L a vaLutazione con risonanza magnetica (RM) delladiffusione protonica nell’uomo è iniziata nei primi anni ’90

con studi sull’encefalo di soggetti normali che hanno dimo-strato la capacità della metodica di rilevare l’anatomia tridi-mensionale dei fasci di fibre nervose [Hajnal et al. 1991].Come ormai noto questa tecnica è basata sulla misura-zione del movimento Browniano (casuale) delle molecole,e può caratterizzare le proprietà della diffusione dell’acquaper ogni elemento volumetrico (voxel) di un’immagine.L’analisi dei tempi di rilassamento e lo studio della diffusioneprotonica con RM consentono di ottenere informazioni diffe-renti sullo stato dei protoni nei tessuti biologici, soprattuttodell’acqua cosiddetta “legata” e “libera”. in particolare, le imma-gini di diffusione protonica con RM forniscono un’affascinantesintesi di studio tra il movimento microscopico delle molecoledi acqua, le proprietà delle fibre mielinizzate, l’anatomia ma-croscopica del cervello e le variazioni della diffusione di acquain condizioni patologiche.il sistema per misurare il fenomeno della diffusione in RM fu svi-luppata da Stejskal e tanner negli anni ’60, ma solo di recente èstato estesamente applicato allo studio in vivo sull’uomo. Fisicamente la diffusione è il risultato del movimento di tra-slazione termica delle molecole: il movimento è casuale,ovvero browniano, e le distanze in questione sono in ge-nere microscopiche (nell’ordine dei µm). Queste distanzesono dello stesso ordine di grandezza delle dimensioni cel-lulari, per cui la misura della diffusione protonica può con-sentire di valutare l’integrità e la funzionalità cellulari sia incondizioni normali che patologiche. infatti, le interazionitra l’ambiente intra ed extra cellulare influiscono sulla dif-fusione di molecole di acqua determinando quindi pertur-bazioni del loro flusso diffusivo.il più recente sviluppo dell’imaging RM in diffusione (Dif-fusion weighted imaging, DWi) è rappresentato dal tensoredi diffusione (Diffusion tensor imaging, Dti), tecnica ingrado di mettere in evidenza non solo l’entità della diffu-sione, ma anche la direzione della diffusione delle mole-cole di acqua nei tessuti. applicando gli appropriatigradienti di campo magnetico, l’imaging di RM può esseresensibilizzata al moto random e termico delle molecoled’acqua nella direzione del gradiente di campo.Più recentemente, la dipendenza della diffusione moleco-lare sull’orientamento delle fibre di sostanza bianca ha ri-scosso grande interesse nello studio dei fattori cheinfluenzano questa dipendenza e nella mappatura spazialedi queste fibre usando la diffusione.Principi della DWI e DTIil movimento random delle molecole di acqua (diffusione)in presenza di un forte gradiente magnetico, determinauna perdita di segnale in RM come risultato del defasa-mento di coerenza degli spin.

