• Non ci sono risultati.

3.  ASPETTO  DELLE  STRUTTURE  ANATOMICHE  DEL  PIEDE   NELLE  IMMAGINI  RM  

N/A
N/A
Protected

Academic year: 2021

Condividi "3.  ASPETTO  DELLE  STRUTTURE  ANATOMICHE  DEL  PIEDE   NELLE  IMMAGINI  RM  "

Copied!
113
0
0

Testo completo

(1)

Riassunto  

La   nevrectomia   digitale   palmare   è   stata   largamente   utilizzata   per   trattare   le   patologie   causa  di  dolore  palmare  cronico  del  piede,  consentendo  l’uso  di  cavalli  affetti  da  zoppia   cronica  dopo  l’insuccesso  di  terapie  conservative.  Più  recentemente  è  caduta  in  disuso,   sia  per  motivi  etici,  sia  perché  la  mancanza  di  una  diagnosi  oggettiva  della  patologia  non   permetteva   di   prevedere   le   eventuali   complicazioni.   In   particolare   gravi   lesioni   del   tendine   digitale   profondo   pongono   il   soggetto   a   rischio   di   rottura   dello   stesso.   Inoltre   alcuni   organismi   sportivi   (FEI/FISE)   vietano   la   partecipazione   alle   competizioni   a   soggetti  sottoposti  a  nevrectomia.    

L’avvento   della   Risonanza   Magnetica   nella   pratica   veterinaria   ha   permesso   notevoli   progressi  nella  diagnosi  delle  patologie  ortopediche.  Attualmente  la  RM  è  riconosciuta   come  gold  standard  della  diagnostica  per  immagini  del  piede  del  cavallo.  

Vengono   presentati   i   dati   anamnestici,   clinici,   di   diagnostica   per   immagini   di   primo   livello   e   di   RM   di   quattro   cavalli   affetti   da   dolore   palmare   cronico   del   piede.   Questi   soggetti  sono  stati  sottoposti  a  nevrectomia  digitale  palmare  ed  hanno  successivamente   ripreso  il  livello  di  attività  precedentemente  svolto.  Il  follow  up  è  stato  variabile  tra  i  6  e   24  mesi.    

Una   diagnosi   precisa   delle   patologie   del   piede,   ottenuta   con   l’uso   della   Risonanza   Magnetica,   può   consentire   di   valutare   la   prognosi   e   quantificare   i   rischi   di   una   nevrectomia   digitale   palmare   consentendo   di   continuare   l’attività   a   soggetti   non   responsivi  ad  altre  terapie.  

 

Parole   chiave:   Risonanza   Magnetica,   nevrectomia   digitale   palmare,   Cavallo,   piede,   zoppia  

     

Abstract  

Palmar  digital  neurectomy  has  been  widely  used  to  alleviate  chronic  palmar  foot  pain  in   horses  in  which  previous  conservative  management  was  unsuccessful.  More  recently  it   fell  into  disuse,  both  for  ethical  issues  and  because  the  lack  of  an  objective  diagnosis  did   not   allow   the   prediction   of   potential   severe   complications   associated   with   the   procedure.  Severe  lesions  of  the  deep  digital  flexor  tendon  particularly  predispose  to  the   risk   of   a   catastrophic   failure   of   the   tendon.   Furthermore   equestrian   ruling   bodies   (FEI/FISE)  preclude  enrolling  to  competitions  to  neurectomized  horses.  

The  advent  of  Magnetic  Resonance  Imaging  (MRI)  in  equine  veterinary  practice  has  been   a  breakthrough  in  the  diagnosis  of  orthopaedic  conditions  of  the  equine  foot.  Currently   MRI  is  recognized  as  the  gold  standard  in  imaging  of  equine  foot  disease.  

We   present   anamnestic,   clinical,   radiographic   and   MR   imaging   data   of   four   horses   affected   by   palmar   chronic   foot   pain.   These   patients   were   submitted   to   palmar   digital   neurectomy  and  subsequently  resumed  the  previous  level  of  activity  in  the  absence  of   untoward  side  effects  or  complications.  The  follow  up  was  of  6  and  24  months.  

An   accurate   diagnosis   of   foot   disease   obtained   by   MRI,   allowed   to   estimate   risks   associated   with   palmar   digital   neurectomy.   Horses   unresponsive   to   other   form   of   therapies  were  able  to  continue  previous  athletic  activity.  

 

Key   words:   Magnetic   Resonance   Imaging,   palmar   digital   neurectomy,   horse,   foot,   lameness  

(2)

INTRODUZIONE  

 

La  nevrectomia  digitale  palmare  nel  cavallo  è  una  delle  più  antiche  procedure  

chirurgiche  in  medicina  veterinaria,  descritta  già  dal  XIX  secolo.  Nel  corso  degli  anni  è   stata  largamente  utilizzata  per  consentire  l’uso  di  cavalli  affetti  da  zoppia  cronica  della   regione  del  piede  a  seguito  dell’insuccesso  delle  terapie  conservative[2,  5].  

Tra  le  patologie  più  frequentemente  trattate  con  la  recisione  dei  nervi  digitali  palmari,   troviamo  la  sindrome  navicolare,  la  calcificazione  delle  cartilagini  alari,  le  fratture  della   terza  falange  e  dell’osso  navicolare  e  la  desmopatia  dei  legamenti  collaterali  del  

navicolare[2,  5,  32,  35].  La  nevrectomia  digitale  palmare  è  una  terapia  chirurgica  palliativa:  

non  ha  cioè  alcuna  azione  propriamente  terapeutica  per  la  patologia  causa  del  problema,   ma  viene  impiegata  per  la  riduzione  del  dolore  palmare  cronico  nei  soggetti  in  cui  la   terapia  conservativa  non  ha  avuto  successo.  Tale  tecnica  chirurgica  presenta  senza   dubbio  dei  limiti  di  applicazione  ed  è  associata  alla  possibile  insorgenza  di  complicazioni   più  o  meno  gravi,  come  la    re  innervazione,  la  formazione  di  neuromi,  la  rottura  del   tendine  flessore  profondo  del  dito  (DDFT)[2,  5,  32,  35].  

La  selezione  del  paziente  su  cui  eseguire  l’intervento  è  una  fase  di  fondamentale   importanza  e  la  visita  clinica  e  ortopedica  dovrebbe  essere  la  più  accurata  possibile.    

Per  diminuire  il  rischio  d’insorgenza  di  complicanze  particolarmente  gravi  come  la   rottura  del  DDFT  è  importante  escludere  i  soggetti  affetti  da  una  tendinopatia  grave  a   carico  di  questa  struttura.  Questo  perché,  se  le  fibre  tendinee  sono  gravemente  

danneggiate,  la  rimozione  di  un  dolore  “protettivo”  potrebbe  costituire  un  fattore   predisponente  alla  rottura.    

