Gradiente magnetico

Definizione
La Risonanza Magnetica (RM) (sinonimi: Risonanza Magnetica Nucleare - RMN; Tomografia a
Risonanza Magnetica - TRM) produce immagini di tipo tomografico digitale utilizzando campi
magnetici e radiofrequenze (non utilizza radiazioni ionizzanti!).
La RM è una tecnica di Imaging multiparametrica e multiplanare, che permette di acquisire
immagini su piani sagittali, dorsali o trasversali senza spostare il paziente.
Anche se nella denominazione della tecnica è presente il termine "nucleare", la RM non va confusa
con le metodiche di Medicina Nucleare. Per questo, comunemente, si preferisce omettere il termine
nucleare e utilizzare solo "Risonanza Magnetica".
Principi fisici alla base della RM
(Alla base della formazione delle immagini RM vi sono complessi fenomeni fisici. Qui di seguito, ne
verrà fatta una descrizione semplificata ma, si spera, comprensibile. Chi fosse interessato ad
approfondire l’argomento potrà utilizzare i link presenti nei Materiali di Studio di questa lezione).
I responsabili del segnale che è alla base della formazione delle immagini RM sono i protoni.
I protoni e, quindi, la loro carica elettrica, ruotano attorno ad un asse (si dice che hanno uno spin)
generando un microscopico campo magnetico. Normalmente, questi microscopici campi magnetici
sono orientati casualmente e, perciò, il vettore magnetico risultante dalla loro somma è nullo.
Se sottoposti ad un forte campo magnetico esterno stazionario (B0), l’asse dei protoni si orienterà
lungo il campo stesso. Questo orientamento può avvenire o nella stessa direzione di B0 (in maniera
parallela, cioè con basso livello energetico) o con direzione opposta (in maniera antiparallela, cioè
con alto livello energetico). (1)
I protoni paralleli sono leggermente prevalenti rispetto a quelli antiparalleli(2). Questa piccola
prevalenza produce una magnetizzazione risultante M, orientata parallelamente a B0 e misurabile.
Inoltre sempre per effetto di B0, l’asse di ciascun protone ruota attorno alla direzione del momento
di B0 (precessione). I movimenti di precessione possono essere paragonati alle oscillazioni di una
trottola.
La frequenza di precessione è caratteristica di ogni elemento atomico (frequenza di Larmor). I
protoni utilizzati per produrre immagini RM sono quelli dell’Idrogeno che, naturalmente,
abbondano nei tessuti viventi, in particolare quelli ricchi di acqua. Per mettere in risonanza i protoni
dell’Idrogeno, si invia un’onda radio con frequenza pari alla frequenza di Larmor per l’Idrogeno (ad
esempio, per un campo di 1 Tesla*, essa è pari a 42 MHz)(3). Mettere in risonanza un protone
significa fornirgli energia (è un fenomeno analogo alla spinta che diamo ad un’altalena che, se data
al momento giusto, fa aumentare l’ampiezza delle oscillazioni).(4)
* 1 Tesla = 10000 Gauss (campo magnetico terrestre = 0,5 Gauss!; un magnetino ha un campo di
circa 10 Gauss! un apparecchio RM di 1,5 T equivale a circa 30000 volte quello terrestre!)
Inviando l’impulso di radiofrequenza (RF) sugli atomi compresi nel campo magnetico si
determinano principalmente due cose:
1) la sincronizzazione dei protoni nella stessa fase di precessione (ruotano non solo alla stessa
frequenza ma anche in maniera coordinata); quando i protoni precedono in fase tra loro, si genera
un vettore di magnetizzazione trasversale, che ruota nel piano x-y. Questo vettore, a sua volta,
genera una piccola corrente rilevabile nel circuito ricevente (antenna); un impulso RF capace di
spostare la magnetizzazione M sul piano x-y viene definito impulso di 90°.