L’applicazione di una coppia di forti gradienti capaci diesaltare le differenze di diffusione delle molecole di acquanei tessuti biologici è nota come sensibilizzazione alla dif-fusione o immagine pesata in diffusione [Le Bihan et al.1988; turner et al. 1990]. il principio di diffusione protonica,infatti, si basa sull’osservazione che in un sistema staziona-rio di nuclei non in equilibrio, soggetto ad un gradiente dicampo magnetico, gli spin subiscono un flusso diffusivo.La densità di questo flusso dipende dal gradiente delcampo magnetico secondo il coefficiente di diffusione (D)tipico del sistema, cioè da un coefficiente che misura ilgrado di traslazione delle molecole di acqua su piccole di-stanze (diffusione) legato ai movimenti Browniani, per ognielemento di volume (voxel) di un’immagine.Le molecole d’acqua possono presentare due tipi di movi-mento: il primo detto “coerente” e l’altro “incoerente”. ilmoto “coerente” è caratterizzato dal movimento delle mo-lecole d’acqua lungo un certo asse, come ad esempio ilflusso sanguigno. il moto “incoerente” (ad esempio il mototermico browniano) è caratterizzato, invece, dal possibilespostamento delle molecole d’acqua lungo ogni asse ar-bitrario dello spazio. La distinzione tra questi due tipi dimovimento è a volte difficile, infatti, in un voxel ove sianopresenti molti vasi sanguigni, ognuno dei quali caratteriz-zato da moto coerente, l’analisi del movimento dell’acquanel suo insieme può apparire incoerente. La comprensionedella diffusione dellemolecole d’acqua, edel suo legame conla DWi, deve esserecaratterizzata ulte-riormente da alcuniparametri come lospostamento, la di-mensione, la forma el’orientamento.il movimento delle molecole d’acqua può essere altresì de-scritto osservando come una goccia d’acqua si spande sudi una superficie, in un certo tempo. L’acqua che diffondelungo una sola direzione descriverà uno spostamento(flusso); invece, l’acqua, che nel tempo t, diffonde libera-mente in ogni direzione dello spazio, presenterà una su-perficie, o dimensione, più ampia, che includerà laposizione iniziale (moto incoerente o diffusione).La forma della diffusione delle molecole d’acqua può es-sere una sfera (diffusione libera o Isotropica) o un ellissoide(diffusione ellissoidale o Anisotropica). Queste considera-zioni sono importanti al fine di poter comprendere e valu-tare le caratteristiche della diffusione dell’acqua nei sistemibiologici, sia in condizioni fisiologiche sia patologiche. tali

Diffusion Tensor Imaging (DTI)DWI e DT

Dott.sa Porzia Totaro

caratteristiche in una struttura altamente compatta e or-ganizzata quale la sostanza bianca encefalica rivestonogrande importanza ai fini della comprensione di molti pro-cessi patologici che la coinvolgono.La sostanza bianca encefalica è formata da fasci di fibrestrettamente addensati ed allineati lungo una stessa dire-zione, ove la mielina e le membrane cellulari rappresen-tano una barriera alla diffusione perpendicolare dellemolecole d’acqua.La forma della diffusione dell’acqua nella sostanza biancaencefalica è rappresentata, quindi, da un ellissoide, carat-terizzante la diffusione anisotropica, ove è fondamentalestabilire l’orientamento dell’ellissoide stesso. una riduzionedella diffusione anisotropica è stata dimostrata in moltiprocessi patologici che coinvolgono la mielina o l’integritàassonale, come in molte patologie del sistema nervosocentrale (SnC). L’immagine pesata in diffusione, quindi, è influenzata soltantodal movimento incoerente e dai parametri che descrivono ladiffusione ellissoidale (dimensione, forma e orientamentodell’ellissoide), e non dal movimento coerente, come ad esem-pio il flusso sanguigno [Pizzini et al. 2003].Da un punto di vista sperimentale, l’applicazione di un im-pulso di gradiente di campo lungo un asse, per esempio z,crea un defasamento del momento magnetico dello spin,che è funzione della sua posizione lungo l’asse z. Se lo spinè stazionario, l’applicazione di due successivi impulsi digradiente opposti fa si che lo sfasamento sia nullo. Se lospin è soggetto ad un processo di diffusione, e per tantoin movimento lungo la direzione del gradiente, subisce undefasamento netto, funzione dello spostamento e del gra-diente. Questo defasamento del momento magnetico as-sociato si traduce in una netta riduzione dellamagnetizzazione totale del volume elementare che, se glispin nucleari sono sottoposti ad impuldi di gradiente di in-tensità G, durata δ ed applicati dopo un intervallo di tempoΔ, è definibile in:

M/M0 = exp [- (γδG)2 ΔD]dove γ è il rapporto giromagnetico.La riduzione della magnetizzazione è proporzionale all’in-tensitàdel gradiente G ed al tempo di applicazione del gra-diente δ, che deve essere piccolo perché altrimenti ladiffusione durante l’applicazione del gradiente non sa-rebbe più trascurabile. il risultato quindi sarà un’attenua-zione del segnale in relazione alla diffusione. Per renderele immagini più sensibili a questo fenomeno, sono appli-cati due potenti gradienti aggiuntivi collocati simmetrica-mente rispetto all’impulso a 180°, e variando l’ampiezza diquesti gradienti si può ottenere una diversa pesatura delleimmagini in diffusione. il grado della pesatura in diffusione è descritta dal valoredi b (b-value), un parametro che è determinato dalloschema dei gradienti usato nell’esperimento di RM. Loschema più comunemente usato è quello spin-echo diStejskal-tanner [Stejskal et al. 1965]. Questo schema pre-vede l’applicazione, tra due impulsi di radiofrequenza (RF)

a 90° e 180°, di due gradienti dicampo magnetico oscillanti,uguali ma di azione opposta perogni direzione dello spazio (Gx,Gy, Gz). al tempo di eco te, alla creazionedel segnale RM contribuiscono quei nuclei che risentonodello stesso campo magnetico locale, dopo l’applicazionedell’impulso a 180°. Se i nuclei non sono in movimentolungo la direzione di applicazione del gradiente durante ilperiodo te, l’effetto di defasamento del secondo impulsodi gradiente cancella quello creato dal primo e non c’è at-tenuazione di segnale, se non quello dovuto ad altri pro-cessi di rilassamento. Se invece i nuclei si muovono con unmoto traslazionale casuale, dovuto a processi di diffusionemolecolare, ogni spin nucleare è sottoposto ad un campomagnetico di intensità diversa durante il secondo impulsodi gradiente rispetto al precedente e quindi subisce un de-fasamento netto. Secondo lo schema di Stejskal-tanner il b-value è determi-nato dalla durata (δ) e dall’intensità (G) degli impulsi di gra-diente, e dall’intervallo di tempo tra i due impulsi digradiente (Δ), secondo l’equazione:b-value: (γGδ)2 (Δ-δ/3)Pertanto per poter generare processi diffusivi, misurabilicon apparecchiature RM in uso clinico, sono necessari gra-dienti di campo intensi (almeno 20 mtm-1) e con caratteri-stiche temporali estremamente veloci (circa 400 µsec).Se si applicassero i gradienti di Stejskal e tanner ad una se-quenza convenzionale, nella durata di acquisizione di ognisingola immagine di diffusione potrebbero inserirsi pesantiartefatti, come quelli dovuti a pulsazioni cardiache, pulsa-zioni del fluido cerebrospinale e a movimenti della testadel paziente. La presenza di questi artefatti lungo la dire-zione di codifica di fase del segnale renderebbe quasi im-possibile valutare il coefficiente di diffusione. Questiproblemi possono essere in parte superati utilizzando se-quenze eco-Planari (Single-Shot ePi) con impulsi di gra-diente “pesati” in diffusione. La tecnica ePi utilizza ampi eveloci gradienti di lettura per generare un set completo diechi di gradiente, ed è estremamente sensibile alla diffu-sione protonica. Questo set di echi può essere realizzatosia in una sequenza spin echo (Se), in cui una coppia di im-pulsi di gradiente della stessa polarità vengono applicatiad entrambi i lati di un impulso a 180°, che in una sequenzain eco di gradiente (Ge), ove una coppia di gradienti bipo-lari viene applicata prima dell’acquisizione del segnale. Le sequenze ePi consentono inoltre di acquisire set com-pleti di più immagini al secondo (in genere almeno 10) eciò permette di ottenere più immagini diversamente “pe-sate” in diffusione, fatto essenziale per generare mappe deltensore di diffusione, per le quali sono necessari almenosei valori per localizzazione.in ogni pixel dell’immagine, l’intensità dipende dalla diffu-sione dell’acqua nel tessuto lungo ogni asse: più rapidisono i processi di diffusione e più scuri saranno i corrispon-