Un  altro  importante  dato  utile  per  la  selezione  dei  soggetti  è  senza  dubbio  costituito  da   una  risposta  positiva  alle  anestesie  semeiologiche  digitali  palmari,  con  un  miglioramento   della  zoppia  di  almeno  il  90%[2].  Solo  tali  soggetti  possono  considerarsi  buoni  candidati   per  l’intervento,  in  caso  contrario  la  recisione  dei  nervi  rischierebbe  di  non  ottenere  un   miglioramento  clinico  soddisfacente.    

La  zoppia  del  piede  è  una  manifestazione  clinica  di  difficile  diagnosi  obiettiva.  E’  

possibile  individuare  l’area  anatomica  da  cui  origina  il  dolore  attraverso  un  uso  attento   delle  anestesie  semeiologiche,  ma  l’identificazione  precisa  della  struttura  affetta  da   patologia  comporta  difficoltà  maggiori.  Il  ricorso  a  tecniche  di  diagnostica  per  immagini   di  primo  livello  (radiologia  ed  ecografia)  spesso  non  è  conclusivo  per  i  limiti  associati  

(3)

alla  regione  anatomica.  La  radiologia  permette  esclusivamente  lo  studio  dei  tessuti   mineralizzati  e  quindi  non  consente  la  visualizzazione  di  patologie  a  carico  delle  

strutture  teno-­‐desmiche.  Inoltre  alcune  alterazioni  ossee,  come  quelle  a  carico  dell’osso   navicolare,  sono  visibili  solo  nelle  fasi  avanzate  della  patologia.  Anche  l’uso  

dell’ecografia  non  garantisce  risultati  migliori,  consentendo  di  ottenere  informazioni   parziali,  di  difficile  e  spesso  dubbia  interpretazione.    

E’  da  prendere  in  considerazione  il  fatto  che  alcuni  organismi  sportivi  (FEI/FISE)   vietano  la  partecipazione  alle  competizioni  ai  soggetti  sottoposti  a  nevrectomia.  

Per  tali  ragioni  il  ricorso  a  tale  procedura  chirurgica,  che  in  molti  casi  potrebbe   costituire  l’estremo  tentativo  non  solo  per  salvaguardare  la  carriera  sportiva  di  un   cavallo  atleta  ma  anche  la  qualità  della  vita,  o  addirittura  la  stessa  sua  vita,  è  stata   progressivamente  abbandonata.  

Il  limite  maggiore  sotto  il  profilo  etico,  ma  soprattutto  medico,  è  con  ogni  probabilità   rappresentato  dal  fatto  che  spesso  il  clinico  non  è  in  grado  di  raccogliere  sufficienti  dati   clinici  per  poter  consigliare  la  nevrectomia  digitale  solo  nei  soggetti  con  i  requisiti   minimi  necessari  per  poter  essere  sottoposti  a  tale  intervento.    

In  tempi  abbastanza  recenti  è  stato  possibile  progredire  in  modo  significativo  in  tal   senso  grazie  all’avvento,  anche  in  ambito  ippiatrico,  della  Risonanza  Magnetica  (RM)   come  gold  standard  diagnostico  per  le  patologie  ortopediche  del  piede.  La  RM  permette   una  buona  visualizzazione  di  tutti  i  tessuti,  siano  essi  mineralizzati  o  non  

mineralizzati[41,  20,  34].    

Le  immagini  RM,  fornendo  un’analisi  dettagliata  delle  alterazioni  patologiche  anche  delle   strutture  anatomiche  intracapsulari,  consentono  di  giungere  a  una  diagnosi  specifica  di   patologia,  favorendo  la  formulazione  di  un  piano  terapeutico  mirato  e  garantendo  una   prognosi  predittiva  più  accurata  [23].  

La  RM  permetterebbe  una  scelta  oculata  e  responsabile  dei  candidati  alla  nevrectomia,   escludendo  quindi  soggetti  che  presentano  lesioni  degenerative  gravi  a  carico  del  

tendine  flessore  profondo  e  garantendo  così  un’applicazione  più  sicura  di  questa  tecnica   chirurgica.  

L’ipotesi  di  partenza  è  stata  che  la  precisa  diagnosi  delle  patologie  del  piede,  grazie   all’esame  RM,  possa  fornire  le  informazioni  necessarie  per  valutare  il  grado  di  rischio  e   quindi  migliorare  la  prognosi  di  un  soggetto  sottoposto  a  nevrectomia.    

(4)

Il  nostro  studio  ha  preso  in  esame  i  dati  anamnestici,  clinici  e  di  diagnostica  per   immagini,  radiografica  e  RM,  di  quattro  soggetti  affetti  da  dolore  palmare  cronico  del   piede.  I  soggetti  sono  stati  poi  sottoposti  a  nevrectomia  digitale  palmare  e  hanno  ripreso   il  livello  di  attività  precedentemente  svolto.  Il  follow-­‐up  dei  casi  è  stato  variabile  tra  i  6  e   i  24  mesi.  

 

(5)

1.  PRINCIPI  GENERALI  DI  RISONANZA  MAGNETICA  

   

1.1.  GENERALITÀ    

La  Risonanza  Magnetica  ha  alcuni  aspetti  comuni  con  altre  tecniche  di  diagnostica  per   immagini,  come  la  radiografia,  la  tomografia  computerizzata  o  l’ecografia,  ma  allo  stesso   tempo  possiede  delle  caratteristiche  del  tutto  uniche,  determinate  dai  principi  fisici  sui   quali  si  basa  la  formazione  delle  immagini.  Si  tratta,  infatti,  di  una  tecnica  che  sfrutta  le   proprietà  magnetiche  proprie  di  ciascun  atomo  formante  i  tessuti  biologici,  posti   all’interno  di  un  campo  magnetico  esterno.  Non  richiede  quindi  l’utilizzo  di  radiazioni   ionizzanti,  salvaguardando  così  il  paziente  da  tutti  gli  effetti  collaterali  dati  

dall’interazione  di  queste  radiazioni  con  la  materia.  Permette  l’acquisizione  d’immagini   multiplanari,  anche  in  post-­‐acquisizione,  consentendo  una  visualizzazione  

tridimensionale  dell’anatomia  del  paziente,  e  rendendo  così  visibili  lesioni  o  anomalie   che  non  sarebbe  altrimenti  possibile  esaminare  con  le  tecniche  diagnostiche  di  primo   livello.  

