Diagnostica per immagini
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Diagnostica per immagini Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 A cura di Luca Tranfaglia Prof. Renzo Campanella Obbiettivo del Corso Acquisire una conoscenza di base dei principi fisici della formazione dell’immagine necessari per: • Utilizzare metodi di imaging • Interpretare le immagini acquisite Imparare la terminologia Breve Storia del Imaging Medica 1895 - Raggi X (Wilhelm Conrad Röntgen) Scoperta accidentalmente da Wilhelm Conrad Röntgen. Grazie alla scoperta dei raggi X è nata la radiografia che è la più diffusa tecnica di Imaging Medical. 1896 - Radionuclidi (Antoine Henri Becquerel) I primi impieghi di radionuclidi sono stati per diagnosticare diverse patologie. 1917 - Sonar (Paul Langevin) Tecnica scoperta a scopi militari , ma poi usato nell’ambito medico per l’Ecografie (Ultrasuoni). 1946 - Risonanza Magnetica (Felix Bloch, Edward Mills Purcell) Venne utilizzata inizialmente nell'analisi della chimica molecolare e della struttura dei materiali. Introduzione alla Diagnostica per Immagine Dalla scoperta dei raggi X ad oggi, le nuove acquisizioni scientifiche e l'evoluzione tecnologica hanno portato a strumenti di indagine diagnostica sempre più affidabili, accurati e costosi. La trasmissione dell’ENERGIA nel corpo del paziente (MATERIA) può avvenire in due modi: 1. Energia non penetrante (non invasiva): senza l’utilizzo di radiazioni nucleari Dermatologia, Gastroenterologia 2. Energia penetrante - Radiodiagnostica Elettromagnetiche : Raggi X , Risonanza Magnetica Meccanica : Ultrasuoni Radiazioni in Diagnostica per Immagine • Trasferimento di energia da una sorgente ad un altro oggetto • Radiazione elettromagnetica Luce visibile, onde radio, raggi X, raggi γ Velocità : c = 2,998 * 108 m/s Periodo (T) sec Lunghezza d’onda λ=cT=c/n Frequenza : n = c/λ = 1/T [cycles/s, s-1, Hz] Spettro Elettromagnetico Considerazioni • Diagnostic Utility (contrasto e localizzazione, sensibilità e specificità). • Paziente e personale di sicurezza (Esposizione a radiazioni, la tossicità, altri effetti collaterali) • Invasività (meno = migliori) • Praticità (disponibilità, la complessità…) • Supporto (servizio, elaborazione delle immagini, ...) • Costo. Modalità • • Possibilità di visualizzare specifiche strutture anatomiche o fisiologiche dipendono da: • Radiografia/Fluoroscopia, mammografia • Tomografia Computerizzata (TC) 1. Tecnica di imaging o "Modalità". • Imaging Nucleare Medical Planar 2. Parametri di imaging. • Tomografia ad emissione di fotone singolo (SPECT) • Tomografia a emissione di positroni (PET) • Risonanza Magnetica (MRI) • Ecografia Medical Imaging è una procedura di ottimizzazione con compromessi tra i diversi aspetti della qualità delle immagini, nonché: Tipi di Imaging 1. 2. 3. Trasmissione vs. Emissione • Attenuazione dell’Energia esternamente (assorbimento e diffusione) -> Trasmissione dell’Imaging. • Interazione Interna (Metabolica o fisiologica) -> Emissione dell’Imaging Statico vs. Dinamico • Informazioni solo spaziale -> Statico: Struttura, Anatomia • Informazioni spaziali e temporali -> Imaging Funzionale Tomografico vs. Proiezione Proiezione vs Tomografia Proiezione Imaging Immagini formate proiettando energia attraverso il corpo del paziente, formando una singola immagine. Strutture sovrapposti uno sopra l’altro. Tomografia Imaging Tomos (‘parte’)+ grafhos (‘immagine’) Immagini di piani o fette di tessuto selezionati. Maggiore visibilità degli oggetti in una singola immagine, ma necessita di molte immagini per un intero sistema di organi. Radiografia RaggiX Proiezione Trasmissione Fluoroscopia RaggiX Proiezione Trasmissione Computer Tomografia RaggiX Tomografia Trasmissione SPECT Raggi X , γ Tomografia Emissione PET Raggi γ , ß+ Tomografia Emissione MRI γ (10 - 300 MHz ) Tomografia Entrambi Ultrasuoni γ (10 MHz ) Tomografia Entrambi Proiezione vs Tomografia Procedimento per un Medical Imaging I componenti principali: • Oggetto (spettro) o Soggetto (paziente) • Sistema di imaging (scanner-hardware e componenti software) • Operator (selezione dei parametri, abilità) • Immagine (acquisizione, elaborazione, visualizzazione) • Osservatore (interpretazione delle immagini) Caratteristiche di un’Immagine Qualità: applicata a tutti i tipi di immagini personale, dipende dalla funzione dell’immagine. In radiologia è definito principalmente attraverso la sua utilità diagnostica. Proprietà - misure dell'obiettivo: 1. Contrasto 2. Risoluzione 3. Rumore, Artefatti, e Distortion Contrasto Il contrasto dell’Immagini medica è il risultato di molti passaggi che si verificano durante l'acquisizione, l'elaborazione e la visualizzazione delle immagini. Subject contrast (Cs). La differenza di qualche aspetto del segnale prima che venga registrato. Risultato dell'energia utilizzata