denti pixel dell’immagine. L’intensità assoluta dell’imma-gine DWi dipende da quanto l’immagine è pesata in diffu-sione (b value), ma è influenzata anche dalle tecniche diacquisizione dei dati e dai corrispondenti parametri tissu-tali (t1, t2 e DP). Per eliminare l’influenza di tali parametried ottenere solo informazioni sulla diffusione (quantifica-zione della diffusione protonica), si possono calcolare lemappe del coefficiente di diffusione apparente (aDC,usualmente misurato in mm2/sec o cm2/sec), ottenute dalladifferenza di contrasto tra le immagini pesate in t2 e quellepesate in diffusione, in modo tale da eliminare contamina-zioni del tempo di rilassamento t2 (t2 shine through); ènecessario, quindi, disporre di almeno due immagini chesono diversamente pesate in diffusione (con almeno duedifferenti valori di b, in genere di 20 e 1000 sec/mm2) maidentiche per quanto riguarda gli altri parametri, in basealla formula:

D = ln (S/S0)/bdove D è la costante di diffusione apparente per ogni pixel del-l’immagine, il valore b, come detto, è una misura della sensibi-lizzazione dell’immagine alla diffusione, dipendentedall’ampiezza e dalla durata del gradiente e dal tempo tra i duegradienti di diffusione, S0 è il segnale nell’immagine ottenutacon b = 0 (t2) e S è il segnale nell’immagine ottenuta con b ≠ 0.il più basso valore di b in genere è poco più grande di zero pereliminare gli effetti dei grossi vasi e del flusso.assegnando una scala di grigi al range dei valori di aDC inogni voxel si ottiene una mappa di aDC. nella sostanzabianca la diffusione libera delle molecole di acqua non èuguale in tutte le direzioni dello spazio tridimensionale(anisotropia) [Chenevert et al. 1990; Moseley et al. 1990]. iprotoni dell’acqua presentano infatti una mobilità diversanelle diverse direzioni dello spazio per la presenza di bar-riere biologiche, e per-tanto la costante didiffusione sarà diversasecondo la direzione incui viene applicato il gra-diente di diffusione. La diffusione anisotropa è ottenuta principalmente dall’orien-tamento dei fasci di fibre nella sostanza bianca ed è influenzatada caratteristiche micro e macro strutturali [Pierpaoli et al.1996]. tra le caratteristiche microstrutturali, l’organizzazioneintrassonale influenza grandemente la diffusione anisotropa;tra le altre determinanti vanno considerate la densità delle fibree di cellule neurogliali, il grado di mielinizzazione ed il diametroindividuale delle fibre. Su scala macroscopica la variabilità nel-l’orientamento dei fasci di sostanza bianca in un voxel dell’im-magine è influenzata dal grado di anisotropia assegnata a quelvoxel [Pierpaoli et al. 1997].il gradiente di diffusione applicato lungo l’asse parallelo aquello della direzione delle fibre, darà come risultato unariduzione o perdita del segnale in quella direzione, perchécrea un processo diffusivo (defasamento) lungo la dire-zione di applicazione del gradiente. ad esempio il gra-diente applicato lungo l’asse x (direzione destra-sinistra)