Nonostante  questi  aspetti  molto  vantaggiosi,  è  necessario  ricordare  che  si  tratta  di  un   esame  che  richiede  attrezzature  specifiche  che  comportano  un  notevole  investimento   economico.  Inoltre  questa  tecnica  diagnostica  presuppone  che  il  paziente  si  trovi  nella   più  completa  immobilità,  e  quindi,  in  rapporto  al  tipo  di  macchinario  utilizzato,  sarà   necessaria  una  profonda  sedazione  oppure  l’anestesia  generale,  condizioni  che   determinano  un  aumento  dei  rischi  per  il  paziente  e  delle  spese  per  il  proprietario.  

   

1.2.  SISTEMI  AD  ALTO  E  A  BASSO  CAMPO    

Per  acquisire  le  immagini  in  RM  sono  disponibili  sistemi  ad  alto  campo  e  sistemi  a  basso   campo.  La  differenza  sostanziale  tra  i  due  è  l’intensità  del  campo  prodotta  dai  magneti:  i  

(6)

sistemi  dotati  di  un’intensità  minore  di  0,5T  1sono  definiti  a  “basso  campo”  o  “LF”  (Low   Field),  mentre  quelli  con  intensità  maggiore  a  1T  sono  definiti  a  “alto  campo”  o  “HF”  

(High  Field).  

I  sistemi  ad  alto  campo  garantiscono  immagini  di  qualità  eccellente  in  tempi  di   acquisizione  estremamente  contenuti,  hanno  però  dei  costi,  sia  d’acquisto  sia  di   gestione,  molto  elevati,  che  ne  limitano  quindi  di  molto  la  diffusione  in  ambito   veterinario.  

I  sistemi  LF  pur  essendo  caratterizzati  da  una  qualità  d’immagine  inferiore  ai  sistemi  HF   offrono  comunque  molti  vantaggi  nella  diagnosi  di  patologie  d'interesse  ortopedico[30].   Inoltre,  la  maggior  "accessibilità"  di  questi  sistemi,  ha  contribuito  a  far  sì  che  l'esame  di   risonanza  magnetica  sia  sempre  più  considerato  come  un  necessario  step  diagnostico   per  il  conseguimento  di  un'accurata  diagnosi  anche  in  ambito  ippiatrico.  In  commercio   esistono  diverse  ditte  che  producono  sistemi  di  RM  a  basso  campo  che  possono  essere   sfruttati  per  la  pratica  ippiatrica  della  medicina  veterinaria,  l'unico  però  concepito  per   l'acquisizione  d’immagini  in  cavalli  sedati  in  posizione  quadrupedale  (standing  MRI)  è   prodotto  dalla  Hallmarq.  Si  tratta  di  un  "Distal  Limb  Scanner”  da  0,3T  che  grazie  a   particolari  sequenze  e  all'utilizzo  di  un  software  per  la  correzione  degli  artefatti  indotti   dal  movimento  permette  d’indagare  facilmente  le  regioni  più  distali  come  il  piede,   pastorale  e  nodello.  Per  indagare  regioni  più  prossimali,  ad  esempio  come  carpo,   garretto  cranio  o  colonna  cervicale  craniale  solitamente  si  ricorre  a  sistemi  HF  oppure   LF,  ma  comunque  il  cavallo  dev’essere  sottoposto  ad  anestesia  generale.  

L’intensità  di  campo  rimane  il  fattore  decisivo  per  la  qualità  dell’immagine  in  RM,  infatti,   un  sistema  HF  produrrà  sempre  immagini  di  qualità  sostanzialmente  migliore  di  

qualsiasi  altra  immagine  acquisita  con  un  sistema  a  basso  campo.  Ciononostante,  un   sistema  a  basso  campo  è  comunque  in  grado  di  produrre  delle  buone  immagini  con   sufficiente  o  buona  capacità  diagnostica,  relative  a  un  gran  numero  di  alterazioni   patologiche[30,  38].    

L’acquisizione  d’immagini  di  buona  qualità  attraverso  l’uso  di  un  sistema  a  basso  campo   è  come  per  tutte  le  tecniche  diagnostiche  “operatore  dipendente”:  infatti,  è  

fondamentale  una  buona  conoscenza  del  sistema  e  dei  suoi  limiti,  la  comprensione  dei   principi  base  di  RM  e  una  conoscenza  molto  dettagliata  dell’anatomia  equina.  

                                                                                                               

1  Il  Tesla  (T)  è  l’unità  di  misura  SI  del  campo  magnetico.  Corrisponde  al  campo  magnetico  che  si  origina  da   una  circonferenza  al  cui  interno  scorre  una  corrente  elettrica  di  1  milione  di  Ampère.  1T=100.000  volte  la   forza  di  attrazione  terrestre.  

(7)

L’ottimizzazione  dell’acquisizione  dell’immagine  richiede  un  appropriato   posizionamento  del  paziente  all’interno  della  macchina,  una  meticolosa   programmazione  dello  studio  e  infine  una  perfetta  analisi  dell’immagine.    

   

1.3.  PRINCIPI  FISICI    

La  risonanza  magnetica  (RM),  basata  sul  fenomeno  della  Risonanza  Magnetica  Nucleare   (RMN),  e  quindi  sulla  risonanza  dei  nuclei  degli  atomi,  origina  dalla  misurazione  dei   segnali  provenienti  dai  nuclei  come  risposta  a  impulsi  di  onde  radio  inviate  con  una   frequenza  predefinita  (Mitchell  2000).  Tutte  le  sostanze  presenti  in  natura  hanno,  a   livello  nucleare,  delle  proprietà  magnetiche;  infatti,  ogni  nucleo  è  formato  da  due  tipi  di   particelle:  i  protoni,  dotati  di  carica  positiva,  e  i  neutroni,  privi  di  carica.  Quando  un   nucleo  è  costituito  da  un  numero  dispari  di  protoni  e  neutroni,  esso  sarà  caratterizzato   da  un  movimento  rotatorio  sul  proprio  asse  (il  cui  momento  angolare  viene  definito   spin).  Nuclei  con  numero  atomico  dispari  sono  ad  esempio  l’idrogeno-­‐1,  il  carbonio-­‐13,  il   fluoro-­‐19  e  il  fosforo-­‐31.  

L’applicazione  medica  della  RM  sfrutta  le  proprietà  magnetiche  dell’idrogeno-­‐1,   costituito  da  un  nucleo  con  un  solo  protone  e  presente  in  grandi  quantità  nei  tessuti   organici  (è  un  elemento  essenziale  dell’acqua  e  dei  grassi)[37,  22].  

Ogni  nucleo  si  può  considerare  come  una  sfera  in  continuo  movimento  rotatorio  attorno   al  proprio  asse  magnetico,  e  all’interno  di  un  tessuto  biologico  i  diversi  nuclei  d’idrogeno   si  trovano  orientati  con  i  rispettivi  assi  magnetici  in  modo  casuale.  Se  noi  inseriamo   questo  tessuto  

all’interno  di  un   campo  magnetico   statico,  definito  B0,  gli   assi  magnetici  nei   nuclei  tenderanno  ad   allinearsi,  paralleli  tra   loro,  lungo  l’asse  di  B0   (Fig.  1).    

