Capitolo 2
Valutazione della funzione cardiaca con MRI
2.1 Vantaggi della risonanza magnetica applicata al cuore rispetto all’ecocardiografia
Benché l’ecocardiografia venga considerata tuttora ai fini clinici l’esame di base per lo studio morfologico del cuore grazie agli eccellenti dettagli anatomici offerti in virtù dello spettacolare miglioramento della tecnica cui si è assistito negli ultimi anni ,la risonanza magnetica ne rappresenta ,oltre che un completamento, l’alternativa univoca qualora gravi problemi di finestra acustica del paziente rendano le immagini insoddisfacenti.
Occorre infatti sottolineare che l’ecocardiografia continua ad essere notevolmente dipendente dall’operatore e limita la quantificazione della funzione cardiaca a assunzioni geometriche che diventano tanto più labili quanto più si sia realizzato un rimodellamento cardiaco ,condizione in cui è maggiormente auspicabile una precisa valutazione funzionale.
Le procedure per una quantificazione dei volumi ventricolari non possono prescindere da un ottima definizione del contorno subendocardico ,spesso non ottenibile in ecocardiografia come pure la quantificazione funzionale della camera ventricolare destra la cui funzione è un importante determinante prognostico nelle coronaropatie,cardiopatiecongenite,e malattie polmonari.
La risonanza rappresenta un indagine auspicabile quando dunque si voglia passare da una valutazione qualitativa ad una quantitativa.
2.2 Brevi cenni sulla morfologia e funzione del cuore
Il cuore è un muscolo cavo,delle dimensioni di un pugno, situato nella gabbia toracica tra i due polmoni e al riparo dietro lo sterno. La sua massa è posizionata al centro del torace e solo la punta inferiore è girata verso sinistra. É racchiuso da due membrane che ne facilitano il movimento: una più interna, l’endocardio e l’altra più esterna il pericardio. Risulta diviso in due parti principali,destra e sinistra,a loro volta divise in due cavità: atri e ventricoli. I primi ricevono il sangue dalle vene. Le vene polmonari riportano all’atrio sinistro il sangue riossigenato dai polmoni; le vene cave,inferiore e superiore, riportano all’atrio destro il sangue carico di scorie. I ventricoli,cavità interne inserite nei potenti muscoli del miocardio, contraendosi pompano il sangue dal cuore verso le arterie. Il ventricolo sinistro alimenta di sangue l’aorta che lo invia a tutti gli organi,mentre il ventricolo destro alimenta di sangue l’arteria polmonare che lo invia ai polmoni. Tra atrio e ventricolo di ciascuna delle due parti del cuore c’è una valvola che, al momento della contrazione dei ventricoli, agisce come meccanismo di non ritorno, impedendo il reflusso del sangue dai ventricoli agli atri. Due altre valvole, che hanno la stessa funzione, sono poste tra i ventricoli e le arterie che partano dal cuore.
In sintesi,la parte destra del cuore riceve e rinvia sangue detto venoso, carico di anidride carbonica e privato dell’ossigeno. La parte sinistra riceve e pompa nei vasi sanguigni il sangue arterioso, arricchito di ossigeno e liberato dall’anidride carbonica in eccesso.
La parte funzionale del cuore è un muscolo che necessita dell’apporto di ossigeno e di sostanze nutritive. Tale compito è assolto dalle arterie coronariche, che si dipartono dall’aorta subito sopra la valvola aortica all’uscita del ventricolo sinistro.