2) il passaggio di alcuni protoni dal livello energetico basso (paralleli a B0) al livello energetico
alto (antiparalleli a B0). ( 5)
Un impulso RF di durata o intensità doppia rispetto a quello di 90°, è in grado di ribaltare il vettore
di magnetizzazione M in posizione antiparallela rispetto a B0 ed è perciò detto impulso di 180°(6)
Una volta cessato l’impulso RF si verifica:
1) la progressiva desincronizzazione della precessione dei protoni, con conseguente decadimento
della magnetizzazione trasversale;
2) il ritorno ad un livello energetico basso da parte dei protoni che avevano subito un’inversione di
180°.
In ambedue i casi si parla di rilassamento durante il quale si generano degli impulsi misurabili
tramite una bobina che funge da antenna ricevente.
Il rilassamento dei protoni avviene con due costanti di tempo distinte:
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la prima, definita T1 (rilassamento spin-reticolo*), indica la rapidità con cui si ricostituisce
il momento M del campo B0; può essere rappresentata da una funzione esponenziale;
la seconda, definita T2 (rilassamento spin-spin), indica il tempo di annullamento della
componente di magnetizzazione trasversale determinata dalla sincronizzazione di fase dei
movimenti di precessione; anch’essa può essere rappresentata da una funzione esponenziale.
Ponendo nel piano x-y una bobina ricevente, il moto del vettore M induce ai capi di questa una
forza elettromotrice, che rappresenta il segnale RM. L’andamento di questo segnale, chiamato FID
(7)(free induction decay) decade con una costante di tempo pari a T2 e con intensità proporzionale
alla grandezza della magnetizzazione trasversale.
Il segnale RM dipende dai parametri T1, T2, e dal numero totale di protoni provvisti di spin per
unità di volume (densità protonica - DP).
Scegliendo opportunamente la sequenza di impulsi RF è possibile imporre al sistema di spins una
determinata dinamica, così da ottenere l'informazione dal segnale RM. I parametri che influenzano
il risultato dell'immagine sono i tempi Time Time to Repeat (TR), intervallo che separa due
successivi impulsi di eccitazione, e Time of Echo (TE), uguale al doppio dell’intervallo tra impulso
di eccitazione e impulso di rifocalizzazione, che possono essere lunghi o brevi. Mediante la
combinazione di TR e TE lunghi o brevi, si avranno immagini pesate in T1, in T2 o in DP.
Esistono molti tipi di sequenze, quelle più utilizzate sono la Spin Echo (SE), la Inversion Recovery
(IR) e la Gradient Echo (GE).
Immagini T1-pesate
Il T1 o tempo di rilassamento longitudinale è una misura del tempo richiesto ai protoni per tornare
alle condizioni di equilibrio iniziale, grazie alla cessione di energia al microambiente circostante
(reticolo). Per ottenere una sequenza SE T1-pesata, si usa un TR breve associato ad un TE breve.
La velocità del T1 dipende da numerosi fattori, tra cui l’intensità del campo B0 (cresce
all’aumentare di questo) e le dimensioni della molecole (ad esempio, il DNA o i liquidi hanno un
T1 lungo, i lipidi breve).
Mediamente, i tessuti viventi immersi in un campo magnetico di intensità 0,1-0,5 T hanno un T1
compreso tra 300 e 700 millisecondi.
Nelle immagini T1-pesate il liquido cefalo-rachidiano è scuro mentre il grasso è brillante. Le
strutture del SNC (sostanza bianca e grigia) hanno dei segnali di intensità intermedia.
Immagini T2-pesate
Il T2 o tempo di rilassamento trasversale è una misura del tempo impiegato dallo spin dei protoni
per desincronizzarsi. Questa progressiva desincronizzazione determina l’annullamento della
magnetizzazione trasversale (nel piano x-y, perpendicolare ai piani che attraversano z).
Per ottenere una sequenza SE T2-pesata, si usa un TR lungo associato ad un TE lungo.
L’efficienza di T2 dipende da vari fattori come ad esempio le dimensioni delle molecole: più la
molecola è piccola più lungo sarà il tempo di desincronizzazione; grosse molecole hanno T2 più
brevi.