determinerà una riduzione del segnale nella sostanzabianca che decorre in questa direzione, come il corpo cal-loso, mentre un gradiente di diffusione applicato lungol’asse y (direzione antero-posteriore) determinerà una ri-duzione di segnale nelle radiazioni ottiche, ed infine ungradiente di diffusione applicato lungo l’asse z (direzionesupero-inferiore) determinerà un basso segnale nei trattidi sostanza bianca decorrenti in questo senso, come il brac-cio posteriore della capsula interna e il fascio cortico spi-nale. al contrario, i protoni dell’acqua che si muovonoperpendicolarmente alla direzione di applicazione del gra-diente, saranno “costretti” ad una minore diffusività ed ilsegnale si traduce in un maggior segnale, apparendo per-tanto iperintensi.il movimento ellissoidale delle molecole d’acqua (diffu-sione anisotropa) può essere ulteriormente caratterizzato,in rapporto alla sua forma ed orientamento, dalla tecnicaDti (Diffusion tensor imaging). in generale, un tensore è un’entità matematica alquantoastratta avente specifiche proprietà che permette di quan-tificare complessi fenomeni fisici, come ad esempio le pro-prietà di un ellissoide nei tre piani dello spazio. in questocontesto il tensore è semplicemente una matrice di numeriderivanti da misure di diffusione in differenti direzioni, conla quale poter stimare il movimento ellissoidale delle mo-lecole di acqua in rapporto alla sua forma ed orientamento.La matrice del tensore può es-sere facilmente visualizzatacome un ellissoide, il cui dia-metro in ogni direzione è unastima della diffusività inquello stesso verso, ed il cuiasse maggiore è orientatonella direzione della massimadiffusività. Con l’uso della Dti il grado di anisotropia e la direzionelocale delle fibre possono essere mappate voxel pervoxel, fornendo una grande opportunità per lo studiodell’architettura della sostanza bianca in vivo.il modello del tensore di Diffusione consiste in una matrice3x3 derivata dalla misura di diffusività in almeno sei dire-zioni noncolineari. Sono necessari, quindi, almeno sei gra-dienti di diffusione e quindi sei mappe di aDC lungo seidirezioni ortogonali. Dalle misurazioni lungo 6 assi indi-pendenti (3 ortogonali puri: x, y, z, e 3 combinati: xy, xz, yz)si può così caratterizzare l’ellissoide di diffusione, in cui 3valori descrivono la Forma (λ1, λ2, λ3), o configurazionedell’ellissoide (traccia= λ1+λ2+λ3) che è indipendentedall’orientamento e riflette la grandezza dell’ellissoide, e 3vettori descrivono il suo orientamento (ν1, ν2, ν3). Sonoquindi necessarie un numero minimo di sei mappe di aDCper calcolare la forma e l’orientamento del tensore di dif-fusione e, quindi, dell’ellissoide. Questo procedimentoviene attuato per ogni pixel della Dti, che contiene i sei pa-rametri (λ1, λ2, λ3 e ν1, ν2, ν3) dell’ellissoide di diffusione.aumentando il numero delle direzioni codificate si perfe-

zionerà l’accuratezza delle misurazioni del tensore per ogniarbitrario orientamento.Per rappresentare l’ellissoide sono state concepite moltetecniche di diffusione, le quali sono state classificate in bi-dimensionali (Fractional anisotropy-Fa; Mappe del vettore;Color map), e tridimensionali (Fiber tracking). La Frazione di Anisotropia (Fractional anisotropy, FA) è latecnica di diffusione più usata per caratterizzare l’ellissoidein merito alla sua estensione. il range di valori relativi allaFa è compreso tra zero (isotropia) e uno (massima aniso-tropia) [Coremans et al. 1994; Shimony et al. 1999], e la re-lazione matematica che la descrive è la seguente: dove denota la media dei tre valori caratteristici della ma-trice, che è uguale alla direzione media della diffusione[Pierpaoli et al. 1996]. in una mappa di Fa la sostanza bianca e quella grigia presen-tano un contrasto più alto che nelle immagini pesate in t1 e t2.La spiegazione di questo differente contrasto nelle mappe diFa non è ancora completamente chiara, ma si pensa che possaessere correlato alla densità di fibre assonali [Beaulieu et al.1994; Huppy et al. 1998, 2001; ito et al. 2002].il valore della Fa aumenta durante il normale sviluppo en-cefalico, suggerendo una possibile correlazione con lo svi-luppo della guaina mielinica ed il completarsi del processodi mielinizzazione; tuttavia, anche nelle fibre assonali senzaguaina mielinica è stato riscontrato un valore di Fa diversoda zero, e quindi una certa quota di anisotropia [Beaulieuet al. 1994; Jellison et al. 2004]. L’anisotropia dunque po-trebbe essere una conseguenza della densità di fibre piut-tosto che della loro mielinizzazione. Dalla misura del tensore è possibile derivare, inoltre,mappe della diffusività media (Mean Diffusivity, MD), cal-colate come valori x 10-3 mm2/s. L’analisi delle mappe diMD e di Fa permette una quantificazione non solo deldanno macroscopico evidente come aree di alterato se-gnale nelle immagini RM con-venzionali, ma anche deldanno microscopico che non èapparente nelle immaginistesse [Werring et al. 1999; o’-Sullivan et al. 2001].un’ulteriore tecnica per la rappresentazione dell’orienta-mento dell’ellissoide di diffusione, è rappresentata dal“Color Map”, ove i tre assi ortogonali sono codificati dai trecolori primari (rosso, verde e blu).