dipendono dalla modalità di imaging e l'anatomia o la fisiologia del paziente. La quantità di contrasto può essere regolata cambiando i parametri del sistema di imaging. Il contrasto in un'immagine è il rapporto o differenza tra il valore più alto (punto più luminoso) e il valore più basso (punto più scuro) della luminosità nell'immagine. Risoluzione La capacità di un sistema di immagine per rappresentare distintamente due oggetti man mano che diventano più piccoli e si avvicinano. Risoluzione spaziale (x, y, z dimensioni) - larghezza, lunghezza e altezza dell'oggetto. Risoluzione temporale (dimensione t) - in tempo distinto in caso di imaging dinamico Fonti fisiche di sfocature Dispersione -> fisico Movimento -> tempo, algoritmi di correzione Geometria -> modalità di tomografia Domini di Frequenza Frequenza temporale (f) Frequenza spaziale (F , k) -> F = 1 / (2 Δ) Se Δ è piccolo => F è grande Se Δ è grande => F è piccolo Rumore La natura ed entità del rumore varia notevolmente per le diverse modalità di imaging. Gli effetti del rumore: 1. Ridotta capacità di discernere oggetti a basso contrasto 2. aumento della mascheratura di oggetti più piccoli (alte frequenze) Fonti del rumore: rumore quantico, la sensibilità dei recettori, rumore elettronico, l'integrazione di immagini Rumore = σ / N Rapporto Segnale/Rumore : SNR = N / σ = N / (N)1⁄2 = N1⁄2 Artefatti e Distorsione Con il termine Artefatto vengono indicati quei disturbi dei segnali digitali, analogici o delle immagini, dovuti alla tecnica di acquisizione, di codifica o a diversi fenomeni interferenti che alterino il reale risultato finale del processo. Per artefatto si intende la presenza indesiderata di una forma su di un'immagine biomedica La Distorsione è un difetto che mostra gli oggetti in direzione diversa da quella in cui realmente si trovano, ne esistono di due tipi: a cuscino e a barile, a seconda della curva concava o convessa che può assumere l'immagine distorta. Se l'immagine è distorta la sua utilità diagnostica è notevolmente ridotta Raggi X - Immagine • Misura l'assorbimento della radiazione dei raggi X dalla sorgente ai recettori • Il Film dei raggi X ha una risoluzione molto alta Raggi X - Proprietà Economico, ampiamente disponibile. Proiezioni bidimensionali (almeno due). Alta risoluzione, basso rumore (fluoroscopio). • Formato Film : livelli di grigio 64K • Immagini fluoroscopiche: qualità TV, 20 centimetri campo visivo. Bassa radiazione. L’immagine dell’osso e metallo si vede bene. Fluoroscopia: tecnica radiologica per ottenere immagini in tempo reale dell'anatomia interna di un paziente. Ultrasuoni - Immagine Misurano le proprietà di rifrazione di un'onda ad ultrasuoni in quanto colpisce i tessuti. Nessuna radiazione Scarsa risoluzione, distorsione, rumore bassa penetrazione Una fetta 2D o più fette (2.5D) Economico e facile da usare Uso Pre-operatoria e intra-operatoria Tomografia computerizzata TAC (tomografia assiale computerizzata) o TC, sfrutta radiazioni ionizzanti (raggi X) e consente di riprodurre sezioni o strati (tomografia) corporei del paziente ed effettuare elaborazioni tridimensionali. Per la produzione delle immagini è necessario l'intervento di un elaboratore di dati (computerizzata). Specifiche tecniche: Immagini scala di grigio 512x512 ,12bit dimensione 0,5 millimetri pixel affettare intervallo 1-10mm seconda anatomia 50-200 fette per studio Rumore in presenza di metalli • • • Tutto digitale, stampata su film a raggi X Acquisizione 1sec/fetta (modelli a spirale) 15 minuti per la ricostruzione di immagini Piano Trasversale Il piano trasversale, orizzontale o assiale taglia il corpo in due metà, una superiore e una inferiore. Piano Sagittale Il piano sagittale è un piano che decorre in senso antero-posteriore e divide un corpo in due parti, destra e sinistra. Piano Frontale Il piano frontale o piano coronale è un piano che corre parallelo alla fronte (o alla sutura coronale). Il piano coronale che suddivide il corpo in due metà di massa uguale è detto mediano. I piani coronali anteriori a questo (cioè verso l'osservatore) saranno detti "anteriori" o "ventrali", mentre "posteriori" o "dorsali" gli altri. Imaging a Risonanza Magnetica MRI o RMT è una tecnica di generazione di immagini basata sul principio fisico della risonanza magnetica nucleare. L'aggettivo "nucleare" si riferisce al fatto che il segnale di densità in RM è dato dal nucleo atomico dell'elemento esaminato, mentre, nelle più diffuse tecniche di imaging radiologico, la densità radiografica è determinata dalle caratteristiche degli orbitali elettronici degli atomi colpiti dai raggi X. L'RM è generalmente considerata non dannosa nei confronti del paziente, e quest'ultimo non è sottoposto a radiazioni ionizzanti come nel caso delle tecniche facenti uso di raggi X. Principio simile alla TAC , TC, ma funziona sulle proprietà