Sequenze di risonanza magnetica

Diagramma temporale di una sequenza spin echo

Le sequenze di risonanza magnetica sono particolari configurazioni, ottenibili tramite un'apparecchiatura per risonanza magnetica, che riguardano serie di impulsi e gradienti di campo che permettono di generare immagini a risonanza particolari, frequentemente utilizzate in ambito clinico.^[1]

Panoramica

Qui di seguito una tabella in cui si riassumono le principali sequenze utilizzate nell'imaging a risonanza magnetica.

Gruppo	Sequenze	Abbreviazione	Principi fisici	Principali caratteristiche cliniche	Esempio
Spin echo	Pesatura in T1	T1	Misurazione del rilassamento longitudinale utilizzando tempo di ripetizione (TR) e tempo di echo (TE) brevi.	Basso segnale proveniente dall'acqua,[2] come nel caso di edema, tumori, ischemia, infiammazione, infezione, emorragie croniche o acute,[3] Alto segnale dal grasso[2][3] Alto segnale dalle sostanze paramagnetiche come il gadolinio (utilizzato come mezzo di contrasto in risonanza magnetica[3] Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
	Pesatura in T2	T2	Misurazione del rilassamento trasversale utilizzando lunghi tempi di TR e TE.	Alto segnale da tessuti ricchi di acqua.[2] Basso segnale del grasso.[2] Basso segnale per le sostanze paramagnetiche.[3] Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
	Pesatura di densità protonica	DP	Lungo tempo di TR (per ridurre il T1) e breve tempo TE (per minimizzare il T2)[4]	Artropatie e traumi muscolo-scheletrici.[5] Alto segnale dai menischi[6] (vedi immagine)
Gradient echo	Precessione libera stazionaria	SSFP	Mantenimento di una magnetizzazione trasversale costante e residua su cicli successivi.[7]	Realizzazione di cardio RM (vedi video).[7]
Inversion recovery	Short tau inversion recovery	STIR	Soppressione del grasso grazie all'impostazione di un tempo di inversione che annulla il suo segnale.[8]	Alto segnale nell'edema, come nelle più gravi fratture da stress.[9] Nell'immagine un caso di sindrome da stress tibiale
	Fluid attenuated inversion recovery	FLAIR	Soppressione dei liquidi grazie ad un tempo di inversione che annulla il loro segnale.	Alto segnale da infarti lacunari, placche da sclerosi multipla, Emorragia subaracnoidea e meningite (vedi immagine).[10]
	Double inversion recovery	DIR	Soppressione simultanea del liquido cerebrospinale e materia bianca grazie a due tempi di inversione.[11]	Altro segnale dalle placche della sclerosi multipla (vedi immagine).[11]
Diffusion weighted (DWI)	Convenzionale	DWI	Misura del moto browniano delle molecole d'acqua.[12]	Alto segnale dopo pochi minuti dall'infarto cerebrale (nella foto).[13]
	Apparent diffusion coefficient	ADC	Riduce la pesatura T2 prendendo multiple immagini DWI con differente pesatura DWI.[14]	Basso segnale pochi minuti dopo un ictus cerebrale (vedi immagini).[15]
	Tensore di diffusione	DTI	Trattografia (nella foto) ottenuta misurando il moto browniano complessivo delle molecole d'acqua nelle direzioni delle fibre nervose.[16]	Valutazione della deformazione della materia bianca dovuta ad un tumore[16] Una riduzione della anisotropia frazionale può indicare demenza[17]
Perfusion weighted (PWI)	Dynamic susceptibility contrast	DSC	Viene iniettato gadolinio come mezzo di contrasto e viene realizzate immagini a rapida ripetizione (generalmente gradient-echo o echo-gradient pesate in T2) per quantificare la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità.[18]	Negli infarti cerebrali, il tessuto ischemico e la penombra ischemica presentano una perfusione diminuita (immagine).[19]
	Dynamic contrast enhanced	DCE	Misurazione dell'accorciamento del rilassamento T1 indotto da un bolo di mezzo di contrasto di gadolinio.[20]
	Arterial spin labelling	ASL	Marcatura magnetica del sangue arterioso prima che entri nella regione di interesse dell'imaging.[21] Non è necessario infondere gadolinio come mezzo di contrasto.[22]
Risonanza magnetica funzionale (fMRI)	Blood-oxygen-level dependent	BOLD	Modifiche nella saturazione di ossigeno dipendente dal magnetismo dell'emoglobina che riflette l'attività del tessuto.[23]	Localizzazione delle aree del cervello più attive prima di un intervento chirurgico.[24]
Magnetic resonance angiography (MRA) e venografia	Time-of-flight	TOF	Il sangue che entra nell'area di interesse non è stato saturato e quindi fornisce un segnale più elevato quando viene utilizzato un breve tempo di echo.	Diagnosi di aneurisma, stenosi o dissecazione.[25]
	Phase-contrast MRA	PC-MRA	Due gradienti di uguale intensità ma in direzione opposte vengono usati per codificare lo sfasamento che è proporzionale alla velocità degli spin.[26]	Diagnosi di aneurisma, stenosi o dissecazione (immagine).[25]	(VIPR)
Susceptibility weighted		SWI	Sensibile al sangue e al calcio.	Rilevare piccole emorragie (Nell'immagine un danno assonale diffuso) o il calcio.[27]

