Risonanza Magnetica

Risonanza Magnetica
Arturo Brunetti
CdL spec. in Ingegneria Biomedica
Università degli Studi di Napoli
Federico II
2008-2009
ab/01/2009
1
Imaging a Risonanza Magnetica :
eccitazione-emissione in campo magnetico di elevata intensità
Campo magnetico e
bobina RF
Sistema elettronico
ab/01/2009
a) controllo dei gradienti di campo
b) controllo della bobina e produzione di impulsi RF
c) rivelazione dei segnali emessi
d) elaborazione dei segnali
2
Schema della lezione
• Introduzione e campi di applicazioni (3-10)
• Spin e frequenza di risonanza (11-23)
• L!impulso e il segnale RM (24-30)
•
•
•
•
•
•
•
T1 e T2 (31-41)
La localizzazione spaziale del segnale (42-49)
Sequenza spin echo e ricostruzione (50-62)
Magneti e componenti della macchina (63-68)
Sequenze veloci (69-74)
Applicazioni diagnostiche e appl.avanzate (75-84)
Sicurezza e protezione e sviluppi (85-95)
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3
Un!eccellente descrizione dei principi
http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside-i.htm
Prof. J. Hornak, University of Rochester , NY
Traduzione italiana a cura del Prof. B. Alfano e del
Dott. M. Larobina
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Un fenomeno fisico e varie applicazioni
• (N)MR = (Nuclear) Magnetic Resonance
• MRI = Magnetic Resonance Imaging
• MRS = Magnetic Resonance Spectroscopy
• La Risonanza Magnetica Nucleare è un fenomeno
osservabile in nuclei atomici caratterizzati da un
numero dispari di protoni e/o neutroni, sottoposti a
campi magnetici di intensità migliaia di volte
maggiore rispetto a quella del campo magnetico
terrestre
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Una N di troppo ?
• la (N)MR = (Nuclear) Magnetic Resonance è un
fenomeno che si osserva in nuclei atomici, in genere
stabili (come quello dell!idrogeno)
• per le applicazioni di imaging diagnostico la N è stata
eliminata perchè l!aggettivo Nucleare avrebbe potuto
far pensare alla radioattività
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6
Nuclear Magnetic Resonance
The Nobel Prize in Physics 1952
"for their development of new methods for nuclear
magnetic precision measurements and discoveries in
connection therewith"
Felix Bloch
1905 - 1983
Edward Mills Purcell
1912 -1987
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7
Un fenomeno fisico che non modifica le
caratteristiche moleculari/strutturali
La Risonanza Magnetica Nucleare è emersa
come un nuovo strumento non distruttivo e non
invasivo per lo studio del metabolismo e della
struttura anatomica di sistemi biologici intatti.
(D. Gadian, 1986)
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Utilizzazione della NMR
• I primi utilizzatori della NMR sono stati i chimici
perchè nuclei di elementi diversi hanno
!1950 - 1970 frequenze diverse di risonanza e, inoltre, nuclei
uguali ma collocati in molecole hanno frequenze
leggermente diverse (chemical shift)
!1980 - ...
• Solo dopo la individuazione di tecniche di
localizzazione spaziale del segnale NMR è stato
possibile utilizzare i segnali dei nuclei degli atomi
di idrogeno delle molecole d!acqua per costruire
immagini diagnostiche
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Magnetic Resonance Imaging
! Il presupposto di base è l’interazione degli spin nucleari
con un campo magnetico esterno ad alta intensità (B0)
! Solo nuclei atomici con un momento angolare
intrinseco diverso da zero possono essere utilizzati per
imaging
!
!
!
!
!
Idrogeno 1H (1/2)
Sodio 23Na (3/2)
Fosforo 31P (1/2)
Ossigeno 17O (5/2)
Fluoro 19F (1/2)
! Il nucleo utilizzato per l’imaging diagnostico RM è quello
dell’ idrogeno delle molecole di acqua
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10
Il nucleo atomico utilizzato per ottenere le immagini di
Risonanza Magnetica è quello degli atomi di idrogeno
(“protone”).