magnetiche della materia. Campi magnetici di 0,1 per 4 Tesla Caratteristiche di qualità dell'immagine simili alla TC Eccellente risoluzione per i tessuti molli Open MR: dispositivo intra-operatoria (solo 15 al giorno) Imaging Medicine Nucleari La Medicina Nucleare è la branca specialistica della medicina che si avvale dell'uso di radionuclidi artificiali a scopo diagnostico, terapeutico e di ricerca biomedica. In una opportuna forma chimica o coniugati a molecole o cellule che fungono da vettori, i radionuclidi vengono introdotti nell'organismo sotto forma di soluzioni, sospensioni, aerosol o altro e possono comportarsi come traccianti funzionali, permettendo studi diagnostici "in vivo", o concentrarsi in tessuti patologici, permettendone sia il riconoscimento sia l'irradiazione terapeutica. La medicina nucleare è un servizio diagnostico spesso insostituibile in grado di fornire valide risposte a numerosi quesiti diagnostici. Al contrario delle immagini radiologiche, che vengono ottenute sfruttando l'attenuazione del fascio di radiazioni "x" da parte dei tessuti interposti tra l'apparecchiatura che le ha prodotte e il sistema di rilevazione, le immagini medico-nucleari vengono ottenute per mezzo della rilevazione di radiazioni emesse da radiofarmaci distribuiti nell’organismo. È quindi il paziente che emette le radiazioni ("gamma" o "x") che vengono registrate da apposite apparecchiature in grado di ricreare l'immagine corrispondente. Dal termine "scintillazione", che definisce il fenomeno fisico sfruttato da queste apparecchiature per trasformare in energia elettrica l'energia quantica dei fotoni "gamma" o "x", le immagini da esse fornite vengono dette "SCINTIGRAFIE". Interazione Radiazione-Materia Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 Luca Tranfaglia Iterazione dei Fotoni Il fotone, o storicamente quanto di luce, è il quanto di energia della radiazione elettromagnetica. Il fotone è una particella priva di massa e, poiché non decade spontaneamente, la sua vita media è infinita. Il fotone ha due possibili stati di polarizzazione ed è descritto dal vettore d'onda, che determina la lunghezza d'onda e la sua direzione di propagazione Esistono diversi meccanismi di interazione radiazione-materia. A seconda dell'energia dei fotoni incidenti, gli effetti più probabili possono essere schematizzati come segue: 1. Scattering (=diffusione) di Rayleigh 2. Scattering Compton 3. Assorbimento fotoelettrico 4. Pair Production Rayleigh Scattering Lo scattering di Rayleigh (che prende il nome dal fisico britannico John William Strutt Rayleigh) è lo scattering elastico (o diffusione) di un'onda luminosa provocato da particelle piccole rispetto alla lunghezza d'onda dell'onda stessa, che avviene quando la luce attraversa un mezzo sostanzialmente trasparente, soprattutto gas e liquidi. In particolare avviene per radiazione meno energetica dell'energia di legame dell'elettrone con l’atomo. Questa condizione fa in modo che l'energia del fotone non cambi come nel caso dell'effetto Compton, il quale si applica a un fotone che urta elasticamente un elettrone libero. Poiché la diffusione è elastica, la radiazione diffusa ha la stessa frequenza (e lunghezza d'onda) di quella incidente. Compton Scattering Atomo non ionizzato: elettroni non sono espulsi La diffusione Compton (scattering Compton) è un fenomeno di scattering interpretabile come l'urto elastico tra un fotone e un elettrone. L'esperimento di Compton consisteva nell'invio di un fascio collimato di fotoni (raggi X con λ = 0,0709 nm) su un bersaglio di grafite, e nell'osservazione dello spettro dei fotoni diffusi e, quindi, della loro lunghezza d'onda (λ). Quello che si vide fu che, oltre all'emissione di fotoni della stessa λ, vi erano anche raggi X di lunghezza d'onda maggiore, e quindi di frequenza (f) minore (meno energetici). Inoltre l'aumento assoluto della lunghezza d'onda della radiazione diffusa, per un qualsiasi angolo di diffusione, era indipendente dalla lunghezza d'onda della radiazione incidente. • • • Più è alta l’energie γ , e maggior è l'energia trasferita alla diffusione dell’elettrone. Probabilità Interazione ~ densità dell’elettrone (Ne / g). Densità dell’elettronica è abbastanza costante in funzione di Z, quindi la probabilità di dispersione per unità di volume è proporzionale alla densità. Atomo ionizzato : elettroni sono espulsi Effetto Fotoelettrico È caratterizzato dall'emissione di elettroni da una superficie quando questa viene colpita da una radiazione elettromagnetica, ossia da fotoni aventi una certa lunghezza d’onda. Nella radiazione elettromagnetica l’energia non è distribuita in modo uniforme sull’intero fronte dell’onda ma concentrata in singoli quanti (pacchetti discreti) di energia, i fotoni, e ogni fotone interagisce singolarmente con un elettrone, al quale cede la sua energia. Affinché