necessità degli organi periferici. Il meccanismo essenziale di funzionamento del cuore, la contrazione delle fibre muscolari del miocardio, è azionato da impulsi elettrici che hanno origine nel cuore stesso. In condizioni normali, gli impulsi nascono da un nodo di fibre nervose situate nell’atrio destro e denominato nodo senoatriale. L’impulso scende lungo la parete tra i due ventricoli prima di propagarsi all’insieme del miocardio. Con il procedere dell’impulso, le fibre muscolari si contraggono. In questo modo, gli atri,contraendosi, spingono il sangue verso i ventricoli, che a loro volta lo pompano nelle arterie. Il nodo senoatriale regola la frequenza del battito cardiaco, ma può essere a sua volta influenzato da informazioni trasmesse dal sistema neurovegetativo. Il ritmo del battito viene accelerato o rallentato. Un cattivo funzionamento del nodo senoatriale o dei fasci nervosi che da esso si dipartono determina disturbi del ritmo cardiaco, il più comune dei quali è l’aritmia. L’elettrocardiogramma serve a registrare gli impulsi elettrici e la loro progressione nel miocardio. Il cuore lavora senza sosta. Ogni battito pompa circa 70 ml di sangue, da 60 a 80 volte al minuto. La frequenza massima delle pulsazioni diminuisce con l’età: da 220 pulsazioni al minuto alla nascita, si scende progressivamente a 150 dopo i sessant’anni,limitando così la capacità di adattamento allo sforzo. Tuttavia una frequenza troppo elevata, come nel caso della tachicardia, non è utile, poiché i ventricoli non hanno abbastanza tempo per riempirsi e lavorano a vuoto.
2.3 Problemi dovuti alla presenza del respiro e al movimento cardiaco
Grazie allo sviluppo di nuove tecniche per il controllo del movimento e di artefatti dovuti al flusso ed al respiro la risonanza magnetica occupa un ruolo di primo piano nelle indagini cardiovascolari.
Il trattenimento del respiro, l’implementazione, in alcune macchine, della tecnica navigator, descritta in dettaglio in seguito, che consente di acquisire immagini anche a respiro libero, la sincronizzazione della tecnica Gradient-Eco(GRE) con l’elettrocardiogramma (ECG) oltre alle più sofisticate tecniche cosiddette segmentate (segmented breath-hold) rappresentano attualmente gli accorgimenti più efficaci per l’ottenimento di immagini di eccellente qualità in tempi che si aggirano intorno al secondo.
Occorre precisare che la risonanza magnetica applicata al cuore non si limita alla sola analisi morfologica ma va ben oltre consentendo di avere informazioni utili anche sulle funzioni, perfusioni, viabilità miocardiaca e anatomia coronaria grazie soprattutto alle innovazioni hardware nelle attuali macchine. Velocissimi tempi di attivazione e disattivazione dei gradienti (slew-rate), bobine di radio frequenza con altissima sensibilità, ampiezze dei gradienti molto elevate ne sono una prova tangibile.
Durante l’acquisizione di immagini cardiache, oltre a dover utilizzare sequenze che richiedono tempi di acquisizioni brevi, occorre che in tali intervalli l’organo in esame sia fermo il più possibile al fine di evitare la presenza dei cosiddetti artefatti da movimento (motion artifacts).
Un moto nella direzione del gradiente di lettura crea un annebbiamento (blurring) nell’immagine finale mentre un movimento lungo la direzione del gradiente di fase porta alla ripetizione di alcuni contorni (ghosting).
Per evitare tale forma di artefatti si fa in modo che ogni impulso RF della sequenza venga effettuato sempre allo stesso istante del ciclo cardiaco. Ciò si ottiene sincronizzando l’acquisizione con l’elettrocardiogramma e precisamente l’onda R con l’impulso RF.
(Occorre ricordare che l’ECG è un importante mezzo diagnostico per la misurazione dell’attività elettrica del cuore e che il segnale ad esso corrispondente è dato da un complesso di onde denominate PQRT,ciascuna delle quali corrisponde ad una ben precisa funzione meccanica del cuore e che in genere è analizzato in frequenza nella banda tra 0.05 e 100 Hz).
Non si ha comunque la limitazione di avere un solo impulso RF per ogni ciclo cardiaco.
È infatti possibile averne più di uno per un singolo ciclo con ciascun impulso attivato in differenti fasi del ciclo. Risulta quindi possibile acquisire nell’intervallo di un singolo ciclo cardiaco più linee del k-spazio appartenenti a più immagini simultaneamente ciascuna delle quali viene acquisita in tempi differenti dopo il picco dell’onda R.