Fig.  1.  Allineamento  dei  nuclei  idrogeno  prima  e  dopo  il  loro    

inserimento  in  un  campo  magnetico  B0  

(8)

I  nuclei  si  possono  disporre  in  due  modi  diversi  all’interno  del  campo  magnetico  statico:  

paralleli  a  esso  (conformazione  up  o  livello  fondamentale),  oppure  antiparalleli  

(conformazione  down  o  livello  eccitato),  cioè  orientati  a  180°  rispetto  ai  nuclei  paralleli   (Fig.  2).    

Il  numero  dei  nuclei  disposti  in  posizione  parallela   è  generalmente  maggiore  di  quello  dei  nuclei   disposti  in  direzione  antiparallela,  perché  il  livello   fondamentale  è  più  stabile.  La  somma  di  tutte  le   magnetizzazioni  dei  nuclei  viene  indicata  come   magnetizzazione  macroscopica  M,  ed  ha  la  stessa   direzione  di  B0,  mentre  il  suo  movimento  di   rotazione,  data  dall’insieme  di  tutte  le  rotazioni   compiute  da  ciascun  atomo  attorno  al  proprio  

asse,  viene  definita  precessione,  che  è   caratterizzata  da  una  frequenza  e  da  una   velocità  definite  (Fig.  3).  Per  indurre  la   risonanza  dei  protoni  sarà  necessario  

utilizzare  delle  onde  radio  di  frequenza  uguale   a  quella  della  precessione  dei  nuclei.  

Quando  un  tessuto,  o  un  corpo,  è  inserito   all’interno  di  un  campo  magnetico,  la  

magnetizzazione  macroscopica  dei  nuclei  si   trova  in  condizioni  di  equilibrio  e  ha  la  stessa   direzioni  di  B0,  per  questo  motivo  viene  anche   chiamata  magnetizzazione  longitudinale  (ML),   perché  è  appunto  longitudinale  al  campo  magnetico  stesso.  In  questo  modo  però,  la   magnetizzazione  del  tessuto  è  difficilmente  misurabile,  poiché  è  oscurata  da  B0,  che  ha   un’intensità  maggiore.  Per  rendere  misurabile  la  magnetizzazione  del  tessuto,  allo  scopo   di  creare  un’immagine  RM,  è  necessario  perturbare  l’equilibrio  applicando  un  impulso   radio.  Le  onde  radio  impiegate  in  RM  sono  definite  “impulsi”,  poiché  hanno  una  durata   molto  breve,  nell’ordine  del  millesimo  di  secondo[22].  Inviando  un’onda  elettromagnetica   di  frequenza  pari  a  quella  di  precessione  dei  nuclei  si  ottiene  il  fenomeno  della  

Fig.  2  Orientamento  parallelo  e     antiparallelo  

 

   

Fig.  3  Precessione  dei  nuclei  

(9)

“risonanza”,  che  provoca  l’eccitazione  del  sistema.  Infatti,  con  l’uso  di  un  impulso  a   radiofrequenza  appropriata  potremmo  ottenere  una  rotazione  della  magnetizzazione   del  tessuto,  che  da  longitudinale  diverrà  trasversale.  La  magnetizzazione  trasversale   (MT)  può  essere  misurata  e  registrata  poiché  non  è  oscurata  dalla  magnetizzazione  di   B0[37]  .  

Il  valore  dell’angolo  di  oscillazione  è  funzione  dell’ampiezza  e  della  durata  dell’impulso   di  eccitazione:  si  definisce  impulso  di  30°,  90°  o  180°,  una  radiofrequenza  di  intensità  e   durata  tali  che,  subito  dopo  l’impulso,  la  magnetizzazione  del  tessuto  formi  con  il  campo   B0  un  angolo  di  30°,  90°  o  180°.  Nella  maggior  parte  dei  casi  si  utilizzano  impulsi  di  90°  o   180°.  

   

1.4.  PARAMETRI  ESSENZIALI  DEL  SEGNALE    

I  parametri  essenziali  del  segnale  sono  la  Densità  Protonica  (DP),  il  tempo  di   rilassamento  longitudinale  o  T1  e  il  tempo  di  rilassamento  trasversale  o  T2.  

La  densità  protonica  rappresenta  il  numero  dei  nuclei  d’idrogeno  risonanti  per  unità  di   volume  del  tessuto.    

Il  rilassamento  è  il  ritorno  all’equilibrio  del  sistema  (il  ritorno  della  magnetizzazione   dalla  posizione  trasversale  alla  posizione  parallela  a  B0)  una  volta  terminata  

l’eccitazione  provocata  dalla  radiofrequenza.  Questo  fenomeno  è  caratterizzato  da  due   tempi:  T1  e  T2.    

Il  T1  esprime  la  velocità  con  cui  viene  recuperata  la  ML.  Il  valore  del  tempo  T1  dipende   fortemente  dall’intensità  del  campo  magnetico  B0  utilizzato,  ma  anche  dalla  massa  e   dalle  dimensioni  delle  molecole  che  costituiscono  i  tessuti.  In  uno  studio  recente  è  stato   osservato  che  anche  la  temperatura  del  soggetto  e  la  maturità  del  tessuto  osseo  possono   influenzare  questo  parametro[4].  L’acqua  libera  pura  è  la  sostanza  con  il  tempo  T1  più   lungo  in  assoluto  (circa  tre  secondi),  mentre  i  tessuti  adiposi,  invece,  hanno  i  tempi  di   rilassamento  più  corti  di  tutti  gli  altri  tessuti  biologici  (circa  100-­‐150  millisecondi).  Il  T2   definisce  la  velocità  con  cui  decresce  la  MT  e  corrisponde  al  tempo  necessario  per  avere   una  diminuzione  del  63%  della  magnetizzazione  trasversale  dopo  un  impulso  di  90°.    

   

(10)

1.5.  SEGNALE  DI  RM    

L’individuazione  della  magnetizzazione  nucleare  si  esegue  ponendo  nel  piano  

perpendicolare  a  B0,  detto  piano  di  misurazione,  una  bobina.  Il  movimento  di  rotazione   della  magnetizzazione  trasversale  crea  nella  bobina  una  corrente  elettrica  indotta,   misurabile  dopo  un’amplificazione,  che  costituisce  il  segnale  RM.  La  misurazione  della   corrente  indotta,  che  viene  anche  chiamata  “decadimento  libero  dell'induzione”  o  F.I.D.  