-
•
•
•
•
+
Vantaggi:
elevata concentrazione nei tessuti (H2O)
elevata abbondanza isotopica
buon segnale RM
11
ab012009
11
LO “SPIN” NUCLEARE
• I nuclei degli atomi di
idrogeno, essendo dotati di
uno “spin” e di una carica
elettrica, si comportano
come piccoli dipoli magnetici
• L’asse di rotazione descrive
nello spazio un movimento
di precessione
ab012009
12
12
Gli spin nucleari, sotto l’ azione di un campo
magnetico di intensità adeguata, si orientano
lungo le linee di forza del campo
B0
13
ab012009
13
Effetto del campo magnetico sugli spin
La popolazione di spin è
distribuita tra orientamento
parallelo e antiparallelo con una
lievissima prevalenza di spin
paralleli.
Questa piccola differenza,
modificabile con impulsi RF a
consentire di evidenziare i segnali
NMR.
La differenza è calcolabile con la
formula di Boltzmann.
B0
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EQUILIBRIO DI BOLTZMANN
!n =
N !E (1- e-t/T1)
2KT
!E = h% (= h " B0 / 2$)
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Frequenza di precessione (= f. di risonanza)
• Relazione di Larmor
# = " B0
B0
% = " B0/2$
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16
16
Relazione di Larmor
La frequenza di precessione o di Larmor (!0)
dipende da due fattori:
2. la costante giromagnetica (" ) , valore numerico
caratteristico di ogni specie nucleare e
3. la forza del campo magnetico principale B0.
!0 = " B0
per l’idrogeno ! = 42.58 MHz / T
17
ab012009
17
Frequenza di Risonanza e energie coinvolte
• Le frequenze di risonanza dipendono quindi dal tipo di nucleo
e sono direttamente proporzionali all’ intensità del campo
magnetico (H).
• Le frequenze NMR si trovano nella regione delle
radiofrequenze dello spettro elettromagnetico (1-500 MHz) e
sono associate a transizioni energetiche tra livelli diversi, che
corrispondono a diversi stati magnetici dei nuclei.
• In un campo magnetico di 1 Tesla, il dislivello di energia tra i
protoni paralleli e antiparalleli è solo di
1.759 x 10-7 eV
ab012009
18
18
Per studiare il fenomeno NMR
sono necessari
• Un campo magnetico di elevata intensità
– per le immagini 0.2 - 3Tesla e oltre (per applicazioni
sperimentali)
• 1.5 T è il campo più diffuso
– per la spettroscopia (in laboratorio) fino a 20 T
• circuiti (bobine-antenne) che
– producono impulsi per mettere in risonanza i
nuclei atomici sensibili
– ricevono i segnali emessi dai nuclei al termine
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Per utilizzare il fenomeno NMR
per ottenere immagini
• Oltre al campo magnetico di elevata intensità e
ai circuiti (bobine-antenne) che
– producono impulsi e ricevono i segnali emessi dai
nuclei al termine della sollecitazione
• servono circuiti aggiuntivi (gradienti di campo
magnetico)
– che permettono la localizzazione spaziale del segnale
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20
Orientamento degli spin nel campo magnetico
B0
• Gli spin dei nuclei si orientano in parte appena superiore al
50%(1/1000000) con verso parallelo al campo magnetico e in
parte appena inferiore al 50% con verso antiparallelo
21
ab012009
21
La magnetizzazione macroscopica - M
B0
+
+
=
M
• La somma dei vettori prevalenti con verso parallelo al campo
magnetico principale costituisce il vettore di magnetizzazione
macroscopica “M” (longitudinale), utilizzato per spiegare il
fenomeno NMR secondo i principi della fisica classica.
ab012009
22
22
Lo studio del fenomeno NMR
la “rotating frame”
• Il vettore M ha un movimento di precessione attorno alla direzione del
campo magnetico principale Ho.
• Per descrivere il fenomeno RMN più semplicemente, è stato introdotto il
concetto di “rotating frame” che ci permette di studiarlo come se
ruotassimo anche noi insieme a M. In questo sistema il vettore M è
apparentemente fermo.
Vettore M
Giradischi
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L’ impulso
• Con l’impulso dato dalla bobina
(campo magnetico oscillante a “RF”)
alcuni nuclei assumono energia
modificando il loro spin da parallelo a
antiparallelo.