si verifichi è necessario che il fotone abbia un’energia sufficiente a rompere il legame elettrico che tiene legato l’elettrone all’atomo. Questa “soglia minima” di energia del fotone si determina in base alla relazione di Einstein: E = h·f = h·(c/λ) h : costante di Planck f : Frequenza λ : lunghezza d'onda c : velocità della luce L’elettrone può uscire dal metallo solo se l’energia del fotone è almeno uguale al “lavoro di estrazione” (hf ≥ Wₑ) Pair Production Il processo di Produzione di Coppia è una reazione in cui un raggio gamma interagisce con la materia, convertendo la sua energia in materia ed antimateria. Se un fotone gamma altamente energetico va ad impattare contro un bersaglio, subisce un urto anelastico materializzando la propria energia, e producendo una coppia di particelle composta da un elettrone (materia) ed un positrone (antimateria) Eγ=2mec2=1.02 MeV Annichilazione("completa scomparsa”): le masse vengono totalmente convertite in energia Attenuazione di Raggi X e γ Con il termine Attenuazione si indica la riduzione di intensità di un flusso di qualunque genere che attraversa un mezzo ovvero la perdita di energia nel tempo e nello spazio da parte di un sistema o fenomeno fisico. Nella propagazione di onde l'attenuazione corrisponde ad una riduzione di ampiezza in funzione della distanza percorsa nel mezzo, dovuta in genere alla cessione di energia dell'onda al mezzo di propagazione. L’Attenuazione è la perdita di fotoni nella direzione del fascio iniziale chiamato ‘attenuazione del fascio’. Coefficiente d’assorbimenti totali e Attenuazione di Fotoni The total cross section per atom is: σ = φfotoni + Ze σc +τpari The total interaction probability per photon in a unit traveling length is: µ = Nσ = σ (Na ρ/A) (coefficiente lineare di assorbimento) Na: Numero di Avogadro Assumptions: ρ: densità della materia Fascio incidente uniforme A: peso dell’Atomo Diffusione Omogenea Raggi X Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 Luca Tranfaglia Spettro Elettromagnetico Tubo Raggi X Corrente emessa in base al tempo • valori 6-100 mAs. Energia emessa dai fotoni (keV) è espressa dalla tensione tra il catodo e l’anodo • valori 50-125 kV Interazione del fotone con il tessuto Iout = Iin exp[−μ d] Iout = Iinexp[−∫ homogeneous medium x out x in μ(x)dx ] Iin = σ(E) dE ∞ Iout =∫0 σ(E)exp[− ∫ Interazione del fotone con la Materia non homogeneous medium energy spectrum x out x in μ (E, x) dx] dE Rilevatori Raggi X 1. Rilevatori di Screen-film 2. Rivelatori per radiografia computerizzata 3. Amplificatore di Luce - Image intensifier 1. Rilevatori di Screen-Film Film: contiene un'emulsione con cristalli alogenuri d'argento (AgBr) • i cristalli in caso di irradiazione si trasformano in argento: la zona diventa scura • i restanti cristalli di alogenuro d'argento vengono rimossi durante lo sviluppo • molto inefficiente (QE = 0.02). Due schermi racchiudono il film. Questi schermi: • contengono fosfori ad alto QE • i fosfori convertono i raggi X in luce visibile • aumentano QE fino al 25% • Caratteristiche: Granulosità: inversamente correlato alla velocità se la dimensione del grano è grande la distribuzione del grano può essere osservato sotto l’immagine. Velocità: inversamente proporzionale alla quantità di luce necessaria per produrre una data quantità di argento metallico sullo sviluppo (maggiore è la dimensione-> maggiore è la velocità-> minore è il numero di fotoni necessari per l'intera immagine). Risoluzione: dipende principalmente dalla dimensione dei grani. Contrasto : D = log (Iin / Iout) 2. Rivelatori per radiografia computerizzata • • • • • • impurità nei fosfori agiscono come trappole di elettroni elettroni eccitati dalla banda di valenza sono intrappolati e l'energia è memorizzato l'immagine latente viene conservato per lungo tempo (in 8 ore diminuzione del 25%) l'energia accumulata viene estratta dalla scansione pixel-wise con un raggio laser: l'elettrone cade nella banda di valenza e rilascia luce visibile allineamento ottico e fotomoltiplicatore. ADC -> immagine digitale converte i raggi X in luce visibile 3. Amplificatore di Luce • Risoluzione spaziale inferiore. • Aumento del rumore. Distorsione geometrica. • il fotone rilascia elettroni dal catodo elettroni vengono convertiti in fotoni luminosi TC - Tomografia Computerizzata Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 Luca Tranfaglia Principali Tomografie Computerizzate 1. Misura di proiezione - Projection measurement 2. Sistemi di scanner - Scanner systems 3. Modalità di scansione - Scanning modes Attenuazione Esponenziale dei Raggi X N0 = Ni e -µΔx N0 = Ni e -(µ1 +µ2+µ3)Δx più attenuazioni / / Somma dei Raggi : ∑ µkΔx = ln Ni N 0 ∞ Integrale lineare : ∫ µ(x) dx= ln Ni N 0 -∞ N0 = output d’intensità dei raggi X Ni = input intensità dei Raggi X µ = attenuazione lineare dei Raggi X N0 = Ni