(Free  Induction  Decay),  permette  di  determinare  i  parametri  caratteristici  del  segnale   RM,  che  sono  la  frequenza,  la  durata,  l’ampiezza  ed  eventualmente  la  fase.  

   

1.6.  COMPONENTI  FUNZIONALI    

Un  sistema  a  RM  è  costituito  da  più  elementi  funzionali  essenziali[37].  Il  primo  di  essi  è  il   magnete,  che  è  la  componente  deputata  alla  creazione  di  un  campo  magnetico  stabile  nel   tempo,  omogeneo  nello  spazio  e  di  intensità  sufficiente.  I  magneti  maggiormente  

impiegati  nella  diagnostica  a  RM  sono  caratterizzati  da  campi  di  forza  compresi  tra  0,2  e   3  Tesla.    

Un  altro  componente  funzionale  è  la  bobina,  che  è  l’elemento  deputato  all’invio  delle   radiofrequenze,  all’eccitazione  del  sistema  di  spin  e  alla  ricezione  del  segnale.  All’interno   di  un  sistema  a  RM  sono  presenti  due  bobine:  la  bobina  emittente,  che  è  compresa  nel   tunnel  del  magnete  e  quindi  non  è  visibile,  e  la  bobina  ricevente,  scelta  in  base  alla   regione  anatomica  da  indagare.  Si  possono  distinguere  diversi  generi  di  bobine:  i  tipi   principali  sono  quelle  di  volume  e  quelle  di  superficie.  Le  bobine  di  volume  sono   utilizzate  contemporaneamente  sia  per  l’emissione  sia  per  la  ricezione,  sono  

caratterizzate  da  una  buona  omogeneità  di  segnale  e  hanno  una  forma  tale  da  circondare   la  parte  in  esame.  Le  bobine  di  superficie,  invece,  sono  usate  esclusivamente  per  la   ricezione  del  segnale  e  possono  avere  forme  diverse  in  funzione  della  parte  anatomica   oggetto  dello  studio.    

Infine  deve  essere  presente  un  sistema  di  acquisizione  dei  dati.  Vengono  utilizzate  una   work  station  e  software  (proprietario),  che  sono  le  unità  che  permettono  la  gestione  dei   comandi,  l’impostazione  delle  radiofrequenze,  la  raccolta  e  l’elaborazione  dei  dati,  la   visualizzazione  delle  immagini  e  la  gestione  delle  sequenze.  

(11)

1.7.  SEQUENZE    

Esistono  vari  tipi  di  sequenze  possibili  per  le  serie  di  impulsi  di  radiofrequenza  emessi  e   la  loro  diversità  si  basa  sul  diverso  utilizzo  di  alcuni  parametri,  chiamati  parametri  di   acquisizione.  

Per  quanto  riguarda  la  pesatura  in  T1,  i  parametri  più  importanti  che  possono  variare   sono  il  tempo  di  ripetizione  o  TR  e  il  flip  angle  o  FA[37].  Il  TR  è  l’intervallo  di  tempo  che   intercorre  tra  le  varie  ripetizioni  di  impulsi  eccitanti,  mentre  il  FA  è  l’ampiezza  della   rotazione  della  magnetizzazione  causato  dall’impulso  radio  eccitante.  

Per  quanto  riguarda  la  pesatura  in  T2,  invece,  il  parametro  fondamentale  è  il  tempo  di   eco  o  TE[37].  Per  la  formazione  dell’immagine  in  RM  la  magnetizzazione  trasversale  non  è   misurabile  in  modo  diretto,  poiché  decade  molto  rapidamente,  di  conseguenza  si  

rimedia  formando  un’eco  del  segnale.  Il  tempo  che  trascorre  tra  la  creazione  iniziale   della  magnetizzazione  trasversale  e  la  sua  misurazione  è  ciò  che  viene  definito  tempo  di   eco.  

Qui  di  seguito  saranno  illustrate  le  sequenze  di  impulsi  più  utilizzate  nell’acquisizione   delle  immagini  mediante  risonanza  magnetica.  

1. Sequenze  Gradient  Eco  

Una  sequenza  Gradient  Eco  o  GE  consiste  in  un  impulso  di  eccitazione  seguito   dalla  misurazione  di  un’eco.  Le  tecniche  possibili  sono  le  Unspoiled  Gradient  Eco   e  le  Spoiled  Gradient  Eco.  

Le  tecniche  Unspoiled  Gradient  Eco  sono  caratterizzate  da  sequenze  di  impulsi   nelle  quali  la  magnetizzazione  trasversale  è  ancora  presente  al  momento  

dell’applicazione  del  secondo  impulso  di  eccitazione.  Infatti,  utilizzando  TR  brevi   per  ottenere  dei  tempi  di  acquisizione  veloci,  sarà  presente  una  magnetizzazione   trasversale  residua  al  momento  dell’impulso  di  eccitazione  successivo.    

Le  tecniche  Spoiled  Gradient  Eco  invece,  prevedono  un  annullamento  della   magnetizzazione  trasversale  residua  prima  di  ogni  impulso  di  eccitazione  in   modo  da  non  influenzare  il  contrasto  dell’immagine.  

2. Sequenze  Spin  Eco  

Si  tratta  di  sequenze  costituite  da  due  impulsi  separati  da  un  intervallo  di  tempo.  

Il  primo  impulso  ha  una  radiofrequenza  di  90°  e  il  secondo  è  un  impulso  di  180°.  

Le  tecniche  Spin  Eco  sono  più  tolleranti  ai  disturbi  elettromagnetici  del  sistema  

(12)

rispetto  alle  sequenze  Gradient  Eco,  infatti,  gli  impulsi  radio  di  rifocalizzazione  a   180°  sono  in  grado  di  correggere  parzialmente  le  imperfezioni  del  campo  

magnetico.  

3. Sequenze  “Inversion  Recovery”  (IR)  

Si  tratta  di  frequenze  che  forniscono  un  eccellente  contrasto  in  T1  ma  hanno  una   durata  di  acquisizione  più  lunga.  La  sequenza  di  base  è  costituita  da  una  

successione  di  tre  impulsi:  il  primo  impulso  è  di  180°,  il  secondo  è  di  90°  e  viene   inviato  dopo  un  intervallo  di  tempo  definito  tempo  di  inversione  o  TI,  infine,   l’ultimo  impulso  è  nuovamente  di  180°.  La  sequenza  IR  può  essere  utilizzata  per  

“spegnere”  specificatamente  l’intensità  di  un  tessuto:  ad  esempio,  è  possibile,   scegliendo  un  tempo  d’inversione  TI  breve,  annullare  la  magnetizzazione   longitudinale  del  tessuto  adiposo  sopprimendone  l’intensità.  Questa  sequenza   prende  il  nome  di  STIR  (Short  TI  Inversion  Recovery).  

