LA RISONANZA MAGNETICA
La Risonanza Magnetica in pochi anni dalle prime applicazioni
cliniche (anni 1982-83), è diventata una tecnica diagnostica
fondamentale per indagini sul cervello, midollo spinale, colonna
vertebrale ed articolazioni.
E' ampiamente utilizzata per identificare tumori, per studiare i grossi
vasi sanguigni ed in generale come metodo diagnostico sui bambini.
Tomografia a risonanza magnetica
nucleare
Si tratta di una tecnica non
invasiva in grado di produrre
immagini dei tessuti molli con
contrasto sette o anche otto volte
migliore di quanto si possa
ottenere con una TC ed in più
senza l'uso di radiazioni
ionizzanti.
Inoltre, i sistemi a RM sono
in grado di fornire immagini
lungo più direzioni (assiale,
coronale e sagittale), senza
dovere riposizionare il paziente.
L'assenza di radiazioni
ionizzanti, ne fa una tecnica
ideale per l'imaging pediatrico.
PRINCIPI FISICI
1.
Quando il corpo umano è inserito in un "forte" campo magnetico,
alcuni nuclei, quali per esempio quelli dell'idrogeno, si “allineano”,
ruotando nella direzione del campo applicato.
2.
Se poi questi nuclei vengono investiti da un'opportuna energia a
radiofrequenza, assorbono tale energia e passano in uno stato di
eccitazione.
3.
Quando l'energia a RF viene tolta, i nuclei ritornano nel loro stato
di equilibrio rilasciando un segnale RF rilevabile. Questo segnale
permette di caratterizzare i diversi tessuti e quindi di costruire
un'immagine multi-parametrica.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Le componenti di un Tomografo a RM sono
essenzialmente suddivisibili in:
1. Magnete (crea il campo magnetico che
orienta i nuclei e li pone in precessione.
2. Bobine RF (invio degli impulsi di
eccitazione; ricezione del segnale)
3. Sistema dei gradienti: modulazione del CMS,
fondamentale
per
la
ricostruzione
dell’immagine
4. Computer
(controllo
di
ogni
fase,
conversione, ricostruzione e archiviazione)
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Magnete
Ha il compito di generare il campo magnetico
statico o principale, caratterizzato da intensità,
omogeneità e stabilità temporale.
L’intensità del campo è misurata in Tesla (T)
(1 Tesla = 10.000 Gauss) e varia nei sistemi
di imaging attualmente disponibili tra 0,2 e 3 T.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Magnete
All’intensità del CMS è direttamente legata
l’intensità del segnale RM rilevabile.
Il suo aumento comporta una diminuzione dei
tempi di acquisizione.
L’omogeneità e la stabilità temporale del CMS
influiscono significativamente sul potere di
risoluzione dell’immagine.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Le Bobine RF
Le bobine RF agiscono in coordinazione con il
sistema dei gradienti alterando, al momento e nel
modo opportuno, le condizioni di equilibrio
energetico del sistema di spin ordinato nel CMS.
Le bobine vengono alternativamente poste in fase
di trasmissione e di ricezione, provvedendo
dunque sia all’invio dell’onda di interrogazione
che alla ricezione del segnale di rilassamento
nucleare.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Le Bobine
Sezione di trasmissione del sistema a RF:
1. generatore d’onde
2. amplificatore di potenza
3. bobina di eccitazione.
Sezione di ricezione del segnale:
1. bobine di ricezione
2. preamplificatore
3. ricevitore del segnale.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Le Bobine
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Sistema dei Gradienti
Ha lo scopo di integrare il CMS con un campo
magnetico variabile, crescente in modo lineare
nelle tre direzioni dello spazio cosi che a ciascun
voxel corrisponda costantemente una frequenza
caratteristica di risonanza e quindi di emissione.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Sistema dei Gradienti
I gradienti di campo vengono opportunamente
attivati dal calcolatore di controllo e introducono
variazioni di fase e di frequenza nel moto degli
spin, consentendo la codificazione spaziale del
segnale dei singoli voxel. È così possibile
attribuire ad ogni voxel la sua posizione tridimensionale nello spazio.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Sistema dei Gradienti
I gradienti possono essere orientati non solo
secondo i tre piani ortogonali dello spazio (x, y
e z), ma anche obliquamente, secondo la
direzione più opportuna per lo studio del
singolo distretto: di qui l’originalità della RM di
effettuare scansioni multiplanari dirette,
liberamente orientate, senza necessità di
spostare il paziente.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Computer
Organizza tutti gli eventi fin qui illustrati, nonché i
successivi passaggi quali il campionamento e la
scomposizione del segnale analogico nelle sue
diverse componenti di frequenza che costituisce
il presupposto fondamentale per la ricostruzione
elettronica e la digitalizzazione dell’immagine RM.