Questa metodica è ottenutadai valori di anisotropia (Fa) edei tre vettori (ν1, ν2, ν3). L’in-tensità del “Color map” saràproporzionale al valore di ani-sotropia dei fasci di fibre, ed il

colore indicherà il loro orientamento.nella MRi convenzionale la sostanza bianca sembra una

struttura omogenea, ove non è possibile riconoscere la di-rezione delle fibre; la tecnica Dti di fiber tracking consente,però, di studiare l’architettura delle fibre, come ad esempio

il tratto cortico-spinale, il tratto fronto-pontino, o il trattotemporo-parieto-occipito-pontino.L’identificazione bidimensionale di un tratto può non es-sere sempre chiara, per la presenza di fibre adiacenti conorientamento simile, o per cambiamenti di direzione delfascio di fibre all’interno o attraverso la slice.Con la metodica tridimensionale, l’orientamento dei fasciè ricostruito, pixel per pixel, in 3D dalle informazioni vetto-riali bidimensionali dell’ellissoide secondo un algoritmodeterministico o probabilistico, ovvero seguendo il fasciodi sostanza bianca basandosi, pixel per pixel, sulla conti-nuità della direzione vettoriale (algoritmo FaCt, fiber assi-gnment by continuous tracking) oppure, in regionisoggette ad artefatti di volume parziale (prevalentementeincrocio di fibre o curvatura delle stesse), disegnando il fa-scio di sostanza bianca in basealle caratteristiche del tessutocircostante in modo empirico[Melhem et al. 2000, 2002;

a s s a fet al.2008].La Dti, avendo un potere di risolu-zione che và da 1 a 5 mm, è in gradodi rilevare, solo, la struttura anato-mica macroscopica dei fasci di fibre,

e non permette, di conseguenza di distinguere dettagli micro-scopici, come la differenza tra fibre afferenti ed efferenti. Applicazioni della DTILa Dti può rilevare caratteristiche microscopiche dei tessutiin vivo (es. integrità delle microstrutture, come i microtu-buli e le microfibre della sostanza bianca addensata, e lostato di mielinizzazione).Le applicazioni cliniche della Dti derivano, dunque, dallapossibilità di ottenere informazioni sull’entità, e sulle pos-sibili variazioni patologiche, dell’anisotropia nei tessuti, edalla possibilità di studiare l’orientamento delle fibre el’eventuale perdita di integrità dei tessuti. Per tutte queste caratteristiche, la Dti è stata usata profi-cuamente nello studio di molte malattie che alterano sen-sibilmente l’integrità delle strutture encefaliche, come adesempio l’epilessia, le malattie oncologiche, i disordinidella sostanza bianca e le malattie infettive.L’anisotropia è un marker di integrità dei tratti di sostanzabianca, e si riduce in maniera lineare con l’aumentare del-l’età. Quindi, al di là delle possibili alterazioni età correlate,molte malattie possono causare una specifica riduzionedell’anisotropia come la SM, lo stroke, la schizofrenia, lamalattia di alzheimer e la leucoaraiosi. Le peculiari caratteristiche della sostanza bianca encefalica,fanno della Dti una delle tecniche di indagine più adatteallo studio di patologie che colpiscono elettivamente que-sta struttura. La sostanza bianca, infatti, presenta “barriere”orientate alla diffusione delle molecole d’acqua, che carat-terizzano l’anisotropia. i fasci di sostanza bianca sono rap-presentati da una serie di cilindri assonali mielinizzati, ove