 

Queste  tecniche  di  acquisizione  delle  immagini  possono  essere  applicate  

nell’acquisizione  di  immagini  pesate  in  T1,  in  T2  oppure  in  Densità  Protonica  (DP).  

1. Sequenze  di  impulsi  pesate  in  T1  

Si  tratta  di  sequenze  che  permettono  la  formazione  di  immagini  con  contrasto  in   T1  ottenute  utilizzando  TR  e  TE  brevi.  

 

• Spin  Eco:  La  tecnica  Spin  Eco  permette  di  ottenere  immagini  pesate  in  T1   di  buona  qualità  e  con  pochi  artefatti.  Il  TR  è  pari  o  minore  a  600  msec  e  al   diminuire  dell’intensità  di  B0  è  necessario  utilizzare  TR  più  brevi.  Il  TE  è  il   più  breve  possibile.  

• Inversion  Recovery:  Le  tecniche  di  IR  possono  essere  utilizzate  per   ottenere  sulle  immagini  Spin  Eco  un  contrasto  in  T1  più  forte,  con  la   formazione  di  immagini  fortemente  pesate  in  T1,  nelle  quali  i  tessuti  con   T1  breve  sono  rappresentati  con  segnali  ad  alta  intensità.  

2. Sequenze  di  impulsi  pesate  in  T2  

Si  tratta  di  sequenze  che  permettono  la  formazione  di  immagini  con  contrasto  in   T2  ottenute  utilizzando  TR  e  TE  lunghi.  

• Spin  Eco:  La  tecnica  Spin  Eco  garantisce  un  contrasto  in  T2  accettabile  per   la  maggior  parte  dei  tessuti.    

(13)

3. Sequenze  di  impulsi  pesati  in  Densità  Protonica  (DP)  

Le  immagini  presentano  un  contrasto  intermedio  tra  quello  di  un’immagine   pesata  in  T1  e  quello  di  un’immagine  pesata  in  T2,  per  questo  motivo  le  sequenze   sono  anche  dette  “con  pesatura  intermedia”.  Le  immagini  pesate  in  DP  si  rivelano   molto  utili  nella  visualizzazione  delle  strutture  ipo-­‐intense,  come  la  corticale   ossea  o  i  tessuti  fibrosi,  rispetto  allo  sfondo  dei  tessuti  molli  ad  intensità  più  alta.  

• Spin  Eco:  La  tecnica  Spin  Eco  è  il  metodo  migliore  per  acquisire  immagini   in  DP.  Il  TR  utilizzato  è  lungo,  mentre  il  TE  è  breve.  

 

   

     

1.8.  INTERPRETAZIONE  DELLE  IMMAGINI    

Il  livello  d’intensità  di  segnale  dei  tessuti  determina  la  formazione  d’immagini  RM   rappresentate  come  una  scala  di  grigi,  con  una  gamma  di  contrasti  variabile.  Il  contrasto   è  dato  dalle  proprietà  del  tessuto  in  funzione  della  densità  protonica  e  dei  tempi  di   rilassamento  T1  e  T2[38].  Il  segnale  RM  dei  tessuti  deriva  dall’acqua  e  dal  grasso  presenti   al  loro  interno,  dove  gli  ioni  idrogeno  sono  mobili  e  molto  abbondanti.  Le  strutture   costituite  da  pochi  ioni  idrogeno,  come  la  corticale  ossea  e  le  strutture  teno-­‐desmiche,   producono  un  segnale  molto  basso  o  nullo  apparendo  quindi  scure  (ipo-­‐intense).      

Lo  stesso  tessuto  avrà  un  aspetto  diverso  in  base  al  tipo  di  sequenza  utilizzata,  infatti,   l’acqua  ha  un  tempo  di  rilassamento  longitudinale  lungo,  mentre  il  tessuto  adiposo   presenta  un  T1  corto.  Per  questo  motivo  nelle  sequenze  pesate  in  T1,  i  fluidi  

Fig.  4:  A:immagine  pesata  in  T1;    B:immagine  in  DP;    C:immagine  pesata  in  T2;    

D:immagine  in  STIR  

Adams  &  Stashak’s  Lameness  in  Horses  

 

(14)

appariranno  scuri,  i  tessuti  ricchi  di  acqua  in  grigio,  mentre  il  tessuto  adiposo  apparirà   brillante,  cioè  iper-­‐intenso.  Le  immagini  acquisite  con  pesatura  in  T1  si  caratterizzano   per  una  buona  risoluzione.  I  tessuti  fisiologicamente  più  ricchi  di  acqua  così  come  i   tessuti  edematosi  appaiono  più  scuri  dei  tessuti  circostanti.  Nelle  immagini  pesate  in  T2   invece,  i  liquidi  appaiono  iper-­‐intensi  mentre  i  tessuti  ricchi  di  acqua  o  grassi  hanno   un’intensità  media.  Queste  immagini  sono  meno  dettagliate  rispetto  a  quelle  pesate  in   T1  ma  sono  utili  nell’identificazione  di  stati  patologici  in  cui  aumenta  il  contenuto  di   fluidi,  come  edemi  o  fenomeni  infiammatori,  che  si  manifestano,  appunto,  con  aree   d’intensità  maggiore  rispetto  ai  tessuti  circostanti  più  scuri.  Tuttavia,  la  presenza  di   alterazioni  patologiche  che  determinano  un  accumulo  di  liquidi  all'interno  di  tessuti   ricchi  di  cellule  adipose,  come  la  midollare  ossea  ad  esempio,  ne  rende  l'identificazione   difficoltosa  se  non  addirittura  impossibile.  Per  ovviare  a  questo  problema  si  ricorre  a   sequenze  particolari,  in  grado  di  sopprimere  il  segnale  del  tessuto  adiposo,  come  la  STIR.  

 

(15)

1.9.  ARTEFATTI    

Gli  artefatti  sono  un  evento  piuttosto  comune  durante  un  esame  RM,  si  tratta  d’intensità   di  segnale  (o  totale  mancanza  di  esso)  che  non  è  prodotta  e  non  è  propria  del  tessuto   oggetto  dello  studio.  Le  cause  più  comuni  sono  il  movimento,  una  disomogeneità  del   campo  magnetico  e  artefatti  dati  dall’acquisizione  digitale  delle  immagini.  

 

1.9.1.  ARTEFATTI  DA  MOVIMENTO  

Dato  che  generalmente  i  pazienti  si  trovano  in  uno  stato  di  anestesia  generale,  la  causa   di  questo  tipo  di  artefatti  è  da  ricercare  in  movimenti  impercettibili,  perlopiù  dati  dagli   atti  respiratori  o  dalle  pulsazioni  arteriose  all’interno  dei  vasi.  Questi  movimenti   conducono  a  un  fenomeno  definito  “ghosting”[38],  ossia  la  molteplice  ripetizione  di  un   distretto  anatomico  sovrapposto  all’immagine  reale  di  partenza  (Fig.  5).    