COMPONENTI DI UN TOMOGRAFO A RM
Il Computer
Dopo amplificazione, campionamento e
conversione analogico-digitale del segnale
ricevuto, il computer presenta l’immagine in
scala di grigi sul video o su pellicola.
LO SPIN NUCLEARE
La Tomografia di Risonanza Magnetica Nucleare funziona
grazie a forti campi magnetici e brevi impulsi in
radiofrequenza e si basa sul cosiddetto "spin nucleare".
Il termine descrive la proprietà del nucleo dell'atomo di
ruotare intorno al proprio asse come una trottola, diventando
in pratica un minuscolo magnete.
Questa caratteristica è propria anche dei nuclei degli atomi di
idrogeno, presenti in abbondanza nel corpo umano, che
infatti è costituito prevalentemente di acqua.
In assenza di un campo magnetico esterno i momenti
magnetici dei nuclei di idrogeno sono orientati casualmente:
la loro somma è nulla
Il campo magnetico statico
Nel tomografo a risonanza magnetica nucleare
il paziente viene a trovarsi all'interno di un
campo magnetico la cui potenza è alcune
decine di migliaia di volte maggiore di quello
della terra (1.5 Tesla).
Questo campo magnetico, sostanzialmente
innocuo per l'uomo, sortisce l'effetto fisico
desiderato: gli atomi di idrogeno presenti nel
corpo del paziente cominciano ad allinearsi
nella stessa direzione del campo magnetico
applicato, proprio come fa l'ago della bussola
rispetto al campo magnetico terrestre.
Alla fine si raggiunge un equilibrio tra le forze
di diffusione ed agitazione termica che tende
ad una configurazione casuale degli spin e
quelle di tipo magnetico che tendono ad
orientare gli spin nella direzione del campo.
Tecnica
• Sotto l’azione del campo magnetico i
protoni si allineano
LA PRECESSIONE
Quando
è
sottoposto
all’influenza di un campo
magnetico esterno, lo
spin, oltre che allinearsi
ruota
attorno
alla
direzione
del
campo
magnetico stesso con un
movimento di precessione
avente velocità angolare
costante (frequenza di
precessione  MHz).
Campo
magnetico
Momento
magnetico
Tecnica
il momento magnetico di ciascun protone
comincia a ruotare, cioè a precedere attorno
alla direzione di B0 nello stesso modo in cui
l’asse di una trottola ruota intorno alla
direzione della forza di gravità.
Comportamento dei protoni in un campo magnetico esterno
(B0)
La frequenza con cui i protoni ruotano
attorno alla direzione di B0 è detta
frequenza di precessione o di Larmor
(0) e dipende da due fattori: la
costante giromagnetica () , valore
numerico caratteristico di ogni specie
nucleare e la forza del campo
magnetico principale B0.
 0 =  B0
La Radiofrequenza
• A questo punto interviene la fase successiva, nella quale bobine a
radiofrequenza investono il corpo con un breve impulso avente lunghezza
d'onda e potenza ben determinate.
• Si tratta di un'azione mirata, che modifica l’equilibrio esistente con
l’immissione di energia dall’esterno sotto forma di una radiofrequenza
corrispondente.
• La cessione di energia si ha soltanto quando la radiofrequenza esterna
corrisponde alla frequenza di precessione, ossia quando le due frequenze
entrano in risonanza tra di loro.
• In queste condizioni la radiofrequenza esterna si comporta come un campo
magnetico trasversale al principale, che tende ad aumentare l’angolo di
inclinazione portandolo a 90o o a 180o, in rapporto alla durata dell’impulso
di radiofrequenza.
La stimolazione dei protoni con RF produce il progressivo
allontanamento di M dall’asse z verso il piano trasversale x,
y.
La stimolazione dei protoni con RF di 90 gradi produce
l’abbattimento di M sul piano trasversale x, y.
Tecnica
Sotto l’azione di un impulso radio di analoga frequenza rispetto a
quella degli H+ il sistema è in grado di assorbire energia
La stimolazione con RF provoca
due fenomeni:
1) la sincronizzazione dei protoni
nella stessa fase di precessione
2) il passaggio di alcuni protoni dal
livello energetico basso (paralleli
a B0) al livello energetico alto
(antiparalleli a B0).