Per quanto riguarda la compensazione del respiro ,tenendo in conto che esso presenta un ciclo della durata di diversi secondi si procede o alla sincronizzazione con esso con notevole allungamento dei tempi di acquisizione ,ci si aggira intorno ai minuti,oppure si effettua l’acquisizione in apnea per almeno la metà del tempo di scansione ,tempo in cui si possono acquisire le linee centrali del k-spazio. Esse infatti corrispondono alle frequenze spaziali più basse, frequenze in cui è contenuta la principale informazione dell’immagine.
È ovviamente chiaro che la qualità dell’immagine aumenta se essa è acquisita con il sincronismo con l’ECG (Figura 2.2) e il trattenimento del respiro da parte del paziente per tutta la durata dell’esame.
Figura 2.2: ECG
A volte, in base alle immagini richieste e alle sequenze utilizzate, possono essere necessarie ripetute apnee durante le quali ci sarà un certo numero di fasi del ciclo cardiaco in cui l’acquisizione dei dati può essere segmentata. Tale metodo risulta efficace solo se il torace si trova ogni volta nella stessa posizione durante ciascuna apnea. Ciò è garantito se si utilizza la tecnica Navigar Echo (Figura 2.3) che consiste nel riempimento del k-spazio a spirale conseguentemente all’utilizzo di un impulso RF opportuno applicato durante l’attivazione dei gradienti di selezione della fetta e della fase.
Figura 2.3: Schema della sequenza Navigator Echo
Tale sequenza eccita selettivamente, lungo la direzione del gradiente di lettura, una stretta colonna di spin che genera un segnale di eco la cui trasformata di Fourier rappresenta una proiezione monodimensionale lungo la colonna.
La colonna da acquisire viene opportunamente localizzata in modo da intersecare il diaframma in prossimità del bordo polmoni-fegato.
Mediante un algoritmo di riconoscimento dei contorni (edge detection) è così possibile determinare più volte nel tempo la posizione di tale bordo. In tal modo la posizione del diaframma può essere valutata ad ogni apnea prima di acquisire la serie di immagini.
Un altro metodo per assicurare che il torace sia sempre nella stessa posizione consiste nel far trattenere il respiro in fase di media espirazione durante l’acquisizione dei dati.
In presenza di ritmo del respiro troppo disordinato ,casi di fibrillazione atriale con grande variabilità di risposta ventricolare o ritmo bigemino, la qualità dell’immagine risulta scadente e conviene rimandare l’esame o pre-trattare il paziente, poco prima dell’esame ,con farmaci antiritmici tra cui per esempio il propafenone (70 mg).
La presenza di aritmie impedisce l’attuazione di sequenze in respiro trattenuto in quanto, quando la variabilità R-R eccede i limiti preimpostati, le apparecchiature si pongono spontaneamente in posizione di attesa prolungando il tempo di acquisizione oltre le possibilità di cooperazione del paziente.
Ogni impulso RF è attivato a un tempo fissato dal picco dell’onda R; in tal modo l’immagine ottenuta mostra il cuore in quella particolare fase del ciclo cardiaco (Figura 2.4), mentre nella Figura 2.5 viene rappresentata la sequenza sincronizzata con l’ECG per l’acquisizione di 4 diverse immagini relative a 4 fasi del ciclo cardiaco.
Figura 2.4: Sequenza RM sincronizzata con l’ECG con un’immagine per ciclo cardiaco
Figura 2.5: Sequenza RM sincronizzata con l’ECG per l’acquisizione di 4 immagini.
2.4 Piani di scansione del cuore
L’American Heart Association ha fissato delle norme precise da rispettare per una valutazione corretta della morfologia cardiaca.