e -k∑ µkΔx Proiezione e Sinogramma La ricostruzione della distribuzione 2D del coefficiente di attenuazione in una fetta a partire dalle proiezioni (dette anche sinogramma) viene eseguita al calcolatore con efficienti metodi numerici. La stessa acquisizione dati (proiezione) a partire da un’assegnata distribuzione può essere simulata al calcolatore e, di fatto, la ricostruzione è essenzialmente basata sulla versione ribaltata (retroproiezione) del meccanismo di acquisizione dati. Questa procedura rappresenta l’algoritmo abitualmente usato per la ricostruzione dei dati tomografici TAC e porta il nome di retroproiezione filtrata (FBP dall’inglese Filtered Back-Projection). sorgente puntiforme fuori centro e un oggetto più complicato corrispondenti sinogrammi su 360° TC Scanner TC - Prima Generazione TC - Seconda Generazione Nella prima generazione una sorgente collimata di raggi X invia un sottile pennello fine di raggi X sulla sezione del paziente. I raggi trasmessi vengono raccolti e misurati dal detector situato in posizione opposta alla sorgente. La sorgente e il detector, tra loro solidali, traslano orizzontalmente sino a raggiungere la posizione indicata con le linee tratteggiate, eseguendo in questo modo l’acquisizione di una vista angolare. Successivamente ruotano di piccolo angolo(un grado o poco più) dalla posizione 1 verso la 2 per eseguire, mediante traslazione, l’acquisizione della vista angolare successiva. La scansione è completata quando la rotazione complessiva ammonta a 180 gradi. La geometria di acquisizione è del tipo parallel-beam. Il tempo occorrente per ricoprire un’intera sezione risulta quindi di parecchi minuti (anche un quarto d’ora). La tendenza delle generazioni successive è orientata verso acquisizioni sempre più veloci con riduzione al minimo della dose assorbita dal paziente e degli artefatti da movimento del paziente e conseguente aumento dell’utilizzo dello scanner in termini di numero di esami eseguiti. Nella prima generazione una sorgente collimata di raggi X invia un sottile pennello fine di raggi X sulla sezione del paziente. I raggi trasmessi vengono raccolti e misurati dal detector situato in posizione opposta alla sorgente. La sorgente e il detector, tra loro solidali, traslano orizzontalmente sino a raggiungere la posizione indicata con le linee tratteggiate, eseguendo in questo modo l’acquisizione di una vista angolare. Successivamente ruotano di piccolo angolo(un grado o poco più) dalla posizione 1 verso la 2 per eseguire, mediante traslazione, l’acquisizione della vista angolare successiva. La scansione è completata quando la rotazione complessiva ammonta a 180 gradi. La geometria di acquisizione è del tipo parallel-beam. Il tempo occorrente per ricoprire un’intera sezione risulta quindi di parecchi minuti (anche un quarto d’ora). La tendenza delle generazioni successive è orientata verso acquisizioni sempre più veloci con riduzione al minimo della dose assorbita dal paziente e degli artefatti da movimento del paziente e conseguente aumento dell’utilizzo dello scanner in termini di numero di esami eseguiti. TC - Terza Generazione Nella terza generazione la traslazione viene eliminata ed il detector è largo tanto da intercettare tutto il fascio che attraversa la sezione del paziente (geometria fanbeam). La rotazione diventa di 360 gradi per ottenere tutta l’informazione necessaria. Il tempo di acquisizione dell’intera sezione scende a pochi secondi. TC - Quarta Generazione Nella quarta generazione i detectors sono fissi e piazzati a ricoprire l’angolo giro di 360 gradi mentre solo la sorgente ruota con tempi dell’ordine del secondo. Se si costruisce una sorgente X con un anodo circolare intorno al paziente, l’invio dei raggi X è controllato elettronicamente e ruota rapidamente di 360 gradi. I tempi di scansione così ottenuti variano da 33 a 100 millisecondi. In questo modo si possono ottenere immagini nitide e ferme di un cuore in movimento. TC - Quinta e Sesta Generazione 5° Generazione Electron-beam TAC per l'imaging cardiaco 6° Generazione - Spiral/Helical/Volumetric Continuo & Simultanea: Rotazione della Sorgente Traslazione del paziente Acquisizione dati Volume di Scansione Scan-Translate Patient Continuous Patient Translation Singola Slice 1 Rotazione / sec Quad Slice 4 Rotazione / sec + 4 Slice / Rotazione PITCH = movimento di tabella per ogni rotazione / spessore della fetta Perché è meglio più veloce? Migliorata risoluzione temporale • Scansione più veloce provoca meno artefatti di movimento • Si riduce il tempo di tenuta/mantenimento del respiro Migliorata risoluzione spaziale. • La collimazione più corta porta a risoluzione più elevata in z (MPR). • La collimazione più corta riduce effetto volume parziale. Migliorata la concentrazione dei media contrasto • Maggiore concentrazione di mezzi di contrasto a causa di