In tal modo la magnetizzazione
risultante (M) si allontana
dall’asse z di un angolo
proporzionale alla intensità e
alla durata dell’impulso RF.
I segnali RM
• Interrotto l’impulso a radiofrequenza e quindi la immissione di energia
al sistema degli spin, questi tenderanno a tornare alla condizione di
equilibrio, cedendo energia che può essere rilevata come segnale RM.
• L’antenna di ricezione dei segnali RM è rappresentata dalle stesse
bobine a radiofrequenze.
• La rilevanza del fenomeno sta nel fatto che sia il tempo impiegato per
ripristinare l’equilibrio (Tempo di rilassamento) sia quello durante il
quale viene emesso il segnale elettromagnetico sono caratteristici del
nucleo ma anche e, soprattutto, del micro-ambiente che lo circonda.
• È pertanto possibile, rilevando ed analizzando questi tempi, ottenere
informazioni specifiche sul microambiente chimico-fisico dei nuclei.
Cessato l’RF, si verificano due fenomeni inversi:
1) desincronizzazione dei protoni, con conseguente
decadimento della magnetizzazione trasversale
(rilassamento trasversale o rilassamento spin-spin, T2)
2) passaggio di molti protoni ad un livello energetico
basso, con conseguente recupero della magnetizzazione
longitudinale (rilassamento longitudinale o rilassamento
spin-lattice, T1)
Il T1 o tempo di rilassamento longitudinale è la
misura del tempo richiesto ai protoni per tornare
alle condizioni di equilibrio, grazie alla cessione di
energia al microambiente circostante (lattice).
Il progressivo aumento del numero di protoni che
si orientano parallelamente a B0 determina il
progressivo recupero della magnetizzazione
longitudinale, fino ad un massimo che corrisponde
allo stato di equilibrio.
Il T1 è un processo descritto da una funzione di
tipo esponenziale ed indica il tempo necessario
per recuperare il 63% della magnetizzazione
longitudinale.
Durante il tempo di rilassamento T1 si ha il progressivo
recupero della magnetizzazione longitudinale
Curva di rilassamento T1
Il T1 dipende dalla velocità con cui il lattice assorbe l’energia
ceduta dai protoni: maggiore è la velocità di questi scambi
energetici, più breve è il T1.
L’efficienza di questi scambi energetici è tanto maggiore quanto
più la frequenza di oscillazione del campo magnetico del
lattice, che dipende dal movimento termico casuale delle
molecole e quindi dalle dimensioni delle molecole stesse,
si avvicina alla frequenza di Larmor:
1) molecole di dimensioni intermedie come i lipidi hanno
frequenze di oscillazione vicine a quelle di Larmor e quindi
hanno un T1 breve;
2) molecole piccole con alta frequenza di oscillazione come
l’acqua hanno un T1 lungo.
Il T2 o tempo di rilassamento trasversale è un misura
del tempo richiesto ai protoni (spin) per
desincronizzarsi in relazione al reciproco scambio di
energia.
Ciascun protone è influenzato, infatti, anche dal
campo magnetico dei protoni vicini.
La progressiva desincronizzazione determina, quindi,
il decadimento progressivo della magnetizzazione
trasversa, che si azzera in condizioni di equilibrio.
Durante il tempo di rilassamento T2 si ha la
desincronizzazione dei protoni ed il conseguente
decremento progressivo della magnetizzazione trasversale
Il T2 è un processo descritto da una funzione di tipo
esponenziale ed indica il tempo richiesto alla
magnetizzazione trasversale per decadere al 37% del
valore iniziale.
L’efficienza di T2 dipende dalle intensità dei campi
magnetici stazionari generati a livello molecolare.
Le molecole di grandi dimensioni, a causa della
minore mobilità, generano campi magnetici stazionari
più intensi di quelli prodotti dalle molecole più piccole.
Di conseguenza le molecole di grandi dimensioni
hanno un T2 più breve rispetto a quelle di piccole
dimensioni.
L’acqua ha, quindi, un T2 lungo.
Curva di rilassamento T2
Tecnica
L’immagine viene prodotta utilizzando il
segnale di risonanza emesso dai nuclei di
idrogeno in precessione, dopo che questi
sono stati eccitati dalla RF.