Sebbene l’orientamento rigoroso sugli assi del corpo (piano assiale) sia indispensabile per l’ottenimento topografico delle masse paracardiache e cardiache, dei pericardio, aorta, parete anteriore del ventricolo destro pur tuttavia tale approccio risulta inidoneo qualora si vogliano misurare gli spessori parietali e i diametri delle camere cardiache in quanto tali strutture giacciono su piani obliqui rispetto ai piani spaziali.
Occorre dunque considerare piani orientati sugli assi cardiaci e ottenere le immagini secondo piani obliqui lungo gli assi principali del cuore.
Analogamente le dimensioni dell’aorta e dei grandi vasi vanno calcolate tenendo conto della loro posizione spaziale e quindi sui piani ortogonali all’asse maggiore locale del vaso.
Si utilizzano quindi piani in asse corto del ventricolo sinistro, in asse lungo verticale e orizzontale, orientati nello spazio a circa 90° l’uno dall’altro.
Per ottimizzare l’accuratezza delle misurazioni, in un magnete di un Tesla, si utilizzano generalmente slice dallo spessore di 8-10 mm e una distanza tra i piani di 0-2 mm in modo da coprire i due ventricoli in tutta la loro estensione con 10-12 piani in asse corto.
Per ottenere immagini in asse corto ventricolare,procedura da noi seguita,si utilizza come riferimento preferibilmente l’asse lungo orizzontale.
Sull’immagine telediastolica si identifica l’asse che unisce l’apice cardiaco al punto di mezzo del piano valvolare mitralico e si posizionano i piani su cui ottenere gli assi corti con orientamento ortogonale a tale asse.
Figura 2.6: Piani del cuore
2.5 Strategia di acquisizione delle immagini
Classicamente per lo studio della morfologia cardiaca esistono due sequenze conosciute rispettivamente sotto il nome di black blood e white blood. La prima permette la generazione di immagini statiche di eccellente risoluzione spaziale (1-1.5 mm nel piano) mentre l’altra tecnica sotto la quale si trovano le GRE, cine fast GRE e le sequenze ultraveloci di ultima generazione SSFP(FIESTA, True FISP), sono utilizzate per ottenere ricostruzioni in cine del ciclo cardiaco costituito da circa trenta fasi e quindi idonee a valutare la funzione cardiaca.
C’è comunque da dire che nelle moderne apparecchiature questa distinzione conserva solo in parte la sua veridicità. Basti per esempio pensare alle sequenze SSFP nelle quali il dettaglio anatomico e il contrasto con il sangue circostante sono tali da fornire informazioni anatomiche di grande dettaglio.
Per ciò che concerne l’hardware della strumentazione l’operatore dispone di varie opzioni:
• le tradizionali SE con tempo di ripetizione che oscilla da 350 a 1000 msec,tempo di eco superiore a 20 msec al fine di consentire il defasamento degli spin e la conseguente cancellazione del flusso ematico;
• le sequenze in black blood FSE (Fast spin eco) con soppressione del flusso mediante doppio impulso d’inversione;
• le triple IR (inversion recovery) FSE da eseguirsi in respiro trattenuto,circa 22 secondi per ogni apnea.
Le prime, ormai in uso in poche circostanze visti i lunghi tempi di acquisizione dell’ordine dei 3-5 minuti e delle inevitabili interferenze con il respiro ,godono comunque di un TR basso che può rivelarsi importante nel caso si voglia caratterizzare la composizione di un tessuto anomalo o la presenza di infiltrazione adiposa a carico del tessuto miocardio. Si tratta comunque di sequenze la cui
Le seconde,idonee a studiare immagini in movimento richiedono comunque la collaborazione del paziente al fine di ridurre gli artefatti. A tal scopo sono state introdotte sequenze in black blood FSE con TR sincronizzati su un intervallo R-R in modo da ottenere immagini in apnea con TR più brevi ad alta risoluzione e prive di artefatti da movimento respiratorio e da flusso.