• Ciò modifica il valore del vettore M Testo
(magnetizzazione longitudinale)
lungo l’ asse z e crea una
componente nel piano x-y
• La durata dell’ impulso RF determina
l’angolo di deflessione del vettore M
(es. 15°, 30°, 90°...).
• Gli impulsi sincronizzano (mettono in
fase) gli spin
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Impulso di 90 °
24
24
Impulso “RF” prodotto dalla bobina
(in realtà un campo magnetico oscillante B1)
z
B0
y
B1
x
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25
Il segnale RM
• Si determina nella bobina ricevente con il ritorno
del vettore M alla posizione di equilibrio.
• E’ definito FID (Free Induction Decay)
FID
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26
26
Il segnale NMR : FID
FID
Trasformata di Fourier
del FID
• Le componenti di frequenza del segnale sono
evidenziabili applicando la trasformata di Fourier
27
ab012009
27
Il segnale NMR e il recupero dell!equilibrio
• L! ampiezza iniziale del segnale dipende
dalla quantità di protoni presenti nel
campione (Densità Protonica, DP - N[H])
• il tempo di recupero dipende da diverse
caratteristiche chimico-fisiche e non dal
numero dei nuclei presenti nel campione
• la dipendenza da multipli parametri è uno
dei maggiori punti di forza della NMR
anche se rende complessa l!analisi dei
segnali ottenuti
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28
FID e Echo
• un impulso a 180° dopo il primo a 90° rifasando gli spin crea un
segnale che si definisce echo
– da ricordare per quanto si dirà dopo sulle sequenze di
acquisizione
• l!echo è meglio leggibile dalle bobine di ricezione rispetto al FID
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Principali parametri che influenzano le
caratteristiche del segnale RM
• densità dei nuclei
• tempi di rilassamento T1 e T2
• movimenti dei nuclei
– flusso ematico, moti browniani
• “chemical shift”
• presenza di materiali che modificano il campo
magnetico locale
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30
Immagini multiparametriche =
strutture uguali con diverso segnale
T1 pesata
T2 pesata
Densità protonica
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I tempi di rilassamento
• Tempo di rilassamento T1
– rilassamento longitudinale - cioè lungo l’asse Z
– detto anche t. di rilassamento spin-reticolo o “spin-lattice”
perchè determinato dalle interazioni degli spin del nucleo in
esame con l’ambiente circostante
• Tempo di rilassamento T2
– rilassamento trasversale - cioè nel piano XY
– detto anche t. di rilassamento “spin-spin”, perchè
determinato dalle interazioni degli spin del nucleo in esame
tra di loro
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32
32
Componenti di M dopo un impulso a 90°
T1
Recupero di
magnetizzazione
rispetto all’asse z
T2
sfasamento degli
spin nel piano xy
33
ab012009
33
Il rilassamento T1, spin-lattice, longitudinale
(recupero della magnetizzazione lungo l’ asse z )
1 - e-t/T1
T1
Tempo
• Terminato l’ impulso, il ristabilimento delle condizioni di partenza (con
minima prevalenza degli spin paralleli alla direzione del campo
magnetico principale) avviene con andamento esponenziale con
costante di tempo T1.
ab012009
34
34
La valutazione del rilassamento T1
• La componente del vettore M lungo l’ asse z non è vista
direttamente dalla bobina
• Il processo di rilassamento longitudinale può essere
misurato solo con delle sequenze di impulsi disegnate in
modo da essere sensibili al recupero della
magnetizzazione longitudinale.
35
ab012009
35
Il rilassamento T2, spin-spin, trasversale
• Al termine dell’ impulso RF gli spin
sono in fase; subito dopo
cominciano a sfasarsi.
• Quando lo sfasamento è completo
la somma degli spin sul piano xy è =
0, e la bobina non riceve più
segnale.
• Lo sfasamento ha un andamento
esponenziale, con costante = T2 ed
è espressione di interazione degli
spin tra loro.