Per  risolvere  questo  inconveniente  è   sufficiente  cercare  di  immobilizzare  il  più   possibile  il  distretto  anatomico  oggetto   dello  studio,  ad  esempio  utilizzando  

sacchetti  pieni  di  sabbia,  minimizzando  così   i  movimenti  dati  dall’escursione  toracica   durante  la  respirazione.  Gli  artefatti  da   flusso  derivano  dal  movimento  dei  protoni   all’interno  dei  vasi  sanguigni,  e  sono   particolarmente  evidente  nelle  sequenze   GE,  dove  il  sangue  appare  iperintenso.  Per   eludere  il  problema  è  possibile  utilizzare   bande  di  saturazione  o  opzioni  di  

acquisizione  volte  a  compensare  il  flusso[38].  

   

Fig.  5  Artefatto  da  movimento  in  una  sequenza   STIR   ottenuta   con   un   sistema   LF   “standing   MRI”.  

Da  Equine  MRI  (2011)  Murray  R.  

(16)

1.9.2.  ARTEFATTI  DA  MANCATA  OMOGENEITÀ  DEL  CAMPO  MAGNETICO.    

Per  la  buona  riuscita  delle  immagini  è   necessario  un  campo  magnetico  il  più   omogeneo  possibile,  un’eventuale   disomogeneità  può  portare  alla   distorsione  dell’immagine  o  alla   formazione  di  artefatti.  La  causa  più   comune  della  mancata  omogeneità  del   campo  è  data  da  variazioni  eccessive   della  temperatura  all’interno  della   stanza  in  cui  è  collocato  il  magnete.  

Anche  la  presenza  di  oggetti  metallici   può  causare  delle  alterazioni  

nell’omogeneità  di  B0,  con  la  

formazione  di  immagini  distorte  (Fig.  6),  quindi  è  importante  fare  attenzione  

all’eventuale  presenza  di  microchip,  frammenti  di  chiodi  da  ferratura  e  qualsiasi  altro   corpo  formato  da  materiale  ferromagnetico  che  può  essere  presente  e  non  visibile  nei   pazienti  oggetto  dello  studio[27].  Per  tale  ragione  è  importante  eseguire  un  controllo   radiografico  prima  di  iniziare  l'esame  RM.  

   

1.9.3. ARTEFATTO  “CHEMICAL  SHIFT”  

Si  tratta  di  un  particolare  tipo  di  artefatto  che  si  manifesta  a  causa  delle  differenze   chimiche  tra  due  tessuti,  soprattutto  nell’interfaccia  grasso-­‐tessuti  molli.  Questo  perché,   in  condizioni  normali,  i  protoni  dell’acqua  e  quelli  del  tessuto  adiposo  hanno  una  

frequenza  di  precessione  diversa  quando  inseriti  in  un  campo  magnetico,  ma  il  sistema   informatico  RM  è  configurato  in  modo  da  acquisire  la  precessione  di  tutti  i  protoni  dei   diversi  tessuti  alla  stessa  frequenza.  Durante  la  ricostruzione  dell’immagine  però,  il   computer  interpreta  la  differenza  di  frequenza  tra  acqua  e  grasso  come  una  posizione   diversa  all’interno  dell’immagine  anatomica  e  non  come  il  risultato  delle  normali  

proprietà  dei  tessuti.  Di  conseguenza  si  ha  uno  spostamento  artefattuale  dei  tessuti  molli   rispetto  al  tessuto  adiposo  che  si  manifesta  come  un  aumento  o  una  diminuzione  

dell’intensità  di  segnale  a  livello  dell’interfaccia.  

   

Fig.  6  Artefatto  da  distorsione  del  campo  magnetico   causato  dalla  presenza  di  un  chiodo  da  ferratura.  

Da  Equine  MRI  (2011)  Murray  R.  

 

(17)

1.9.4. EFFETTO  “MAGIC  ANGLE”  

Si  tratta  di  un  artefatto  particolare  che  si   presenta  quando  delle  fibre  collagene  si   trovano  allineate  in  modo  da  formare  con   il  campo  magnetico  B0  un  angolo  di  54.7°  

+/-­‐  10  (il  cosiddetto  “magic  angle”).  

Questa  particolare  angolazione  determina   un  aumento  artefattuale  del  segnale  delle   fibre  che  potrebbe  essere  fuorviante  per   una  corretta  diagnosi[38].  Infatti,  strutture   normalmente  ipointense  appaiono  

caratterizzate  da  un  segnale  elevato,   tipico  di  alcune  lesioni.  Questo  tipo  di  

artefatto  si  può  ridurre  aumentando  il  tempo   di  eco,  di  conseguenza  è  meno  visibile  nelle   immagini  pesate  in  T2.  Nei  sistemi  HF  la   struttura  anatomica  che  risente  

maggiormente  di  tale  artefatto  è  costituita   della  porzione  preinserzionale  del  DDFT  (Fig.  

7).  

Nei  sistemi  LF  invece  a  risentirne  

maggiormente  sono  i  legamenti  collaterali   dell'articolazione  interfalangea  distale  (Fig.  

8).  

 

   

Fig.  7  Scansione  sagittale  T1  pesata  ottenuta   con  un  sistema  HF,  il  campo  magnetico  statico   è  orientato  longitudinalmente  rispetto  all’arto.  

La  freccia  indica  un  iperintensità  data   dall’effetto  magic  angle.  

Da  Equine  MRI  (2011)  Murray  R.  

 

   

Fig.  8  La  freccia  indica  un’iperintensità  del   legamento  collaterale  dell’articolazione   interfanagea  distale  non  dovuto  a  

un’alterazione  patologica,  ma  all’effetto  magic   angle.  

Da  Equine  MRI  (2011)  Murray  R.  

(18)

ARTEFATTI  NELL’IMMAGINE  RM  DEL  TENDINE  FLESSORE  PROFONDO  DELLE   FALANGI    

Se  l'asse  maggiore  dell'arto  è  posto   parallelamente  a  B0,  (condizione   frequente  nei  sistemi  HF)  l’artefatto   magic  angle  risulta  molto  visibile  in   prossimità  della  porzione  

postsesamoidea/preinserzionale   DDFT  (Fig.  9).    

Per  distinguere  l’effetto  magic   angle  da  un’immagine  patologica   reale,  nel  caso  in  cui  sia  stato   utilizzato  un  TE  minore  di  30  ms,   andrebbero  analizzate  e  comparate   in  modo  accurato  le  immagini   pesate  in  T1  con  quelle  pesate  in   T2.    