la diffusione è orientata lungo il loro asse maggiore, piut-tosto che nella direzione perpendicolare ad essi, e questadirezionalità è data proprio da strutture quali le guainemieliniche, le membrane assonali ed i neurofilamenti delcitoscheletro. Fondamentale appare il contributo della Dti nella caratte-rizzazione delle patologie demielinizzanti, ove la perditaassonale e l’alterazione della mielina, caratteristiche dellaSM, sono alla base dell’aumento della diffusione delle mo-lecole di acqua all’interno delle placche e di una significa-tiva riduzione della Fa, rispetto al tessuto circostante. Lacapacità della Dti di caratterizzare la organizzazione strut-turale del tessuto encefalico, ha permesso, inoltre, lo studiodelle alterazioni patologiche e delle lesioni submicrosco-piche presenti nella sostanza bianca apparentemente nor-male (naWM: normal-appearing White Matter) di pazienticon SM, ove è stata rinvenuta una predominante perditaassonale e gliosi secondaria [Werring et al. 1999].La Dti ha messo in evidenza in queste aree un importanteaumento di aDC ed una riduzione della Fa, rispetto ai con-trolli sani.La Dti si è dimostrata valida nell’individuare altrerazioni ultra-strutturali non solo a carico della sostanza bianca ma anchedella corteccia e della sostanza grigia dei nuclei della base. i gangli della base sono delle importanti componenti di circuiticortico-sottocorticali, che connettono l’area motoria supple-mentare, l’area pre-motoria, e la cortecciasensomotoria al puta-men, che a sua voltaproietta al talamo e daqui nuovamente allacorteccia. un dannoalle fibre di connes-sione è in grado diprovocare una altera-

zione del metabolismo nei nuclei sottocorticali (diaschisi) [Pau-lesu et al. 1996; Bakshi et al. 1998; Roelcke et al. 1997], ad esem-pio una riduzione del metabolismo del glucosio; proprioquesto ipometabolismo potrebbe essere la causa della ridu-zione della diffusione.nei nuclei della base di pazienti con molte patologie delSnC, quali ad esempio la distonia o la SM, è stato riscon-trato anche un aumento di Fa rispetto ai controlli sani; que-sta osservazione potrebbe essere l’espressione di unaumento della coerenza delle fibre intrinseche dei nucleidella base, per il venir meno delle fibre provenienti dallearee corticali, a causa della degenerazione walleriana edella diaschisi. Molto spesso associata a questi rilievi si os-serva una riduzione di Fa ed un aumento della MD a livellodi strutture quali il corpo calloso o la capsula interna, comeespressione di una perdita assonale e dell’aumento dellospazio extracellulare.La riduzione della densità delle fibre passanti attraverso ilCC è una conseguenza della degenerazione walleriana diassoni situati anche distanti, o di danni a strutture di so-stanza grigia come regioni corticali o i nuclei della base.Sicuramente affascinanti applicazioni sono riservate allatecnica Dti-fiber tracking, in grado di ricostruire e mapparela normale anatomia dei fasci di fibre di sostanza bianca,con interessanti ripercussioni ed applicazioni anche nellostudio dello sviluppo cerebrale e nel planning preoperato-

rio neurochirur-gico (nell’ambitodella patologianeoplastica, in al-cune forme di epi-lessia etc).

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