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36
36
Il rilassamento T2, spin-spin,
perdita della Magnetizzazione Trasversale
e-t/T2
T2
Tempo
37
ab012009
37
T1 e T2
• Il tempo di rilassamento T1 è più lungo del T2 , poichè
lo sfasamento degli spin sul piano xy è un processo che
si completa quando il vettore di magnetizzazione
longitudinale non ha ancora raggiunto la lunghezza che
possedeva prima dell’impulso di RF
T1 > T2
• i tempi di rilassamento sono maggiori nelle strutture
fluide (e massimi in assenza di soluti)
Valori T1 e T2 e densità protonica nell’encefalo
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T1 (msec)
T2 (msec)
&
Sostanza grigia
950
100
0.8
Sostanza bianca
600
80
0.65
Liquor
4500
2200
1.0
38
38
Il T2* (star)
• Le disomogeneità locali del campo
magnetico possono accelerare il
processo di sfasamento degli spin
che avviene con una costante T2*
(si legge T2 star).
• La presenza di materiali
ferromagnetici (ferro etc) può
accelerare notevolmente il
rilassamento specie con campi
magnetici > 1T.
Depositi “naturali” di ferro nei
nuclei mesencefalici e della base
con accelerato rilassamento T2 e
basso segnale nelle immagini T2
39
ab012009
39
Le immagini RM di routine
• Sono ottenute con serie (sequenze) di impulsi RF combinati in
modo da rappresentare nelle immagini tradizionali i parametri:
– T1, T2 e DP,
• inoltre sequenze sensibili ai movimenti delle molecole
permettono di rappresentare i vasi sanguigni (flusso) e i
movimenti di diffusione
• mezzi di contrasto paramagnetici che riducono il Tempo di
rilassamento T1 possono essere inoltre utilizzati per visualizzare
meglio strutture vascolari e tessuti caratterizzati da elevata
permeabilità capillare
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40
40
Parametri RM e immagini tipiche
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T1
T2
&
GM
950
100
0.8
WM
600
80
0.65
CSF
4500
2200
1.0
T1 pesata
T2 pesata
Densità protonica
41
The Nobel Prize in Physiology or Medicine
2003
gradienti per localizzazione spaziale
e sequenze veloci
for their discoveries
concerning "magnetic
resonance imaging"
Especially valuable for
examination of the brain and
the spinal cord
Important preoperative tool
Improved diagnostics in cancer
Paul C. Lauterbur
1929 - 2007
Sir Peter Mansfield
1933 -
Reduced suffering for patients
ab/01/2009
42
La localizzazione spaziale del segnale
• Avviene creando dei gradienti di
campo sugli assi x, y e z.
Bo = 1 T
0.99 T
1.01 T
• In questo modo è possibile
selezionare i piani di scansione e
differenziare il segnale di ogni
elemento del corpo in esame che
risuona ad una frequenza
leggermente diversa dagli altri.
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43
Codifica spaziale con gradienti di campo
Cilindri pieni
di acqua
Campo
magnetico
costante
Campo
magnetico
variabile
Segnale RM
senza codifica
con codifica
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DECODIFICA SPAZIALE DEL SEGNALE
Trasformata di Fourier
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45
CODIFICA SPAZIALE IN RM
1
• Selezione dello strato
con un gradiente lungo
l! asse z.
• Tutti i voxel dello strato
hanno uguale frequenza
di risonanza e sono in
fase.
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CODIFICA SPAZIALE IN RM
2
• Codifica di fase con il
gradiente y.
• Tutti i voxel dello strato
hanno uguale
frequenza di risonanza
ma ciascuna fila ha una
fase diversa.
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CODIFICA SPAZIALE IN RM
3
• Codifica di frequenza
lungo l! asse x durante
la lettura
• Ciascun voxel dello
strato ha una diversa
combinazione di fase e
frequenza.
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Immagini multiplanari
Assiale
Sagittale
Coronale
piani diversi si selezionano grazie ai gradienti di campo magnetico
senza dover modificare la posizione del paziente
ab/01/2009
49
Le sequenze RM
• La maggior parte delle immagini RM sono
state ottenute nei primi anni con sequenze
spin-echo, che consentono di ottenere
immagini pesate sui tre principali parametri
RM (T1, T2 e DP).
