LA RISONANZA MAGNETICA La Risonanza Magnetica in pochi

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 contrasto sette o anche otto volte migliore di quanto si possa ottenere con una TC ed in più senza l'uso di radiazionizzanti. 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 radiazionizzanti, 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 B 0 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 (B 0)

La frequenza con cui i protoni ruotano attorno alla direzione di B 0 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 B 0. 0 = B 0

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 90 o o a 180 o, 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 B 0) al livello energetico alto (antiparalleli a B 0). 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, conseguente decadimento della magnetizzazione trasversale (rilassamento trasversale o rilassamento spin-spin, T 2) 2) passaggio di molti protoni ad un livello energetico basso, conseguente recupero della magnetizzazione longitudinale (rilassamento longitudinale o rilassamento spin-lattice, T 1)

Il T 1 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 B 0 determina il progressivo recupero della magnetizzazione longitudinale, fino ad un massimo che corrisponde allo stato di equilibrio. Il T 1 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 T 1 si ha il progressivo recupero della magnetizzazione longitudinale

Curva di rilassamento T 1

Il T 1 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 T 1. 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 T 1 breve; 2) molecole piccole con alta frequenza di oscillazione come l’acqua hanno un T 1 lungo.

Il T 2 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 T 2 si ha la desincronizzazione dei protoni ed il conseguente decremento progressivo della magnetizzazione trasversale

Il T 2 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 T 2 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 T 2 più breve rispetto a quelle di piccole dimensioni. L’acqua ha, quindi, un T 2 lungo.

Curva di rilassamento T 2

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 T 1 e T 2 dei protoni Il contrasto dell’immagine in RM dipende per lo più dal T 1 e dal T 2: molti tessuti, infatti, hanno DP simile, mentre differiscono nei valori di T 1 e T 2.

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 T 1 breve o con un T 2 lungo danno un segnale intenso e quindi sono rappresentati con un tonalità di grigio chiara. Grasso T 1 breve --> alto segnale --> tonalità chiara Acqua T 1 lungo --> basso segnale --> tonalità scura T 2 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 T 2 HASTE Opposizione di fase In fase

TC Fase Arteriosa TC Fase Portale T 1 con Teslascan ( Mn. DPDP )

CONFRONTO TC-RMN (1) Nel confronto con la TC la Risonanza magnetica offre alcuni vantaggi: • non fa uso di radiazionizzanti, 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 T 1, T 2 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 T 2*) la magnetizzazione trasversale decade a zero allo stesso tempo avviene il progressivo recupero della magnetizzazione longitudinale (rilassamento longitudinale o T 1) in attesa del successivo impulso a 90°.

Nella partial saturation il segnale è determinato dalla DP ed in parte dal T 1 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 T 1 negli intervalli di tempo TR le differenze di T 1 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 T 1 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 T 1 breve recuperano gran parte della magnetizzazione longitudinale, che darà, quindi, un segnale intenso. In questa situazione le immagini sono pesate prevalentemente in T 1.

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 B 0. Durante la successiva fase T 1 la magnetizzazione longitudinale dapprima riduce fino a 0 la componente antiparallela e poi incrementa la componente parallela a B 0, 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 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 T 1 tessutali (immagini T 1 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 T 1 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 T 1 e T 2 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 T 1 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 2 TI 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 B 0, producendo un segnale dipendente dal rilassamento T 2 o “spin-spin”.

I vari tessuti hanno diverse velocità di rilassamento T 2, per cui i rispettivi echi differiscono per intensità. I tessuti con tempi di rilassamento T 2 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 T 2 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 T 2.

Le sequenze SE offrono immagini pesate in T 1, T 2 o DP in relazione ai valori di TR e TE. Immagini pesate in T 1 TR breve; TE breve Immagini pesate in T 2 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 : • T 1 migliore studio morfologico • T 2 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