Spin echo

T1 e T2

Ogni tessuto ritorna al suo stato di equilibrio al termine dell'eccitamento a radiofrequenza grazie ai propri processi di rilassamento longitudinale (T1 o spin-reticolo, cioè recupero della magnetizzazione nella stessa direzione del campo magnetico statico) e rilassamento trasversale (T2 spin-spin, trasversale al campo magnetico statico). Per creare un'immagine pesata in T1, la magnetizzazione deve recuperare prima che venga misurato il segnale cambiando il tempo di ripetizione (TR). Questa ponderazione dell'immagine è utile, ad esempio, per valutare la corteccia cerebrale, identificare il tessuto adiposo, caratterizzare le lesioni focali del fegato e in generale per ottenere informazioni morfologiche, nonché per l'imaging post-contrasto. Per creare un'immagine pesata in T2, la magnetizzazione può decadere prima di misurare il segnale RM cambiando il tempo di eco (TE). Questa ponderazione dell'immagine è utile per rilevare edema e infiammazione, rivelando lesioni della sostanza bianca e valutando l'anatomia di organi come la prostata e l'utero.

La visualizzazione standard delle immagini a risonanza magnetica in scala di grigi si presenta come segue:

Segnale	T1-pesato	T2-pesato
Alto	Grasso[2][28] Emorragia subacuta[3] Melanina[3] Fluidi ricchi di proteine[3] Sangue a scorrimento lento[3] Sostanze paramagnetiche, come gadolinio, manganese, rame[3] Necrosi corticale pseudo-laminare[3]	Tessuti contenenti molta acqua,[2] come nell'edema, nei tumori, nell'infarto, nell'infiammazione e nell'infezione[3] Metaemoglobina situata in zona extracellulare nelle emorragie subacute[3]
Intermedio	Materia grigia più scura rispetto alla materia bianca[29]	Materia bianca più scura rispetto alla materia grigia[29]
Basso	Osso[30] Urina Liquido cerebrospinale Aria[2] Tessuti contenenti molta acqua,[2] come nell'edema, nei tumori, nell'infarto, nell'infiammazione, nell'infezione, nelle emorragie croniche o iperacute[3] Bassa densità protonica, come nelle calcificazioni[3]	Osso[2] Aria[2] Grasso[2] Basa densità protonica come nelle calcificazioni e nella fibrosi[3] Materiali paramagnetici come deossiemoglobina, metaemoglobina intracellulare, ferro, ferritina, emosiderina, melanina[3] Fluidi ricchi di proteine[3]