L’acqua ha, quindi, un T2 lungo. Nei tessuti biologici il T2 è compreso tra 50 e 150 millisecondi. A
differenza del T1, il T2 è poco influenzato dalla potenza di B0.
I liquidi o, comunque, i tessuti molto idratati, appaiono bianchi brillanti nelle immagini T2-pesate.
Immagini DP-pesate
La densità dei protoni provvisti di spin ed in precessione in un determinato volume è alla base della
formazione delle immagini dette appunto di Densità Protonica (DP).
Per ottenere una sequenza SE DP-pesata, si usa un TR lungo associato ad un TE breve.
Le immagini DP presentano una risoluzione di contrasto molto inferiore alle immagini T1 o T2
pesate, in quanto tessuti anche molto diversi tra loro possono presentare una densità protonica
simile.
Gradiente magnetico
Bisogna, infine, dire come l’apparecchio di RM ricostruisce l’immagine. Alla base di questo
processo ci sono delle bobine (una per ogni piano geometrico) situate internamente al magnete
principale: in queste bobine il campo non è omogeneo ma presenta un gradiente. Così, in ogni punto
del campo, il segnale sarà sempre lievemente diverso da quello proveniente da un altro punto: in
questo modo è possibile stabilire da quale punto dello spazio proviene il segnale.
Il gradiente viene modificato in maniera progressiva, di un grado alla volta per 360°,
successivamente, mediante la trasformata di Fourier, l’immagine viene ricostruita lungo il piano
attraverso il quale è stato impostato il gradiente. Grazie a questa particolarità metodologica, si
possono ottenere piani di scansioni a piacere senza la necessità di spostare il paziente
Apparecchio RM
Gli apparecchi di RM possono essere distinti in "chiusi" o "aperti" a seconda della conformazione
geometrica delle bobine o dei magneti. Gli apparecchi chiusi, esternamente, somigliano agli
apparecchi TC: la principale differenza risiede nella profondità del tubo in cui viene inserito il
paziente, più breve nel caso della TC, più lunga nel caso della RM. In entrambe, il paziente, su un
lettino motorizzato, viene inserito in un anello. Gli apparecchi aperti, di solito a magnete
permanente, sono in grado di sviluppare campi magnetici di minore intensità.
Appunto, sulla base dell’intensità del campo magnetico gli apparecchi possono anche essere distinti
in: ad alto campo (≥ 1.5T); a medio campo (0,5-1T); a basso campo (≤ 0.5T).
Per generare il campo magnetico possono essere utilizzati magneti di tipo permanente, resistivo o
superconduttivo.
Le antenne (o bobine) utilizzate per studiare un distretto anatomico possono essere doppie (una per
l’emissione e una per la ricezione) o singole (sia emittenti che riceventi).
Preparazione e posizionamento del paziente
La preparazione ed il posizionamento del paziente sono analoghi a quelli adottati per gli studi TC.
La differenza fondamentale consiste nell’uso di materiali, apparecchi ed accessori di anestesia non
metallici
Impostazione dello studio
Lo studio RM viene impostato in maniera simile a quello TC. Dopo aver ottenuto un’immagine
scout attraverso un determinato piano, si decide lo spessore e l’orientamento delle fette
Semiologia delle immagini RM
Nella valutazione delle immagini RM si tiene conto degli aspetti morfologici (forma, dimensioni,
margini, posizione) e dell’intensità del segnale delle strutture nelle varie sequenze (isointenso,
ipointenso, iperintenso).
Come per altre tecniche di Diagnostica per Immagini le lesioni vengono caratterizzate anche sulla
base della loro estensione (alterazioni focali, alterazioni diffuse).
Indicazioni cliniche della RM
La RM è indicata nello studio dei tessuti molli.
La RM è particolarmente indicata nello studio del sistema nervoso centrale, delle
cartilagini e dei legamenti articolari, del sistema cardio-circolatorio.