infusione più veloce. • Una migliore separazione delle fasi arteriose e venose. Diminuzione rumore dell’immagine. • Un effetto diretto di mAs sollevate Utilizzo tubo a raggi X più efficiente. • Scansione veloce provoca decisamente meno attesa per il raffreddamento del tubo. • Più immagini dal tubo a raggi X durante il ciclo di vita del tubo. Riformattazione Riformattazione con Interpolazione Riformattazione di più sezioni in un volume produce un volume "immagine" con risoluzione spaziale ineguale x, y, z. Scansione di un volume - visualizzare un volume 25, 50, 100, 400, 1000 immagini possono essere ricostruite da volume. I dati di immagine dal volume possono essere uniti in immagini singole. Formattazione Coronale PET - SPET Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 Luca Tranfaglia Tomografia nell’ Imaging Medicina Nucleare In primo luogo consideriamo quello che potrebbe essere chiamato il ‘dilemma’ dell’ imaging della Medicina Nucleare con una convenzionale gamma-camera. La risoluzione e la sensibilità peggiorano con la profondità della sorgente/fonte nel tessuto. l'immagine NM fornisce quindi una migliore rappresentazione della distribuzione dell'attività nei tessuti superficiali, cioè quelle più vicine alla fonte rispetto alla camera, piuttosto che in tessuti profondi. Infatti anche molte lesioni estese in profondità nei tessuti possono essere tralasciate, perse ‘missed’. Ciò è dovuto al fatto che l'immagine gamma-camera è un'immagine 2D di una distribuzione dell'attività 3D, però questo non è un grosso problema in NM. Tuttavia, per il fegato e il miocardio (=tonaca muscolare del cuore) è un problema significativo. In tali casi l’imaging tomografico offre il potenziale per migliorare la diagnosi. Ci sono 3 apparecchiature di tomografia l’imaging NM: • la fotocamera rotante che è un dispositivo SPECT • PET • dispositivi coincidenza SPECT (SPECT e PET). • ECAT- Emission Computer Assisted Tomography - il quale include : • PET - Positron Emission Tomography • SPECT - Single Photon Emission Computed Tomography La Tomografia nell’imaging medico si basa su ottenere informazioni o immagini delle stesse strutture in diverse angolazioni per esempio nella TC o nella Tomografia lineare a raggi x. La SPECT nell’imaging NM è simile in linea di principio ai raggi X del TC in quanto l’immagine topografica delle fette/slice vengono ricostruiti da views ottenute da varie angolazione come se una macchina fotografica fosse ruotato intorno al soggetto. La Tomografia nell'imaging NM è comunque più complicato del TC perché: • Nei Raggi X della TC c'è solo un’incognita, “l’attenuazione”. • Nella Tomografia NM l’incognita è la distribuzione di attività, e l'attenuazione è un fattore complicato, inoltre il flusso di fotoni è minore nella Tomografia NM rispetto a TC a causa delle limitazioni imposte dalla dose al paziente. Rotating Camera La camera-gamma è l'apparecchiatura utilizzata in medicina nucleare, per l'acquisizione delle immagini scintigrafiche. Queste ultime rappresentano visivamente la distribuzione nel corpo umano della radioattività emessa dai radiofarmaci iniettati nel paziente a scopo diagnostico. Il paziente radioattivo viene posto sul lettino al di sotto della gamma camera. I gamma in uscita dopo aver attraversato il collimatore sono convertiti in scintille di luce rilevate dal fotomoltiplicatore. Un insieme di circuiti permette di rigettare i segnali che non sono all'interno della finestra energetica prescelta, eliminando così i fotoni Compton che provocherebbero un peggioramento della qualità dell'immagine. Viene utilizzato un collimatore (=dispositivo in grado di raddrizzare un fascio di raggi provenienti da una sorgente,sotto forma di onda sferica, in un fascio di raggi paralleli). I dati sono ottenuti da una (tele)camera che viene fatto ruotare intorno al paziente. La Camera funge come anelli multipli di rivelatori e quindi possono essere ottenuti simultaneamente più sezioni/slice. Parametri di Performance • • • • Fino a 64 strati trasversali ottenuti simultaneamente. Rotazione completa in 1-20 min. Spessore della sezione/slice 4-16 mm. Risoluzione (entro la sezione) 10 mm. Svantaggi • • Relativamente lento. L’ efficienza e la sensibilità variano con la profondità nella sezione. (vale a dire lo stesso problema della camera convenzionale). PET e SPECT Questi dispositivi di immagine Rilevano l’annichilamento dei positrone. Ciò richiede il rilevamento simultanea (coincidenza) dei due fotoni emessi quando un positrone annichilisce. Quando un Positrone annichilisce vengono emessi due fotoni: in coincidenza temporale ciascuno di 0,511 MeV a 180 ° l'uno all’altro. Il processo di annichilazione elettrone-positrone è una reazione che avviene quando un elettrone incontra un positrone: il susseguente processo di collisione innesca la produzione di 2 fotoni di annichilazione. e+ + e- —> 2γ Principio di Formazione dell'immagine. • L’isotopo(=è un atomo di uno stesso elemento chimico, con lo stesso numero atomico Z, ma con differente numero di massa A, e differente massa atomica M. La differenza dei numeri di massa è dovuta ad un diverso numero di neutroni presenti nel nucleo dell'atomo a parità di numero atomico) utilizzato deve essere un isotopo che emette positroni. • Il positrone si arresta e annichilisce a meno di 1 mm dal luogo di origine. • Il Calcolo/conteggio viene fatto per la formazione dell'immagine solo quando: due fotoni con 0,511 MeV vengono individuati nello stesso momento (coincidenza temporale) con due rilevatori opposti. • La coincidenza temporale significa circa 10 ns ovvero 10-8 s. • I Rivelatori opposti significa a 180° l'uno dall'altro. Scanner PET Il sistema rilevatore è costituito da una matrice (circolare o esagonale). Il paziente è posto al centro di questa matrice di rivelatori. Le informazioni vengono registrate solo quando due rivelatori opposte rilevano contemporaneamente un fotone con 511 keV. I due rivelatori definiscono una linea di vista, questo è chiamato collimazione elettronica. Fase 1: Iniettare al paziente farmaci radioattivi La procedura inizia con l'iniezione di un radiofarmaco formato da un radio-isotopo tracciante con emivita (=tempo occorrente perché la metà degli atomi di un campione puro dell'isotopo decadano in un altro elemento) breve, legato chimicamente a una molecola attiva a livello metabolico, detta vettore. Dopo un tempo di attesa, durante il quale la molecola metabolicamente attiva (spesso uno zucchero) raggiunge una determinata concentrazione all'interno dei tessuti organici da analizzare, il soggetto viene posizionato nello scanner. Fase 2: rilevare decadimenti radioattivi L'isotopo di breve vita media decade, emettendo un positrone. Dopo un percorso di pochi millimetri, il positrone si annichila con un elettrone, producendo una coppia di fotoni gamma entrambi di energia 511 KeV emessi in direzioni opposte tra loro (fotoni back to back). Questi fotoni sono rilevati quando raggiungono uno scintillatore, nel dispositivo di scansione, dove creano un lampo luminoso, rilevato attraverso dei tubi fotomoltiplicatori. Punto cruciale della tecnica è la rilevazione simultanea di coppie di fotoni: i fotoni che non raggiungono il rilevatore in coppia (intervallo di tempo di nanosecondi) non sono presi in considerazione. Dalla misurazione della posizione in cui i fotoni colpiscono il rilevatore, si può ricostruire l'ipotetica posizione del corpo da cui sono stati emessi, permettendo la determinazione dell'attività o dell'utilizzo chimico all'interno delle parti del corpo investigate. Lo scanner utilizza la rilevazione delle coppie di fotoni per mappare la densità dell'isotopo nel corpo, sotto forma di immagini di sezioni (generalmente trasverse) separate fra loro di 5 mm circa. La mappa risultante rappresenta i tessuti in cui la molecola campione si è maggiormente concentrata e viene letta e interpretata da uno specialista in medicina nucleare al fine di determinare una diagnosi ed il conseguente trattamento. Fase 3: Ricostruzione con Tomografia Computerizzata Le scansioni della Tomografia a Emissione di Positroni sono affrontate con le scansioni a Tomografia Computerizzata, fornendo informazioni sia anatomiche e morfologiche, sia metaboliche. L'introduzione del tomografo PET-TAC ha consentito un grande miglioramento dell'accuratezza e dell'interpretabilità delle immagini ed una notevole riduzione dei tempi di esame. Una limitazione alla diffusione della PET è il costo dei ciclotroni per la produzione dei radionuclidi di breve tempo di dimezzamento. Isotopi ideali per l’elementoTracciante (TRACER) I radionuclidi utilizzati nella scansione PET sono generalmente isotopi con breve tempo di dimezzamento, come 11C (~20 min), 13N (~10 min), 15O (~2 min) e soprattutto 18F (~110 min). Questi radionuclidi sono incorporati in composti normalmente assimilati dal corpo umano, come il glucosio, l'acqua o l'ammoniaca, e quindi iniettati nel corpo da analizzare per tracciare i luoghi in cui vengono a distribuirsi. I composti così contrassegnati vengono chiamati radiotraccianti o radiofarmaci. 11C: Carbonio avente 6 protoni e 5 neutroni. Non è presente in natura e può essere prodotto solo artificialmente. 