Densità protonica

Le immagini ponderate in densità protonica (DP) vengono ottenute utilizzando un tempo di ripetizione lungo (TR) e un tempo di eco breve (TE).^[31] Nelle immagini dell'encefalo, questa sequenza permette di creare una distinzione più marcata tra materia grigia (più chiara) e materia bianca (in grigio scuro), ma con poco contrasto tra cervello e liquido cefalorachidiano.^[31] È, inoltre, molto utile per l'individuazione di malattie articolari e lesioni muscoloscheletriche.^[32]

Gradient echo

Sequenza gradient echo^[33]

Una sequenza con tecnica gradient echo è alla base di molte altre importanti sequenze da essa derivate, come l'imaging echo-planare e le Steady-state free precession imaging' SSFP. Esse permettono di avere tempi di ripetizione (TR) molto brevi e quindi di acquisire immagini in breve arco di tempo.

Le sequenze gradient echo sono caratterizzate da una singola eccitazione a radiofrequenza, seguita da un gradiente applicato lungo l'asse di lettura chiamato "gradiente di sfasamento". Questo gradiente modifica la fase di spin in modo spazialmente dipendente così che alla fine del gradiente il segnale venga completamente cancellato perché la coerenza tra gli spin sarà completamente distrutta.

A questo punto viene applicato un gradiente di lettura di polarità opposta, in modo da compensare l'effetto del gradiente di disparità. Quando l'area del gradiente di lettura è uguale a quella del gradiente di disparità, gli spin avranno una nuova fase coerente (eccetto per gli effetti del rilassamento T2*), e quindi un segnale sarà nuovamente rilevabile. Questo segnale prende il nome di echo o più specificamente di segnale di echo di gradiente, perché è prodotto dal rifasamento dovuto ad un gradiente (a differenza del segnale di spin echo il cui rifasamento è dovuto a un impulso di radiofrequenza).

Le sequenze del tipo di gradient echo consentono di ottenere tempi di ripetizione molto brevi, poiché l'acquisizione di un echo corrisponde all'acquisizione di una linea del k-spazio e questa acquisizione può essere resa più rapida aumentando l'ampiezza dei gradienti di rifasamento e lettura. Una sequenza del tipo spin echo deve invece attendere l'esaurimento del segnale che si forma spontaneamente dopo l'applicazione dell'impulso di eccitazione prima che possa produrre un'eco (decadimento libero dell'induzione o free induction decay).

A scopo di confronto, il tempo di ripetizione di una sequenza gradient echo è dell'ordine di 3 millisecondi, rispetto a circa 30 ms di una sequenza di spin echo.

Spoiling

Alla fine della lettura, la magnetizzazione trasversale residua può risultare azzerata (mediante l'applicazione di gradienti adatti e l'eccitazione tramite impulsi con radiofrequenza a fase variabile) o mantenuta.

Nel primo caso ci si trova in una sequenza spoiled, come la sequenza FLASH (Fast Low-Angle Shot), mentre nel secondo caso vi appartengono le sequenze SSFP (Steady-State Free Precession).

Steady-state free precession (SSFP)

L'imaging steady-state free precession è una tecnica di risonanza magnetica che utilizza stati di magnetizzazione stazionari. In generale, le sequenze SSFP si basano su una sequenza di risonanza magnetica caratterizzate da un basso flip angle con un breve tempo di ripetizione che nella sua forma generica è stata descritta come la tecnica "FLASH".

Mentre le sequenze gradient echo si riferiscono solo a uno stato stazionario della magnetizzazione longitudinale, le sequenze SSFP includono le coerenze trasversali (magnetizzazioni) da echi di spin multipli e echi stimolati sovrapposti. Solitamente ciò viene effettuato rimettendo a fuoco il gradiente di codifica di fase in ciascun intervallo di ripetizione per mantenere costante l'integrale di fase (o il momento del gradiente). Le sequenze SSFP completamente bilanciate raggiungono una fase dello zero riorientando tutti i gradienti di imaging.