• (Si sono poi diffuse sequenze più rapide
che permettono di ottenere informazioni
simili).
ab012009
50
50
La sequenza SPIN-ECHO
• E’ stata sviluppata per ovviare agli effetti determinati dalle
disomogeneità del campo magnetico e perchè la bobina
ricevente “legge” meglio l’ echo rispetto al FID prodotto dall’
impulso di 90°.
• Si basa una coppia di impulsi (90° + 180°)
– l’impulso da 90° ribalta il vettore M sul piano xy
– l’impulso da 180° rimette in fase gli spin permettendo la lettura di un
segnale che viene definito “echo”.
• Alle serie di impulsi da 90°-180° si aggiungono le sequenze
di attivazione dei gradienti di campo magnetico
51
ab012009
51
'
RF
90°
180°
SEQUENZA SPIN ECHO
'
Impulsi RF (“ a radiofrequenze)
90°
TR
Selezione dello strato
Gz
Gy
TE
Gy1
Codifica di fase
Gy2
Codifica di lettura
Gx
FID
Echo
52
La sequenza spin-echo
• E’ caratterizzata da:
– TR : Tempo di ripetizione (intervallo tra due impulsi
successivi a 90°)
– TE = tempo di echo (intervallo fra l’ impulso a 90° e il
massimo dell’ echo)
– i tempi sono espressi in millisecondi
• Es:
– TR/TE 500/15
– TR/TE 2000/80
– TR/TE 2000/15-80 (sequenza con raccolta di due echi)
53
ab012009
53
TR e TE
• Il tempo di ripetizione, TR, è il tempo tra un’acquisizione e la
successiva .
– TR lunghi permettono un pieno recupero della magnetizzazione
longitudinale (M)
– TR corti non consentono di recuperare M per cui il segnale si
riduce in rapporto al tempo T2.
• Il tempo di echo TE il tempo fra l’impulso RF ed il centro
dell’echo ricevuto.
– TE lunghi si associano a segnale elevato delle strutture con T2
lungo (fluide)
– TE corti sono scarsamente influenzati da rilassamento T2
• Il segnale è maggiore con TE corti e TR lunghi.
ab012009
54
54
La sequenza spin-echo
• Sequenze con TR corto (< 600
msec) e TE corto (<30 msec)
danno immagini T1pesate
• Sequenze con TR lungo (> 2000
msec) e TE corto (<30 msec)
danno immagini DP pesate
• Sequenze con TR lungo (> 2000
msec) e TE lungo (>80 msec)
danno immagini T2 pesate
55
ab012009
55
La sequenza spin-echo
• Nelle immagini T1 le strutture
con tempo T1 lungo (fluido)
hanno un segnale basso,
mentre il grasso ha segnale alto
• Nelle immagini DP il segnale del
liquor è intermedio tra T1 e T2
• Nelle immagini T2 le strutture
con tempo T2 lungo (fluido)
hanno un segnale alto, mentre il
grasso ha segnale più basso
ab012009
56
56
TR
TE1
TE2
90°
RF
180°
FID
180°
1°Echo
2°Echo
SEQUENZA SE A DUE ECHI
57
L’ acquisizione delle immagini
• Le sequenze spin-echo sono utilizzate per acquisizione
“multistrato”. Più strati sono acquisiti in un’ unico tempo
ab012009
58
58
SEQUENZA RM
TEMPO DI ACQUISIZIONE
• La durata di una sequenza spin-echo dipende dal campionamento
spaziale (es. 256 o128 passi), dal tempo di ripetizione (TR) e dal
numero di misurazioni (medie, averaging)
• T = TR x N. codifiche di fase x N. “medie”
• Sequenza SE T1 T = 500 msec x 256 x 3 = 6,4 min
• Sequenza SE T2
T = 2000 msec x 256 x 1 = 8,5 min
59
ab012009
59
La ricostruzione delle immagini
• Utilizzando la trasformata di Fourier (2D-FT)
• Permette di trasformare i dati temporali (FID, echi etc)
acquisiti dalle bobine in linee di frequenza che indicano
la concentrazione di spin alle varie frequenze (protoni/
voxel).
ab012009
60
60
Lo spazio-K
• E’ un formalismo matematico per descrivere l’acquisizione/
elaborazione dei dati RM
• E’ lo spazio dove sono conservati i dati grezzi (raw data) durante
l’acquisizione per poi essere elaborati con la trasformata di
Fourier.