Le immagini Triple IR risultano preziose quando si voglia caratterizzare tessuti anomali. Esse consentono la soppressione di tessuto grasso. Possiedono una eccellente risoluzione spaziale e una velocità di acquisizione che si aggira intorno 12-16 secondi. Unico difetto tipico di tali sequenze è la presenza di alto segnale proveniente dal sangue a minore velocità di circolazione come quello prossimo alla parete ventricolare.
In tale elaborato si fa uso di un’immagine Fiesta. Esse si rifanno alla tecnica SSFP (Steady State Free Precession), precessione libera allo stato stazionario. Tale tecnica consiste nel trattamento della componente trasversale residua,al fine di evitare la saturazione, prima del successivo impulso RF ,cioè alla fine dell’intervallo TR. Tale componente viene usata per migliorare l’SNR ed aumentare la coerenza di fase tra i successivi intervalli TR. Si raggiunge, dopo una serie di impulsi RF, uno stato stabile.Solo in seguito si ha la sequenza di acquisizione dei dati vera e propria per la formazione dell’immagine.
Per lo studio della funzione cardiaca le sequenze di uso frequente sono quelle che si basano sulla tecnica di spoiling consistente nell’annullamento della componente traversa del vettore di magnetizzazione Mxy alla fine dell’intervallo TR in modo da avere la componente longitudinale Mz al momento del successivo impulso RF. Ciò consente di ottenere immagini in GRE senza artefatti, e la dipendenza dell’ampiezza del segnale ricevuto solo dalla componente longitudinale durante il TR.
Una simile assunzione è vera solo se T2 risulta molto minore di TR, ma in molti casi, quali la presenza nelle immagini di regioni ad alto T2 come il sangue, questo non è vero.
Per il raggiungimento di tale obiettivo si procede all’attivazione e disattivazione variabile di gradienti dopo l’acquisizione dei dati (tecnica del gradient spoiling). Un metodo alternativo consiste nell’attivare ogni impulso RF con valore di fase diverso rispetto ai precedenti (RFspoiling). Quest’ultima procedura è quella che maggiormente si usa per l’imaging cardiovascolare perché con essa viene garantito che l’effetto di spoil sia effettuato in modo omogeneo su tutto il campo di vista. Le sequenze in Spoiled Gradient Echo (SPGR) in respiro libero con TE=8,5msec, TR=30msec, FA=20°, sincronizzate con l’ECG, hanno aperto la strada allo studio della funzione cardiaca, ma il tempo necessario al loro ottenimento le rende oggi un mezzo obsoleto a cui si ricorre esclusivamente con pazienti non collaborativi o aritmici.
Nei moderni scanner sono disponibili le sequenze veloci come la stessa SPGR, ma con una diversa impostazione dei parametri di acquisizione TE=4,3msec, TR=7,9msec, FA15°, 8-12 linee per segmento e quelle ultra veloci come la Steady State Free Precession (SSFP) con TE=2,1msec, TR=4,9msec, FA=45°, 12-16 linee per segmento da eseguirsi in respiro trattenuto.
contrasto si ottiene con le ultraveloci che hanno anche il vantaggio di ridurre ulteriormente il tempo di acquisizione (12-20 secondi per le SPGR, 8-12 secondi per le sequenze ultraveloci).
Esistono sequenze ancora più veloci di derivazione echoplanar, che riescono a generare immagini di un ciclo cardiaco in 4-8 secondi per fetta (24-30 linee per segmento).
Tutte le immagini ultraveloci, poiché sono sensibili ad artefatti da flusso, risultano talora rumorose negli assi lunghi del cuore mentre le immagini in asse corto risultano di eccellente qualità. Per ottenere immagini di eccellente qualità occorre ottimizzare le ‘linee per segmento ‘cioè la quantità di k-spazio da riempire per ogni ciclo cardiaco: con un R-R lungo si può aumentare il numero delle linee per segmento ai fini di ridurre i tempi di acquisizione, di contro quando l’R-R si accorcia conviene ridurre il numero di linee per segmento. Per quanto concerne il limite di tolleranza della variabilità R-R, tanto minore è tale parametro compatibilmente con l’ECG del paziente, tanto migliore sarà la qualità delle immagini.
