremamente differenti e spesso antitetici, sia, più palesemente, tra le singole età
che all’ interno di una stessa fascia o addirittura anno di età. Il carattere e la personalità di
ciascun individuo e di conseguenza il modo di porsi nei confronti delle situazioni della vita e
la capacità di affrontarle, dipendono essenzialmente dalla combinazione di tre fattori
principali: il patrimonio genetico, l’ambiente di crescita, le esperienze acquisite. Lo stesso
discorso vale anche per il bambino e si intuisce facilmente come l’ approccio unicamente
basato su aspetti fisici come età e sesso non risulti assolutamente garante di un risultato
positivo in ambito comunicativo: una bambina di dieci anni può essere, ad esempio, molto più
“adulta” di una di tredici o di un bambino di dodici. Una trattazione a parte merita il bambino
o la bambina, di qualunque età, vittime di abusi.
7.3 Come capire
Spiegare come capire è molto difficile. le persone, di qualunque età, che accedono ad un
ospedale o in un servizio di Radiodiagnostica, sono preoccupate per la loro salute o quella di
un loro caro E’ pertanto importante essere preparati ad ascoltare, valutare la capacità di
comprensione e comunicare nel modo più chiaro e più comprensibile alla persona che ci
troviamo di fronte, anziano, bambino, persona agitata, confusa, preoccupata o aggressiva, il
nostro punto di vista, con domande che permettono di ottenere risposte utili. Esse quindi non
devono essere intese come “terzo grado”, quanto piuttosto pertinenti e precise, in modo tale
da aiutare l’interlocutore a fornirci delle risposte altrettanto chiare e precise, superando i suoi
eventuali limiti espositivi, momentanei o congeniti.
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Ci si lamenta per la mancanza di tempo, ma più importante sarebbe osservare come viene
utilizzato il tempo, a volte effettivamente poco sia in senso assoluto che relativo, di cui
disponiamo, a che cosa è principalmente consacrato e quale è il nostro atteggiamento
esistenziale a questo proposito, presente, passato, futuro. E’ infatti stato osservato da molti
ricercatori che raramente il genitore riesce a parlare per più di 18-20 secondi, prima che
l’operatore intervenga: da quel momento in poi l’ operatore stesso tende a monopolizzare la
conversazione lasciando al famigliare poco spazio, talora anche quello minimo per rispondere
alle domande, comprese quelle chiuse, soddisfatte da un semplice sì - no o da un numero.
Eppure la comunicazione dovrebbe indicarci che l’obiettivo è lo scambio, il “mettere in
comune”; una parte importante è rivestita dall’ascolto.
Quando si tratta, con bambini affetti da una patologia cronica, bisogna ricordare che, assieme
ai loro genitori, sopportano per un periodo cure ed interventi diagnostici spesso traumatici e
non privi di rischi che può durare a volte anche anni. Vivono in sostanza un’esperienza
intensa e drammatica che influenza il loro sviluppo psicologico ed i loro rapporti con le
persone più care: il piccolo paziente deve imparare a dominare e gestire la sofferenza, le
procedure mediche dolorose e intrusive. Deve inoltre mantenere un senso di identità e di
autostima nonostante i drammatici cambiamenti dell’aspetto fisico. In questa situazione di
dolore entrano in gioco anche i fratelli dei malati, in quanto si trovano a perdere
temporaneamente i genitori, avvertendo quindi un senso di abbandono.
Da un punto di vista più ampio, quando il bambino deve essere ospedalizzato, per una breve o
lunga degenza, subentrano alcuni cambiamenti di vita che rompono i precedenti equilibri. Egli
deve separarsi dal suo ambiente familiare, sociale e scolastico e con ciò perde anche i suoi
ruoli su cui reggeva la sua esistenza. In questa situazione di vulnerabilità, che rende più
evidenti i bisogni umani fondamentali (di sicurezza, di appartenenza, di considerazione), il
bambino deve affrontare un ambiente estraneo, persone situazioni sconosciute ed adattarsi alle
leggi dell’ Istituzione ospedaliera, che è strutturata in funzione del perseguimento dei propri
scopi canonici ed organizzativi e molto meno all’accoglienza dei bisogni di assistenza
psicologica.
7.4 Cosa vuol dire comunicare
La comunicazione è un processo, una situazione in cui due persone si scambiano dei
messaggi. Vi sono invece casi in cui la relazione non è cercata, ma costretta da una comune
organizzazione, il lavorare insieme, o da un bisogno sociale. In questi casi bisogna essere
necessariamente flessibili, adattandosi ai vari imprevisti che possono sorgere, cercando di
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raggiungere il massimo risultato con il minimo sforzo. Partendo dalla considerazione che non
tutto ciò che si dice viene compreso dall’ascoltatore, un buon comunicatore dovrebbe
prevedere quali sono gli aspetti più importanti. Spesso una stessa situazione può essere vista
da persone diverse in modo differente proprio in virtù della possibilità di comprensione che
ciascuno mette in atto. E’ opportuno allora che si rifletta su chi è il nostro interlocutore, quale
bagaglio cognitivo presumibilmente possiede, chiedendo conferma e verifica di passaggi di
comunicazione particolarmente significativi. In conclusione, per essere un buon comunicatore
si deve porre l’attenzione soprattutto alla propria comunicazione cogliendone l’esito,
determinato dai segnali di ritorno che l’altro ci invia. Questa abilità si aggiunge, integra ed è a
sua volta integrata dalla capacità di saper ascoltare, alla quale abbiamo precedentemente fatto
riferimento. La comunicazione quindi è un rapporto fra le persone, che per quanto rispecchia
l’ambito lavorativo (equipe di lavoro, reparti) deve essere in qualche modo organizzata,
sarebbe impensabile un’espressione di spontaneità, che rischierebbe di ottenere solo risultati
deludenti, ma viceversa nel rapporto operatore - paziente, genitore si devono applicare dei
protocolli per ottenere un risultato migliore basato sulla fiducia e sul rispetto, quindi questo
tipo di rapporto non si codifica ma si merita.