• Ciascun punto dello spazio K contiene informazioni su tutta
l’immagine corrispondente
• La parte centrale dello spazio K contiene i valori che definiscono
il contrasto dell’immagine, mentre la parte periferica contiene gli
elementi che definiscono la risoluzione spaziale
61
ab012009
61
da Wikipedia
Spazio dell’immagine
k-space
ky
y
Fourier Transform
x
kx
Inverse Fourier
Transform
Dati acquisiti
ab012009
62
62
Tipi di magnete per MRI
• RESISTIVO
– non più utilizzato
• PERMANENTE
– diffusione limitata
• SUPERCONDUTTORE
– di gran lunga il più diffuso
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63
I componenti del tomografo RM
• Gantry
• Computer
• Consolle di comando
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64
I componenti del gantry RM
Magnete principale
Bobine di shimming
Circuiti per i gradienti di
campo
Bobina body
eccitazione e la
raccolta del segnale
ab/01/2009
65
BOBINE RM
• Bobina “body” generale
– “nascosta” nel gantry
• Bobine dedicate
(cranio, collo, arti ....)
bobina di superficie
(per articolazioni)
bobina cranio
bobina rachide
cervicale
bobina ginocchio
ab/01/2009
66
TRASMETTITORE
CONSOLLE DI
COMANDO
AMPLIFICATORE
DEI GRADIENTI
BOBINE RF
STAMPANTE
LASER
BOBINE DI
COMPUTER
GRADIENTE
BOBINE RF
RICEVITORE
ARCHIVIAZIONE
DIGITALIZZATORE
67
ESAME RM
• Scelta della bobina e
posizionamento del paziente
• Sequenze “localizer”
• Sequenze di scansione
• (tipo, orientamento spaziale,
spessore e intervallo tra gli strati,
FOV, ....)
ab/01/2009
68
RIDUZIONE DEL TEMPO DI ACQUISIZIONE
• RIDUZIONE DI TR
– con flip angle ridotto (sequenze gradient echo)
• AUMENTO DELLA VELOCITA! DI CAMPIONAMENTO
SPAZIALE
– sequenze fast spin echo - sequenze echo planar
• DIMINUZIONE DELLE CODIFICHE DI FASE
– riduzione della risoluzione spaziale
• DIMINUZIONE DELLE “MEDIE”
– riduzione del rapporto segnale-rumore
ab/01/2009
69
SEQUENZE RM “VELOCI”
• GRADIENT ECHO
TR corti
• TURBO SPIN ECHO
aumento del
campionamento
spaziale durante
ciascun TR
• ECHO PLANAR
ab012009
70
70
SEQUENZE VELOCI A ECO DI GRADIENTE
• riducono il tempo di acquisizione utilizzando TR brevi con impulsi
(“flip angle”) inferiori a 90°
• l’echo viene ottenuto con inversione rapida di gradiente di lettura
• ogni ditta chiama le sequenze GE con nomi diversi!