Nei  sistemi  LF,  sia  standing  sia  operanti  in  GA,   l'asse  magnetico  B0  è  invece  posto  

perpendicolarmente  al  DDFT,  che  quindi  non   dovrebbe  risentire  dell'artefatto.  Tuttavia,  se   a  causa  di  un  errato  posizionamento  

all’interno  della  bobina  ricevente,  l’arto  non   risulta  perfettamente  perpendicolare  al   campo  magnetico,  è  possibile  osservare   l’iperintensità  artefattuale  a  carico  di  uno  o  di   entrambi  i  lobi  del  DDFT[55]  (Fig.  10.).  

 

   

Fig.  9.  Scansione  sagittale  Spin  Echo  pesata  in  T1.  È   visibile  l’effetto  magic  angle  nell’aumento  del  segnale   della  porzione  distale  del  tendine  flessore  profondo.  

Veterinary  Radiology  &  Ultrasound  43:  428-­430  

 

   

Fig.  10.  Le  freccie  bianche  indicano  

un’iperintensità  da  magic  angle  a  carico  dei   lobi  del  DDFT  e  del  legamento  collaterale   mediale  della  DIP.  Spriet  M.  2009,  Vet  Rad  &  

Ultrasound  50:  32-­36  

 

(19)

ARTEFATTI  NELL’IMMAGINE  RM  DEI  LEGAMENTI  COLLATERALI   DELL’ARTICOLAZIONE  INTERFALANGEA  DISTALE  

Come  detto  precedentemente,  nei  magneti  in  cui  l'arto  viene  posto  perpendicolarmente   a  B0,  è  importante  che  l'arto  non  sia  inclinato  rispetto  al  piano  del  gantry,  altrimenti  uno   dei  due  legamenti  collaterali  potrebbe  manifestare  un  aumento  del  segnale  pur  

mantenendo  forma  e  dimensioni  inalterate.  Quest’asimmetria  nell’intensità  del  segnale   tra  i  due  legamenti  è  osservabile  in  diverse  sequenze:  nelle  sequenze  Gradient  Echo  in   modo  particolare,  ma  anche  Spin  Echo  pesate  in  T1,  Turbo  Spin  Echo  pesate  in  DP,   mentre  è  meno  visibile  nelle  immagini  pesate  in  T2.  L’artefatto  è  giustificato  dal  fatto   che,  mentre  in  condizioni  normali  le  fibre  collagene  dei  legamenti  e  dei  tendini  hanno  un   tempo  di  rilassamento  T2  molto  breve,  quando  queste  si  trovano  a  un’angolazione  di  55°  

+/-­‐  10°  rispetto  a  B0,  il  tempo  di  rilassamento  T2  aumenta  improvvisamente  di  circa  100   volte  (da  250  µs  a  22  ms).  In  condizioni  ideali,  cioè  con  B0  esattamente  perpendicolare   all’asse  maggiore  del  piede,  entrambi  i  legamenti  collaterali  formano  con  il  campo   magnetico  un  angolo  di  circa  70°,  e  l’effetto  magic  angle  non  si  verifica.  Bisogna  tuttavia   prestare  particolare  attenzione  al  posizionamento  dell’arto  oggetto  d’indagine,  perché  è   sufficiente  una  lieve  inclinazione,  di  circa  5°-­‐15°,  per  far  si  che  uno  dei  due  legamenti  si   venga  a  trovare  all’interno  dell’area  responsabile  della  visualizzazione  dell’artefatto.  

E’  molto  importante  dunque  evitare,  o  almeno  riconoscere,  l’effetto  magic  angle  in  modo   da  prevenire  una  diagnosi  falsamente  positiva  di  desmopatia  del  legamento  

collaterale[52,  54].  

 

 

   

Fig.  11.  Immagine  tratta  da  Veterinary  Radiology  &  Ultrasound  48:  95-­100  

 

(20)

2.  LA  NEVRECTOMIA  DIGITALE  PALMARE    

 

2.1.  RICHIAMI  DI  ANATOMIA    

I  nervi  digitali,  discendendo  in  direzione  distale,  danno  origine  ad  alcune  branche  minori   che  vanno  a  innervare  il  nodello  e  i  tendini  flessori,  mentre  la  branca  principale  prende   il  nome  di  nervo  digitale  palmare,  mediale  e  laterale.  Ciascuna  di  esse,  prossimalmente   al  nodello,  emette  un  ramo  dorsale.  Questa  branca  dorsale  decorre  in  mezzo  alla  vena  e   l’arteria  digitale,  continuando  poi,  nella  maggior  parte  dei  casi,  in  posizione  dorsale   rispetto  alla  vena  digitale  palmare,  nel  terzo  distale  del  pastorale.  In  circa  un  terzo  dei   cavalli  invece,  dalla  porzione  dorsale  del  nervo  digitale  palmare  origina  una  branca   intermedia.  Questi  rami,  

dorsale  e  intermedio,   sono  deputati  

all’innervazione  sensoria   e  vasomotoria  della  cute   del  nodello,  della  

porzione  dorsale  delle   articolazioni  del  nodello  e   interfalangee,  del  corium   coronario,  laminare  e   soleare  e  della  porzione   dorsale  della  cartilagine   della  terza  falange.  

La  branca  principale  del   nervo  digitale  palmare   discende  palmare  e   parallelamente  all’arteria   digitale  ipsilaterale.  Il   nervo  e  l’arteria  

decorrono  in  profondità,  

   

Fig.  12.  Immagine  da  Adams  &  Stashak’s  Lameness  in  Horses   (2011)  

 

Riferimenti

Documenti correlati

Ordine di visita: vengono visitati tutti i nodi con un cammino tra loro e s lungo n passi, prima di visitare quelli con un cammino lungo n + 1. La visita di un grafo ` e pi`

[r]

DA COSA È RICOPERTO IL SUO CORPO: ha il pelo di colore marrone chiaro abbastanza corto sul corpo e una lunga criniera attorno al muso. Versi che produce:il

L'evoluzione del protagonista maschile consiste nell'attenuazione della componente ribelle della propria personalità, a favore di un abbandono totale nelle mani di Dio; anche

Alcuni giorni dopo la risoluzione del quadro infettivo, infatti, il piede di Andrea si presentava edematoso, talvol- ta cianotico e talvolta pallido, freddo alle estremità e con

I partecipanti al progetto vantano una prolungata esperienza di ricerca nei campi dell’analisi spettrale e nel calcolo degli autovalori e autovettori di ampie classi di

152, sezione 8.3, secondo paragrafo: sostituire la frase “Si usano questa volta tre variabili per scandire A, B e C” con “Si usano questa volta due variabili per scandire A e B..

[r]