7.5 Come comunicare
Nella nostra realtà lavorativa, i messaggi che ci giungono sono spesso confusi, caotici, poco
strutturati da un punto di vista logico. Le armi che abbiamo per iniziare una buona
comunicazione con il paziente e nel nostro caso anche con il genitore, è data dalla domanda e
dal decodificare i messaggi non verbali che si ricevono. La difficoltà di relazione
interpersonale in un ambiente di lavoro, che sia tra colleghi o tra operatore e utente, fa sì che
vengano cercate delle regole comportamentali di base per ottenere una migliore
comunicazione. La nostra realtà è legata ad un’utenza elettivamente pediatrica determinando
l’obbligo da parte dell’operatore sanitario di instaurare da subito un ottimo rapporto con il
piccolo paziente ed i suoi accompagnatori. La collaborazione ottenibile dal bimbo non è
sempre coadiuvata dalla presenza del genitore che trovandosi spesso in uno stato d’ansia ha
bisogno a sua volta di essere rassicurato. Non dobbiamo dimenticarci che in questo caso sarà
il genitore ad essere più facilmente il nostro interlocutore, il quale si trova ad essere in una
condizione di “blocco cognitivo”, proprio perché è in condizione di forte stress emotivo.
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7.6 Doveri del TSRM
Il TSRM non deve vedere i familiari come ostacolo all’esecuzione del proprio lavoro o come
jolly da utilizzare a seconda della situazione. Infatti non è giusto allontanare i parenti come
avviene in certi pronto soccorsi pediatrici o utilizzarli come fattorini per portare richieste,
referti tickets e ancora come infermieri notturni, ma come elementi utili e necessari all’esame,
nel rispetto e nella tutela del piccolo paziente. Questo fatto salvo ovviamente il caso in cui i
parenti, più spesso madri o padri, presentino un atteggiamento palesemente e
incorreggibilmente invasivo, di conseguenza nocivo nei confronti della situazione,
necessitando pertanto di essere allontanati. Con il piccolo paziente il classico aut-aut “o fai
come dico io o se no ti togli dai piedi” funziona sempre meno, oltre che ad essere discutibile
sul piano etico. Di quel bambino non sappiamo quasi nulla e per costruire un dialogo efficace
con lui dovremo chiedergli qualcosa in più che ci consenta di dare un senso condiviso alla sua
richiesta. Si tratta quindi di passare da una comunicazione di tipo esplicativo - affermativa ad
una di tipo interrogativa – esplicativa.
E’ importante non dare troppe informazioni: ciò equivale a nessuna informazione,
l’iperinformatività può essere fonte di confusione, aumenta il rischio di malintesi. Bisogna
porre attenzione alla qualità della comunicazione, quindi ridurre i messaggi superflui.
Non è nostro compito entrare nel mondo delle emozioni dei nostri pazienti, indagarli,
interpretarli, e condividerlo; ma non bisogna neppure pensare che tutto questo non esista.
Anche imparare a trattare con le emozioni (quelle del bimbo e le nostre) ha a che fare con la
competenza comunicativa e relazionare indispensabile nel nostro lavoro. Una regola
comportamentale per ottenere una migliore comunicazione è quella delle 3 A: ATTEND
(ascoltare), ASSES (valutare, giustificare), ADDRESS (orientare, proporre). Dobbiamo
ascoltare il nostro interlocutore, guardarlo nella sua totalità, nel suo modo di parlare, di
gesticolare, nella sua mimica ed annuire per fargli capire che lo stiamo davvero ascoltando.
Dobbiamo valutare la sua situazione, il suo stato d’animo, orientare il discorso verso quello
che vogliamo dirgli e proporre alternative e soluzioni soddisfacenti per entrambi. Questo è il
fine per ottenere una comunicazione tranquilla e costruttiva. Tale comunicazione nel nostro
caso di operatori sanitari non è solo rivolta ai colleghi ma anche e soprattutto con l’utenza,
persone che dipendono in certo qual modo da noi, se non in senso fisico, in senso psicologico.
quindi la comunicazione con il piccolo paziente è fondamentale, sia da un punto di vista
tecnico per riuscire a produrre un esame diagnostico, sia dal punto di vista umano ed etico del
rispetto della persona. Questo implica cercare di capire gli stati d’animo e le caratteristiche
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strettamente individuali e caratteriali del bambino o bambina. L’introduzione di linee guida di
reparto per uniformare almeno a livello minimale le condotte è senz’altro un buon inizio, ma è
Ruolo centrale del TSRM nel conseguimento degli obiettivi proposti, con la professionalità e
sensibilità che deve necessariamente avere e sviluppare, la vera carta vincente.
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