•
FLASH (Fast Low Angle Shot)
•
FISP (Fast Imaging with Steady Precession)
GE
•
GRASS (Gradient Recalled Acquisition in the
Steady State)
Philips
•
FFE (Fast Field Echo)
Siemens
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71
Sequenza veloce con inversione di gradiente
TR = 100 msec
RF
30°
30°
Gz
Gy
Gy1
Gy2
Gx
Echo “di gradiente”
72
SEQUENZE VELOCI CON
AUMENTO DEL CAMPIONAMENTO SPAZIALE
DURANTE OGNI IMPULSO
• Nella sequenza spin-echo ogni lettura corrisponde ad
una linea dello spazio K
• in TSE e EPI lo spazio K è campionato molto più
rapidamente
• TURBO - SPIN ECHO (FAST SPIN ECHO)
– riduzione tempo di acquisizione # 50%
• ECHO - PLANAR
ab012009
– riduzione tempo di acquisizione # 90%
73
73
INFLUENZANO IL RAPPORTO SEGNALE-RUMORE
INTENSITA’ DEL CAMPO MAGNETICO
TIPO DI BOBINA
DIMENSIONE DEL VOXEL
NUMERO DI RIPETIZIONI DI ACQUISIZIONE
TR & TE
LARGHEZZA DI BANDA
ab012009
74
74
Applicazioni diagnostiche MRI
• Sistema Nervoso Centrale
– encefalo e midollo spinale
– primo e maggior campo di utilizzo
• Apparato muscolo-scheletrico
– rachide - articolazioni
• Apparato cardiovascolare
– cuore e vasi
• Mammella
• Fegato - vie biliari - pancreas
• Apparato genitourinario
75
ab012009
75
DESCRIZIONE DELLE IMMAGINI RM
• Riferimento alla “intensità di segnale” nelle varie
sequenze (T1, T2, DP)
• Segnale elevato, intermedio, basso,...assenza di
segnale
• Si parla di Iperintensità, isointensità, ipointensità per
confrontare il segnale delle diverse strutture tra loro e
tra “normale e patologico”
ab/01/2009
76
DESCRIZIONE DELLE IMMAGINI RM
• In queste immagini di uno studio RM dell!encefalo in paziente con
sclerosi multipla, una malattia in cui si danneggia la mielina che riveste le
fibre nervose, le aree danneggiate appaiono iperintense (alto segnale )
nelle immagini DP e T2
T1
DP
T2
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I vasi sanguigni in RM
(Magnetic Resonance Angiography)
• Nelle immagini RM convenzionali
(spin-echo) i vasi in genere
appaiono neri cioè privi di segnale
• Questo aspetto è definito “flow
void” (vuoto da flusso) ed è causato
dal fatto che gli spin del sangue in
movimento restituiscono il segnale
fuori dallo strato in cui sono stati
sollecitati.
• Ma la sensibilità della RM al flusso
può essere utilizzata per ottenere
immagini dei vasi sanguigni con
particolari sequenze di impulsi
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Scansione trasversale T2 a livello
dei bulbi oculari
A. carotide
interna dx
A. carotide
interna sn
Arteria basilare
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78
ANGIOGRAFIA RM
(Magnetic Resonance Angiography)
• Imaging delle strutture vascolari
• utilizzando il segnale
proveniente dai protoni in
movimento nel sangue
• con o senza somministrare
mezzi di contrasto
• le principali sequenze utilizzate
sono
– TOF = time of flight
– PC = phase contrast
Ricostruzione 3D con algoritmo MIP
(maximum intensity projection)
dei vasi arteriosi intracranici dopo
acquisizione con sequenza TOF
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79
DIFFUSIONE
•
Imaging dei movimenti browniani delle
molecole d’acqua
•
differenziando il segnale di protoni
con differente coefficiente di diffusione
con l’applicazione di forti gradienti di
campo lungo gli assi x y z
•
e valutando le differenze di segnale
con il segnale di base
•
le sequenze di diffusione permettono
anche di ricostruire la direzione dei
tratti di fibre nervose (in cui la
diffusione avviene preferenzialmente
lungo la direzione delle fibre stesse)
– (trattografia(
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Imaging funzionale con RM
• comprende diverse applicazioni
– spettroscopia per lo studio di metaboliti
– (sequenze di diffusione)
– studi di perfusione ematica tessutale
• con sequenze veloci e somministrazione di mezzo di
contrasto
– DSC, Dynamic Susceptibility Contrast
• con sequenze veloci sensibili alle variazioni delle
concentrazione di ossi- e deossiemoglobina durante test di
stimolazione (motoria, sensitiva, cognitiva)
– tecnica BOLD, Blood Oxygenation Level Dependent
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Studio funzionale con RM
• spettroscopia
– MRS (Magnetic Resonance Spectroscopy) (vedi lezione MRS)
MRS a livello del lobo temporale
lobo temporale sinistro normale
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lobo temporale destro patologico
(infiltrazione neoplastica)