Nell’ambito cardiovascolare la sequenza SE standard non è molto usata per l’ottenimento delle immagini in quanto comporta tempi di attesa dell’ordine di minuti. Infatti dovrebbero essere emessi almeno due impulsi RF e occorrerebbe attendere un tempo TE/2 tra i due impulsi. Sono pertanto state messe a punto nuove strategie, che pur utilizzando la sequenza SE riducono i tempi di acquisizione.Le Fast Spin-Echo.
Una delle strategie implementate nelle sequenze di tipo FSE consiste nell’utilizzo di treni di echi.
Con tale tecnica ogni eco risulta soggetto a un differente gradiente di codifica di fase. Perciò, se sono collezionati P echi ad ogni intervallo TR ,si avranno P linee del k-spazio acquisite in un singolo TR ,in modo da ottenere un tempo di acquisizione delle immagini P volte più veloce rispetto ad una sequenza convenzionale. Se quindi la matrice immagine ha Ny pixel nella direzione della codifica di fase e sono memorizzati P echi (dunque P linee del k-spazio)ad ogni
TR, la sequenza deve essere ripetuta Ny/P volte per memorizzare tutti i dati. Il tempo totale di acquisizione sarà dunque: Tacq=TR*Ny/P.
Con tale metodologia, ad ogni TR ogni eco è memorizzato in un particolare segmento del k-spazio; lo schema più semplice consiste nel memorizzare i primi echi dopo aver attivato il gradiente di fase con valore massimo negativo, gli echi centrali dopo aver attivato il gradiente di fase con ampiezza vicino allo zero e infine gli ultimi echi dopo l’attivazione del gradiente con il valore di ampiezza massimo positivo (Figura 2.8).
Figura 2.8: a) Schema della sequenza di FSE con 8 treni di echo; b) Modalità di riempimento del k-spazio
detto tempo effettivo corrisponde all’eco memorizzato quando l’ampiezza del gradiente di codifica di fase è nulla. Perciò il segmento del k-spazio che contiene le basse frequenze spaziali determina il TE.
È infine possibile acquisire immagini utilizzando sequenze veloci in GRE. Ciò si ottiene semplicemente usando TR molto brevi. Questa soluzione potrebbe portare alla saturazione del segnale e alla riduzione dell’ampiezza del segnale acquisito se non si usasse la strategia della riduzione degli angoli di flip (FA).
L’acquisizione di segnali con FA molto bassi fa in modo che il TR possa essere molto breve perfino inferiore al T1 del tessuto che si sta acquisendo. È infatti possibile utilizzare un TR (1msec, 200msec) per tessuti come il muscolo cardiaco con T1=1msec. In tal caso se l’impulso RF fosse di 90° il sistema di spin si saturerebbe dopo pochissimi TR. Utilizzando un impulso con FA molto basso la saturazione non avviene e se si ha avviene dopo moltissimi TR.
Utilizzando queste ultime sequenze analizzate il contrasto dell’immagine può essere manipolato cambiando semplicemente l’FA: con più alti valori di FA si ottiene un contrasto pesato T1 (T1W),mentre con bassi angoli si ottengono immagini pesate dalla densità protonica (PDW)se si utilizzano brevi tempi di eco ed immagini pesate T2* (T2*W) se si utilizzano TE più lunghi.
2.7 Valutazione della funzione cardiaca con RM e postprocessing
Le immagini ottenibili con una metodica così raffinata qual è la risonanza magnetica, sono in genere di qualità tale da facilitare considerevolmente il lavoro
di chi è abituato a valutare il livello funzionale globale dei ventricoli e la contrattilità regionale miocardica.
Con essa risulta possibile ottenere la quantificazione di parametri funzionali indipendentemente dal lavoro svolto dall’operatore. A tal fine è inevitabile trasferire le immagini ad una workstation con idoneo programma di postprocessing.