MdC in RM
Anche per la RM esistono dei mezzi di contrasto (mdc) utilizzati per modificare le proprietà
magnetiche dei tessuti.
I mdc utilizzati in RM vengono distinti in mdc paramagnetici e mdc superparamagnetici.
Mdc paramagnetici: presentano una distribuzione non selettiva (gadolinio), vengono escreti dal
sistema epatobiliare e vengono somministrati per via parenterale; questi mdc abbreviano sia T1 che
T2, aumentando l’intensità del segnale in T1 e riducendola in T2; per questo, solitamente, quando si
somministra un mdc paramagnetico, le immagini vengono acquisite in T1.
Mdc superparamagnetici: materiali quali, ad esempio, l’ossido di ferro agiscono solo su T2,
abbreviandolo e riducendone l’intensità di segnale
Vantaggi della RM
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Eccellente risoluzione di contrasto per i tessuti molli.
Encefalo, midollo spinale, dischi intervertebrali.
Muscoli, Tendini e legamenti.
Non-invasiva.
Nessuna radiazione ionizzante.
Permette di ottenere scansioni dirette multiplanari orientabili secondo piani diversi, senza
dover riposizionare il paziente.
Permette una visione panoramica di ampi distretti (ad es. rachide).
Possibilità di ottenere immagini diverse (sequenze diverse), ognuna con informazioni
aggiuntive, per ciascuna struttura anatomica.
Svantaggi della RM
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Il parenchima polmonare e la compatta ossea (perché poveri di protoni di idrogeno) sono di
difficile valutazione.
La presenza di oggetti metallici crea artefatti con perdita di informazioni.
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Portatori di protesi metalliche, pace-maker, ecc. non possono eseguire questo tipo di
esame*.
Costi di acquisto e di gestione e, quindi, degli esami, elevati.
Ridotta disponibilità in Medicina Veterinaria.
Valutazione diagnostica più complessa rispetto alla TC.
Tempi di acquisizione molto lunghi (30-60 minuti).
Risoluzione spaziale e temporale più bassa rispetto alla TC.
dagli anni ‘90 vengono utilizzati sempre più spesso materiali RM-compatibili sebbene
occorra conoscere, per ogni materiale utilizzato, fino a quanti Tesla è da considerarsi RMcompatibile
(1)
(2)
(3)
(4)
(5)
(6)
Spin in su, Spin in giù
Per la legge di Maxwell Boltzam
E’ il secondo campo magnetico, l’ onda Rf di interrogazione.
Indi abbiamo l’ oscillazione di risonanza
Da Spin in su ( livello più basso) a spin in giù.
Rifocalizza il segnale di relax eliminando gl’ effetti delle disomogeneità spaziali del campo
magnetico principale che inducono un certo defasamento degli spin lungo l’ orbita
precezionale e sta alla base delel sequenze SPIN ECHO ( SE)
(7) FID = decadimento libero dell’ induzione. Direttamente proporzionale al numero dei nuclei
risonanti , misura la densità protonica dei nuclei di H
Ora, spero, il concetto di RM sia più chiaro come lo è stato per me.
Consiglio comunque di dare una lettura alle sequenze dopo .
Per chi volesse addentrarsi e capire il time of flight ( TOF) dell’ Angio RM, che comunque è un “di
più” brevemente mi dilungo:
L'angiografia time-of-flight puo' essere eseguita in diversi modi. Un metodo utilizza una sequenza
spin-echo in cui gli impulsi a 90o e 180o di selezione della fetta hanno frequenze diverse. L'impulso
a 90o eccita gli spin in un piano; l'impulso a 180o eccita gli spin di un altro piano. In assenza di
flusso, non c'e' segnale perche' nessuno spin subisce entrambi gli impulsi di 90o e 180o. In presenza
di flusso e di un corretto TE, il sangue proveniente dal piano di 90o fluisce in quello di 180o e
produce un echo.
Salvatore.