L’ampiezza dei segnali generati dipende dalle
seguenti caratteristiche del tessuto in esame:
1) numero di protoni in precessione per unità
di volume (densità protonica o DP)
2) caratteristiche di T1 e T2 dei protoni
Il contrasto dell’immagine in RM dipende per
lo più dal T1 e dal T2: molti tessuti, infatti,
hanno DP simile, mentre differiscono nei valori
di T1 e T2.
I segnali di RMN vengono utilizzati per formare
un’immagine in cui le tonalità di grigio dei
tessuti rappresentati sono tanto più chiare
quanto più intenso è il segnale da essi emesso
e viceversa.
Tessuti con un T1 breve o con un T2 lungo
danno un segnale intenso e quindi sono
rappresentati con un tonalità di grigio chiara.
Grasso
T1 breve --> alto segnale --> tonalità chiara
Acqua
T1 lungo --> basso segnale --> tonalità scura
T2 lungo --> alto segnale --> tonalità chiara
• I tessuti ricchi di acqua risultano
molto chiari, mentre quelli che
contengono meno acqua compaiono
scuri (per questo motivo le ossa
sono quasi invisibili).
• Gli altri tessuti, come muscoli,
legamenti, tendini, e alcuni organi,
come fegato e reni, possono essere
identificati ed esaminati molto
chiaramente, essendo riprodotti in
gradazioni di grigio molto accurate.
TC
Senza mdc
Fase arteriosa
Fase portale
RM
T2 HASTE
Opposizione di fase
In fase
TC Fase Arteriosa
TC Fase Portale
T1 con Teslascan
( MnDPDP )
CONFRONTO TC-RMN (1)
Nel confronto con la TC la Risonanza magnetica
offre alcuni vantaggi:
• non fa uso di radiazioni ionizzanti, quindi può
essere ripetuta più volte sullo stesso paziente
per studiare l'evolversi della patologia;
• permette di ottenere immagini lungo i tre piani
principali e non solo lungo quello assiale;
• migliore risoluzione e miglior contrasto;
• assenza di artefatti nelle immagini sul sistema
nervoso centrale.
CONFRONTO TC-RMN (2)
Per alcuni aspetti tuttavia la TC risulta preferibile, per
esempio:
• generalmente la durata di un esame con la TC è minore,
anche se ultimamente con le nuove tecniche di imaging
veloce, la RMN è migliorata notevolmente;
• essendosi diffusa molto prima, la TC, almeno per ora,
risulta economicamente più conveniente;
• per le fratture è indispensabile la TC, dato che con la
RMN le ossa si vedono solo indirettamente tramite il
midollo osseo.
Esistono numerose sequenze di impulsi
RF in grado di ottenere immagini pesate
in T1, T2 o DP.
La sequenza più semplice è detta FID
ripetuto o “saturation recovery”.
Le sequenze attualmente pù utilizzate
sono denominate “spin-echo” ed
“inversion recovery”.
Esistono altre sequenze, più o meno
complesse: “gradient echo”, “turbo
spin-echo”
La sequenza ”Partial Saturation” è formata da una serie di
impulsi RF di 90° ad intervalli di tempo regolari, ciascuno
della durata sufficiente per ruotare i momenti magnetici dei
protoni di 90°, nel piano trasversale x, y.
Dopo ciascun impulso i protoni in precessione generano il
segnale di risonanza (FID) nell’antenna ricevente.
A causa della progressiva perdita di coerenza di fase
(rilassamento trasversale o T2*) la magnetizzazione
trasversale decade a zero
allo stesso tempo avviene il progressivo recupero della
magnetizzazione longitudinale (rilassamento longitudinale
o T1) in attesa del successivo impulso a 90°.
Nella partial saturation il segnale è determinato
dalla DP ed in parte dal T1 in relazione
all’intervallo di tempo tra un impulso ed il
successivo (TR, tempo di ripetizione).
Quando il TR è lungo, quasi tutti i tessuti riescono
a completare il rilassamento T1 negli intervalli di
tempo TR
le differenze di T1 non influenzano l’intensità dei
segnali generati e le immagini sono pesate in DP.
Quando il TR è breve, tra un impulso ed il
successivo i tessuti a T1 lungo recuperano solo
parzialmente la magnetizzazione longitudinale, che
darà, quindi, un segnale debole quando viene
ruotata di nuovo sul piano trasversale x, y;
viceversa i tessuti a T1 breve recuperano gran parte
della magnetizzazione longitudinale, che darà,
quindi, un segnale intenso. In questa situazione le
immagini sono pesate prevalentemente in T1.