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82
Imaging funzionale con RM
• studi di attivazione
funzionale - perfusione
– BOLD, Blood Oxygenation Level
Dependent
Sono evidenziate in colore,
sovrapposte alle immagini di
riferimento anatomico, le aree
funzionalmente attivate in un soggetto
normale durante un test di fluenza
verbale
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Imaging funzionale con RM
• attivazione funzionale - perfusione
– DSC, Dynamic Susceptibility Contrast
Scansione trasversale T2 a livello
dei nuclei della base (a sinistra) e corrispondente mappa di perfusione
(a destra); la scala di colore codifica i livelli di perfusione
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RISCHI DELLA RM
• CAMPO MAGNETICO STATICO
• CAMPI MAGNETICI OSCILLANTI (IMPULSI “RF”)
• ATTIVAZIONE / DISATTIVAZIONE DEI GRADIENTI DI
CAMPO
http://www.mrisafety.com/
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Rischi RM - azioni necessarie
• (SEGNALETICA SPECIFICA)
• ANAMNESI ACCURATA
– per escludere possibili controndicazioni
•
CONTROLLO DELL! ACCESSO ALLA
DIAGNOSTICA
– utilizzo di metal detectors
• CONTROLLI RADIOGRAFICI
– nel sospetto di frammenti metallici
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NON POSSONO
ESSERE SOTTOPOSTI A RM
• portatori di pace-makers
– ma sono in corso di sviluppo pacemakers compatibili
• soggetti con clips ferromagnetiche su vasi sanguigni
– ora si usano solo clips compatibili (in Titanio)
• portatori di neurostimolatori o pompe di infusione
• portatori di corpi estranei metallici (scheggie, proiettili)
potenzialmente mobili
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POSSONO (!)
ESSERE SOTTOPOSTI A RM
• portatori di impianti metallici non ferromagnetici
• portatori di protesi “ortopediche” (anca, ginocchio ...)
– per studiare strutture lontane dalla protesi (!)
• donne gravide
– per avere dati indispensabili non ottenibili con ecografia
– (per evitare indagini con radiazioni ionizzanti)
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POSSONO ESSERE DANNEGGIATI
DAL CAMPO MAGNETICO
• CARTE MAGNETICHE (di credito, telefoniche....)
• OROLOGI ANALOGICI
• DISCHI - NASTRI MAGNETICI
• CALCOLATRICI - MACCHINE FOTOGRAFICHE
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La più frequente causa di non esecuzione
di RM
• E! il rifiuto da parte del paziente per claustrofobia
• in molti casi un ansiolitico può aiutare a risolvere il
problema
• nei casi in cui l!esame RM va eseguito su paziente
non collaborante si esegue la narcosi
• tutti gli strumenti di monitoraggio anestesiologico
devono essere compatibili con il campo magnetico
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Esposizione al campo magnetico statico
• Sono definiti limiti temporali di esposizione
per il personale
Parte esposta
Intensità
Durata
Corpo
200mT
1 ora/giorno
Corpo
2T
15 min/
giorno
Arti
2T
1 ora/giorno
D.M. 2/8/1991:
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Protezione da RF = SAR
• Durante un esame RM il paziente assorbe una parte
dell!energia RF trasmessa, con possibili effetti di
riscaldamento.
• SAR = energia RF assorbita/unità di massa(W/kg).
• Aumenta con l!intensità di campo magnetico (B2),la
potenza RF, il duty cycle, e dipende dal tipo di bobina e
dalle dimensioni del corpo.
– Da 1.5 to 3 Tesla il SAR si quadruplica.
– Ad alto campo sequenze con echi multipli e strati multipli
aumentando i valori di SAR
– il SAR si può ridurre riducendo il flip-angle, aumentando il TR
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SVILUPPI STRUMENTALI
DELLA RM
• SISTEMI APERTI
• SISTEMI DEDICATI
• RM INTRAOPERATORIA
• NUOVE BOBINE (superconduttrici?)
• nuove sequenze veloci per imaging morfologico
e funzionale
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Apparecchi RM dedicati
RM articolare
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RM colonna vertebrale
angolabile (orto-clino)
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• Progress in NMR is so rapid and the future is so bright
that one of the great problems will be to develop a new
breed of radiologists who are versatile in biochemistry,
mathematics and computers as well as in morphologic
anatomy and pathologic physiology. As times goes on,
advances in NMR will be achieved by teams of clinical
and basic scientists encompassing multiple disciplines.
C.B. Higgins, 1983
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