L’analisi delle immagini si basa sul riconoscimento semiautomatico e manuale dei bordi endocardici ed epicardici di ciascun ventricolo almeno in fase telesistolica e telediastolica in ciascuna slice. La valutazione della massa si fa escludendo gli atri e includendo invece i muscoli papillari e le trabecole endocardiche. Essa è data dal volume miocardio moltiplicato per il suo peso specifico pari a 1,05 g/cc.
La valutazione dei volumi ventricolari telesistolici e telediastolici risulta indipendente da assunzioni di tipo geometrico. Basta infatti eseguire una semplice somma delle aree endocardiche e moltiplicarle per la distanza dal centro di ciascuna fetta. Valutati questi ultimi è possibile determinare tramite una differenza la gittata sistolica mentre quella cardiaca si ottiene dal prodotto tra quella sistolica per la frequenza del cuore. In presenza di insufficienza valvolare tuttavia quest ultima risulta maggiore del flusso reale. In tal caso occorre aggiungere, quando viene effettuata la misurazione dei volumi, quella del flusso in aorta ascendente, misurazione ottenibile attraverso le immagini a contrasto di fase. Il flusso aortico misurato su un ciclo cardiaco completo rappresenta la gittata sistolica del ventricolo sinistro. Analogamente il flusso in arteria polmonare, misurato su un ciclo completo, rappresenta la gittata sistolica del ventricolo destro.
Le curve tempo-volume si rivelano essere particolarmente utili qualora si voglia da esse ricavare informazioni su indici indiretti della funzione diastolica tra cui il peak filling rate che rappresenta la velocità massima di riempimento ventricolare,il time to peak filling rate che è il tempo intercorrente tra il termine della sistole e il
wall thinning rate che rappresenta l’intervallo di tempo fra la telesistole e il picco di rilasciamento parietale.
La misurazione di tali parametri in maniera così accurata consente di ridurre l’arbitrarietà propria delle valutazioni qualitative. Pur tuttavia utilizzare la risonanza magnetica come un super-echo è una tentazione che si sconta con la realtà di un esame costoso e di lunga durata e in questi termini poco competitivo con l’ecocardiografia.
In relazione alla qualità delle immagini da ottenere ,il tempo di postprocessing ,per un operatore esperto è in media venti minuti.
Figura 2.9: Volume ventricolare sinistro
2.8 Accuratezza e riproducibilità
I dati che si ottengono dall’uso, come metodo di indagine, dalla risonanza magnetica ai fini di quantificare la funzione cardiaca risultano, rapportati a quelli ottenuti servendosi di altre tecniche, di gran lunga più attendibili per la minore
variabilità inter e intraoperatore, oscillazioni che si attestano intorno al cinque per cento sia in pazienti normali che in quelli con una funzione cardiaca compromessa.
L’eccellente riproducibilità dei dati, fa sì che la risonanza magnetica sia considerata una metodica non invasiva da praticarsi nella moderna cardiologia in termini di ricerca.
Viene adesso presentata una tabella nella quale si riassumono i tipici valori dei parametri calcolati con tale tecnica di screening.
media maschi femmine Vol. delediast. VS/superf. Corporea (ml/m2) 66+/-12 69+/-11 61+/-10
Vol. delediast. VD/superf. Corporea (ml/m2) 75+/-13 80+/-13 67+/-10
Massa VS/superf. Corporea (g/m2) 87+/-12 91+/-11 79+/-8
Massa VD(parete libera)/superf. Corporea (g/m2) 26+/-5 26+/-5 25+/-4
Gittata cardiaca VS/superf. Corporea (ml/m2) 45+/-8 47+/-8 41+/-8
Gittata cardiaca VD/superf. Corporea (ml/m2) 46+/-8 48+/-8 42+/-8
Portata cardiaca/super. Corporea (l/min/ m2)
2.9+/-0.6
3.0+/-0.6
2.8+/-0.5
Tabella 1: Parametri ventricolari normalizzati per la superficie corporea (VS ventricolo sinistro; VD ventricolo destro)