La sequenza ”inversion recovery” (IR) utilizza coppie
di impulsi RF di 180° ed di 90°.
L’impulso di 180° ruota la magnetizzazione
longitudinale di 180° lungo l’asse z orientandola
antiparallelamente alla direzione di B0.
Durante la successiva fase T1 la magnetizzazione
longitudinale dapprima riduce fino a 0 la componente
antiparallela e poi incrementa la componente parallela
a B0, non generando alcun segnale.
A questo punto viene applicato il secondo impulso di
90°, che ruota la magnetizzazione longitudinale
presente in quell’istante lungo l’asse z nel piano
trasversale x, y con conseguente produzione di un
segnale di RMN.
L’ampiezza di questo segnale dipende dalla grandezza della
magnetizzazione longitudinale nel momento in cui è stata
ruotata nel piano trasversale.
La sequenza IR produce immagini fortemente basate sulle
differenze dei T1 tessutali (immagini T1 pesate).
L’intervallo di tempo tra l’impulso di 180° e quello
successivo di 90° è detto tempo di inversione (TI).
L’intervallo di tempo tra una coppia di impulsi e la
successiva è detto tempo di ripetizione (TR).
Per valori di TI molto piccoli e valori di TR maggiori dei T1
tessutali, il contrasto delle immagine dipende solo dalla
densità protonica (immagini DP pesate).
E’ possibile annullare il segnale proveniente da qualsiasi
tessuto scegliendo un valore di TI in corrispondenza del
quale la magnetizzazione longitudinale di quel tessuto ha
valore 0.
Con TI brevi, viene soppresso il segnale del grasso.
La sequenza con TI breve è definita anche short TI
inversion recovery o STIR ed ha la peculiarità di rendere
additivo il contrasto T1 e T2 risultando utile negli studi
muscolo-scheletrici per l’elevata sensibilità
nell’identificazione dell’edema.
Con valori di TI regolati in modo da cogliere la curva T1 del
liquor nel punto 0, si ottiene la sequenza fluid attenuated
inversion recovery o FLAIR
La sequenza ”spin-echo” (SE) utilizza coppie di impulsi RF
di 90° ed di 180°.
Dopo l’impulso di 90° i protoni in precessione nel piano
trasversale x, y si desincronizzano in quanto alcuni
precedono più velocemente rispetto agli altri.
Dopo un tempo TI, viene applicato l’impulso di 180°, che
inverte il senso di rotazione dei protoni: quelli più lenti, che
erano gli ultimi, diventano i primi e viceversa. Dopo un
tempo 2TI o TE (tempo di eco) i protoni si trovano di nuovo
in fase ed emettono un segnale detto “eco”.
L’impulso di 180° annulla gli effetti desincronizzanti delle
disomogeneità di B0, producendo un segnale dipendente
dal rilassamento T2 o “spin-spin”.
I vari tessuti hanno diverse velocità di rilassamento T2, per
cui i rispettivi echi differiscono per intensità.
I tessuti con tempi di rilassamento T2 lunghi sono
caratterizzati da scarsa desincronizzazione dei nuclei,
producono echi intensi e sono rappresentati nell’immagine
con tonalità chiare.
I tessuti con tempi di rilassamento T2 brevi
desincronizzano i loro nuclei in misura maggiore,
producono echi di debole intensità e vengono
rappresentati nell’immagine con tonalità scure.
Incrementando il TE si ottiene un’accentuazione del
contrasto tra tessuti con diversi tempi di rilassamento T2.
Le sequenze SE offrono immagini pesate in T1,
T2 o DP in relazione ai valori di TR e TE.
Immagini pesate in T1
TR breve; TE breve
Immagini pesate in T2
TR lungo; TE lungo
Immagini pesate in DP
TR lungo; TE breve
PIANI DI SCANSIONE
1) assiale
2) coronale
3) longitudinale
SEQUENZE
• La attuali sequenze sono rapide
e permettono, come la TC, lo
studio delle diverse fasi vascolari
• In base ai parametri utilizzati è
possibile ottenere diversi tipi di
informazioni
SEQUENZE
I principali parametri sono :
• T1  migliore studio morfologico
• T2  migliore caratterizzazione
tissutale
LIMITI
• Il parenchima polmonare (perché
povero di protoni) attualmente è
difficilmente studiabile
• La presenza di oggetti metallici crea
artefatti con perdita di informazioni
• Portatori di protesi metalliche, clips
vascolari, pace maker, ecc. non
possono eseguire questo tipo di esame