Sequenza in-phase e out-phase

Le sequenze in-phase e out-of-phase corrispondono alle sequenze a eco del gradiente accoppiate utilizzando lo stesso tempo di ripetizione (TR) ma con due tempi di eco differenti (TE).^[34] Questo può rilevare anche quantità microscopiche di grasso, che ha un calo del segnale su out-of-phase rispetto a in-phase. Tra i tumori renali che non mostrano grasso macroscopico, tale calo del segnale è osservato nell'80% di carcinoma a cellule renali e nell'angiomiolipoma a grasso minimo.^[35]

Nomi commerciali di sequenze ad echo di gradiente

Academic Classification	Spoiled gradient echo		Steady-State Free Precession (SSFP)		Balanced Steady-State Free Precession (bSSFP)
	Ordinary type	Turbo type (Magnetization preparation, extremely low angle shot, short TR)	FID-like	Echo-like
Siemens	FLASH Fast Imaging using Low Angle Shot	TurboFLASH Turbo FLASH	FISP Fast Imaging with Steady-state Precession	PSIF Reversed FISP	TrueFISP True FISP
GE	SPGR Spoiled GRASS	FastSPGR Fast SPGR	GRASS Gradient Recall Acquisition using Steady States	SSFP Steady State Free Precession	FIESTA Fast Imaging Employing Steady-state Acquisition
Philips	T1 FFE T1-weighted Fast Field Echo	TFE Turbo Field Echo	FFE Fast Field Echo	T2-FFE T2-weighted Fast Field Echo	b-FFE Balanced Fast Field Echo

Inversion recovery

Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR)

Le sequenze Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR) [39] sono sequenze di impulsi con recupero di inversione utilizzate per annullare il segnale proveniente dai fluidi. Ad esempio, questa sequenza può essere utilizzata nell'imaging cerebrale per sopprimere il segnale del liquido cerebrospinale (CSF) in modo da evidenziare lesioni iperintense periventricolari, come le placche della sclerosi multipla. Scegliendo accuratamente il tempo di inversione TI (il tempo tra l'inversione e gli impulsi di eccitazione), il segnale di ogni particolare tessuto può essere soppresso.

Turbo Inversion Recovery Magnitude (TIRM)

Le sequenze Turbo Inversion Recovery Magnitude (TIRM) misurano solo la grandezza di un segnale turbo spin echo a seguito di un impulso di inversione ed è quindi insensibile alla fase.^[36]

La sequenze TIRM risulta superiore nella valutazione dell'osteomielite e nel sospetto di un tumore della testa e del collo.^[37][38] L'osteomielite appare come un'area ad alta intensità.^[39] Nei tumori della testa e del collo, la sequenza TIRM ha dimostrato di dare sia un alto segnale nella massa tumorale, sia un basso grado di sovrastima della dimensione del tumore dovuto a cambiamenti infiammatori reattivi nei tessuti circostanti.^[40]

Pesatura in diffusione

Immagine DTI

Le immagini a risonanza magnetica in diffusione mostrano il grado di diffusione delle molecole d'acqua nei tessuti biologici.^[41] Clinicamente, queste sequenze risultano utili per la diagnosi di condizioni (ad esempio ictus) o di disturbi neurologici (ad esempio, sclerosi multipla) e aiuta a comprendere meglio la connettività degli assoni della materia bianca nel sistema nervoso centrale.^[42] In un mezzo isotropico (all'interno di un bicchiere d'acqua, ad esempio), le molecole d'acqua si muovono in modo casuale a seconda della turbolenza e del moto browniano. Tuttavia, nei tessuti biologici, dove il numero di Reynolds è sufficientemente basso per il flusso laminare, la diffusione può essere anisotropa. Ad esempio, una molecola all'interno dell'assone di un neurone ha una bassa probabilità di attraversare la membrana mielinica e pertanto la molecola si muove principalmente lungo l'asse della fibra neurale. Se è noto che le molecole di un particolare voxel si diffondono principalmente in una direzione, si può assumere che la maggior parte delle fibre in quest'area siano parallele a quella direzione.

Il recente sviluppo di imaging del tensore di diffusione (DTI)^[43] ha consentito di misurare la diffusione in più direzioni e di calcolare l'anisotropia frazionaria in ciascuna direzione per ciascun voxel. Ciò consente ai ricercatori di creare mappe cerebrali delle direzioni delle fibre per esaminare la connettività di diverse regioni del cervello (utilizzando la trattografia) o esaminare aree di degenerazione neurale e demielinizzazione in malattie come la sclerosi multipla.

Un'altra applicazione di diffusione della risonanza magnetica è l'imaging pesato in diffusione (DWI). A seguito di un ictus ischemico, il DWI è altamente sensibile ai cambiamenti che si verificano nella lesione.^[44] Si ipotizza che l'aumento delle restrizioni (barriere) alla diffusione dell'acqua, a seguito dell'edema citotossico (gonfiore cellulare), sia responsabile dell'aumento del segnale su una scansione DWI. Il potenziamento del segnale DWI appare entro 5-10 minuti dall'inizio dei sintomi dell'ictus (rispetto alla tomografia computerizzata, che spesso è sensibile solamente dopo un tempo di 4-6 ore) e rimane fino a due settimane. Queste immagini, accoppiate con quelle relative allo studio della perfusione cerebrale, i ricercatori possono evidenziare le regioni di "perfusione/disallineamento di diffusione" che può indicare regioni in grado di salvarsi con la terapia di riperfusione.

Come molte altre applicazioni specializzate, questa tecnica è solitamente accoppiata a una sequenza di acquisizione di immagini veloce, come la sequenza di immagini echo planari.

Pesatura in perfusione

Perfusione MRI che mostra un ritardo nel tempo-massimo flusso (Tmax) nella penombra in un caso di occlusione dell'arteria cerebrale media sinistra

Le immagini a risonanza magnetica pesate in perfusione (o Perfusion-Weight Imaging o PWI) vengono eseguite con tre tecniche principali:

• Dynamic susceptibility contrast (DSC): viene iniettato gadolinio come mezzo di contrasto e vengono realizzate rapide sequenze di immagine (generalmente gradient echo con pesatura T2) in cui viene quantificata la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità.^[18]
• Dynamic contrast enhanced (DCE): misurazione dell'accorciamento del rilassamento spin-reticolo (T1) indotto da un bolo di contrasto di gadolinio.^[20]
• Arterial Spin Labelling (ALS): marcatura magnetica del sangue arterioso al di fuori della zona di interesse, senza necessità di utilizzo del mezzo di contrasto.

I dati acquisiti vengono quindi postelaborati per ottenere mappe di perfusione con parametri diversi, come BV (volume del sangue), BF (flusso sanguigno), MTT (tempo medio di transito) e TTP (tempo di picco). Nell'infarto cerebrale, la penombra si caratterizza per una diminuzione della perfusione.

Note

1. Dr Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard, MRI sequences (overview), su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
2. Magnetic Resonance Imaging, su radiology.wisc.edu, University of Wisconsin. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 10 maggio 2017).
3. Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics, su med.harvard.edu, Harvard Medical School. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 5 marzo 2016).
4. Page 292 in: Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke, Principles and Applications of Radiological Physics, 6ª ed., Elsevier Health Sciences, 2011, ISBN 978-0-7020-4614-8.
5. Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al., MRI sequences (overview), su Radiopaedia. URL consultato il 13 gennaio 2017.
6. Nicolas Lefevre, Jean Francois Naouri, Serge Herman, Antoine Gerometta, Shahnaz Klouche e Yoann Bohu, A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis, in Radiology Research and Practice, vol. 2016, 2016, pp. 1-25, DOI:10.1155/2016/8329296, ISSN 2090-1941 (WC · ACNP).
7. Dr Tim Luijkx and Dr Yuranga Weerakkody, Steady-state free precession MRI, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
8. Mohammad Taghi Niknejad, Short tau inversion recovery, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
9. Ferco Berger, Milko de Jonge, Robin Smithuis and Mario Maas, Stress fractures, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
10. Fluid attenuation inversion recoveryg, su radiopaedia.org. URL consultato il 3 dicembre 2015.
11. Dr Bruno Di Muzio and Dr Ahmed Abd Rabou, Double inversion recovery sequence, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
12. Neuro and Dr Usman Bashir, Diffusion weighted imaging, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
13. Dr Yuranga Weerakkody and Prof Frank Gaillard et al., Ischaemic stroke, su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
14. Mark Hammer, MRI Physics: Diffusion-Weighted Imaging, su XRayPhysics. URL consultato il 15 ottobre 2017.
15. H. An, A. L. Ford, K. Vo, W. J. Powers, J.-M. Lee e W. Lin, Signal Evolution and Infarction Risk for Apparent Diffusion Coefficient Lesions in Acute Ischemic Stroke Are Both Time- and Perfusion-Dependent, in Stroke, vol. 42, n. 5, 2011, pp. 1276-1281, DOI:10.1161/STROKEAHA.110.610501, ISSN 0039-2499 (WC · ACNP).
16. Derek Smith and Dr Usman Bashir, Diffusion tensor imaging, su Radiopaedia. URL consultato il 13 ottobre 2017.
17. Terence C Chua, Wei Wen, Melissa J Slavin e Perminder S Sachdev, Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review, in Current Opinion in Neurology, vol. 21, n. 1, 2008, pp. 83-92, DOI:10.1097/WCO.0b013e3282f4594b, ISSN 1350-7540 (WC · ACNP).
18. Frank Gaillard et al., Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion, su Radiopaedia. URL consultato il 14 ottobre 2017.
19. Feng Chen, Magnetic resonance diffusion-perfusion mismatch in acute ischemic stroke: An update, in World Journal of Radiology, vol. 4, n. 3, 2012, p. 63, DOI:10.4329/wjr.v4.i3.63, ISSN 1949-8470 (WC · ACNP).
20. Prof Frank Gaillard et al., Dynamic contrast enhanced (DCE) MR perfusion, su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
21. Arterial spin labeling, su University of Michigan. URL consultato il 27 ottobre 2017.
22. Prof Frank Gaillard et al., Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion, su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
23. I-han Chou, Milestone 19: (1990) Functional MRI, su nature.com, Nature. URL consultato il 9 agosto 2013.
24. Dr Tim Luijkx and Prof Frank Gaillard, Functional MRI, su Radiopaedia. URL consultato il 16 ottobre 2017.
25. Magnetic Resonance Angiography (MRA), su Johns Hopkins Hospital. URL consultato il 15 ottobre 2017.
26. Dr J. Ray Ballinger et al., Phase contrast imaging, su Radiopaedia. URL consultato il 15 ottobre 2017.
27. Dr Bruno Di Muzio and A.Prof Frank Gaillard, Susceptibility weighted imaging, su radiopaedia.org. URL consultato il 15 ottobre 2017.
28. Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics, su med.harvard.edu, Harvard Medical School. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 5 marzo 2016).
29. Tushar Patil, MRI sequences, su slideshare.net. URL consultato il 14 marzo 2016.
30. Magnetic Resonance Imaging, su radiology.wisc.edu, University of Wisconsin. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall'url originale il 10 maggio 2017).
31. Structural MRI Imaging, su UC San Diego School of Medicine. URL consultato il 1º gennaio 2017.
32. Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al., MRI sequences (overview), su Radiopaedia. URL consultato il 13 gennaio 2017.
33. Rolf Gebker, Jürg Schwitter, Eckart Fleck e Eike Nagel, How We Perform Myocardial Perfusion With Cardiovascular Magnetic Resonance, in Journal of Cardiovascular Magnetic Resonance, vol. 9, n. 3, 2007, pp. 539-547, DOI:10.1080/10976640600897286, ISSN 1097-6647 (WC · ACNP).
34. Dr Vincent Tatco and Dr Bruno Di Muzio, In-phase and out-of-phase sequences, su Radiopaedia. URL consultato il 24 ottobre 2017.
35. Rinze Reinhard, Mandy van der Zon-Conijn and Robin Smithuis, Kidney - Solid masses, su Radiology Assistant. URL consultato il 27 ottobre 2017.
36. Page 59 in Maximilian F Reiser, Wolfhard Semmler, Hedvig Hricak, Magnetic Resonance Tomography, Springer Science & Business Media, 2007, ISBN 978-3-540-29355-2.
37. Dr Yuranga Weerakkody, Turbo inversion recovery magnitude, su Radiopaedia. URL consultato il 21 ottobre 2017.
38. M.P. Hauer, Markus Uhl, Karl-Heinz Allmann, Jörg Laubenberger, Lothar B. Zimmerhackl e Mathias Langer, Comparison of turbo inversion recovery magnitude (TIRM) with T2-weighted turbo spin-echo and T1-weighted spin-echo MR imaging in the early diagnosis of acute osteomyelitis in children, in Pediatric Radiology, vol. 28, n. 11, 1998, pp. 846-850, DOI:10.1007/s002470050479, ISSN 0301-0449 (WC · ACNP).
39. Tao Ai, Chronic osteomyelitis of the left femur, su Clinical-MRI. URL consultato il 21 ottobre 2017.
40. Maliha Sadick, Haneen Sadick, Karl Hörmann, C. Düber e Steffen J. Diehl, Diagnostic evaluation of magnetic resonance imaging with turbo inversion recovery sequence in head and neck tumors, in European Archives of Oto-Rhino-Laryngology, vol. 262, n. 8, 2005, pp. 634-639, DOI:10.1007/s00405-004-0878-x, ISSN 0937-4477 (WC · ACNP).
41. Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E e Laval-Jeantet M, MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diffusion and perfusion in neurologic disorders, in Radiology, vol. 161, n. 2, novembre 1986, pp. 401-7, DOI:10.1148/radiology.161.2.3763909, PMID 3763909.
42. Diffusion Inaging, su www-mrsrl.stanford.edu, Stanford University. URL consultato il 28 aprile 2012 (archiviato dall'url originale il 24 dicembre 2011).
43. Filler A, The History, Development and Impact of Computed Imaging in Neurological Diagnosis and Neurosurgery: CT, MRI, and DTI, in Nature Precedings, 2009, DOI:10.1038/npre.2009.3267.5.
44. Moseley ME, Cohen Y, Mintorovitch J, Chileuitt L, Shimizu H, Kucharczyk J, Wendland MF e Weinstein PR, Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion- and T2-weighted MRI and spectroscopy, in Magn Reson Med, vol. 14, n. 2, maggio 1990, pp. 330-46, DOI:10.1002/mrm.1910140218, PMID 2345513.

Bibliografia

• (EN) Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke, Principles and Applications of Radiological Physics, 6ª ed., Elsevier Health Sciences, 2011, ISBN 978-0-7020-4614-8.
• (EN) Maximilian F Reiser, Wolfhard Semmler, Hedvig Hricak, Magnetic Resonance Tomography, Springer Science & Business Media, 2007, ISBN 978-3-540-29355-2.

Voci correlate

• Spettroscopia RM
• Imaging biomedico
• Radiologia
• Idrogeno
• Tomografia assiale computerizzata