13N: Azoto aventi 7 protoni e 5 neutroni 15O: Ossigeno aventi 8 protoni e 7 neutroni 18F: Fluoro aventi 9 protoni e 9 neutroni Risonanza Magnetica Corso di laurea in Informatica A.A. 2014/2015 Luca Tranfaglia Risonanza Magnetica Nucleare RMN • Condizione: numero di spin (nucleare): I≠0 • Momento angolare (spin) nucleare: J=ħ I (ħ costante di Planck) • Momento magnetico µ︎= ︎ γ J (︎ γ: rapporto giromagnetico) • Hamiltoniana Zeeman: H = -µ ︎H = -γ ħ︎ H0 Iz • Energia dei livelli = -︎ γ ħ H0 m • ∆E = ħ w0 H0 ∆m ; • ∆m=1 <=> w0 = γ H0 Assorbimento ed Emissione Spin è una grandezza, o numero quantico, associata alle particelle. È una forma di momento angolare, che richiama la rotazione della particella intorno al proprio asse. Lo spin posseduto da ogni particella ha un valore s fissato che dipende solo dal tipo di particella e che non può essere alterato in nessun modo. • particelle con spin intero (i fotoni con spin=1) • particelle con spin semi-intero (spin=½ per elettroni, neutrini, quark) Il gradiente di Codifica di Fase Introduciamo il concetto di una terza categoria di gradienti di campo magnetico chiamati gradienti di codifica di fase. Questi, uniti ai gradienti di selezione della fetta e ai gradienti di codifica in frequenza , sono al giorno oggi usati nell’Imaging topografico MRI basato sulla Trasformata di Fourier. È un gradiente del Campo Magnetico B0 , ed è usato per impartire al vettore magnetizzazione trasversale (Mt) un angolo di fase specifico che dipende dalla localizzazione del vettore Mt stesso. Gx = dBz / dx Se si immagina di avere 3 regioni di Spin, e si ruota il vettore di magnetizzazione trasversale relativa a ciascuno Spin lungo l’asse Y, i 3 vettori hanno lo stesso “chemical shift” e quindi, in un campo magnetico uniforme , avranno la stessa Frequenza di Larmor. Applicando un ulteriore gradiente di campo lungo la direzione x, i 3 vettori precedono lungo la direzione del gradiente a frequenze date dall’equazione. n = g (B0 + x Gx) = n0 + g xGx Descrizione classica della NMR L’eq. del moto di un momento magnetico µ ︎ in un campo magnetico H0 soddisfa la II eq. cardinale: dµ/dt = γµ ︎•︎ H0 Moto di precessione attorno ad H0 con pulsazione w0 = γ H0 (Pulsazione di LARMOR) Sistema di spin interagenti: la somma delle componenti lungo H0 dei momenti magnetici da origine ad una magnetizzazione macroscopica Descrizione classica della NMR La magnetizzazione, allineata con H0, può essere perturbata con un secondo campo magnetico perpendicolare al primo (H1), facendola ruotare di un angolo ︎ q =g ︎H1 tp (tp: durata dell’impulso) Durante il ritorno all’equilibrio, la magnetizzazione genera in una bobina posta attorno al campione un segnale di f.e.m. (Forza Elettromotrice) chiamato Free Induction Decay (FID) Lo Spin-echo E’ un metodo per operare quando il T2* osservato è sensibilmente minore del T2 “vero” Sequenza di due impulsi: 90 - ︎t -180 Una serie di echi con differenti valori di ︎ t consente di calcolare il valore del T2 Rilassamento spin-spin e spin-reticolo L’equazione (fenomenologica) di Bloch ha soluzione T1: tempo di rilassamento spin-reticolo (T1) T2: tempo di rilassamento spin-spin (T2) Lo Spettro NMR La trasformata di Fourier della FID è lo spettro. La parte reale della trasformata di Fourier è: e fornisce la forma di riga Inversion-Recovery Sequenza per la misura del T1 Il comportamento della magnetizzazione è: Tempo di Rilassamento spin-reticolo (T1) All'equilibrio, il vettore di magnetizzazione risultante è posizionato lungo la direzione del campo magnetico statico Bo ed è chiamato magnetizzazione all'equilibrio Mo. In questa configurazione, la componente Z del vettore di magnetizzazione MZ è uguale a Mo. MZ è conosciuta come magnetizzazione longitudinale. In questo caso non c'è componente del vettore di magnetizzazione nel piano XY (magnetizzazione trasversale MXY). È possibile modificare l'intensità del vettore di magnetizzazione risultante esponendo il sistema di spin nucleari ad RF di energia pari alla differenza di energia tra gli stati degli spin. Se si cede tale energia per un tempo adeguato, è possibile saturare il sistema di spin ed ottenere MZ = 0. Al termine dell'eccitazione il sistema tende a ritornare alla sua condizione di equilibrio. La costante di tempo che descrive il ritorno all'equilibrio della magnetizzazione longitudinale, MZ, è chiamata tempo di rilassamento spin-reticolo, T1. L'equazione che descrive questo fenomeno in funzione del tempo t è: Mz = Mo ( 1 - e-t/T1 ) T1 è quindi definito come il tempo necessario per far si che la componente Z del vettore magnetizzazione riacquisti il 63% del suo valore iniziale. Se il vettore di magnetizzazione risultante è posto lungo l'asse -Z, gradualmente ritornerà alla sua posizione di equilibrio sull'asse +Z ad una velocità regolata dal T1. L'equazione che descrive questo fenomeno in funzione del tempo t è: Mz = Mo ( 1 - 2e-t/T1 ) Ancora una volta, il tempo di rilassamento spin-reticolo (T1) è il tempo necessario a ridurre la differenza tra la magnetizzazione longitudinale (MZ) e il suo valore di equilibrio di un fattore e. Tempo di Rilassamento spin-spin (T2) Se il vettore di magnetizzazione ha una componente non nulla nel piano XY, esso ruoterà attorno all'asse Z ad una frequenza uguale alla frequenza data w0 = γ H0 (pulsazione di Larmor). Questa frequenza è chiamata frequenza di Larmor ed il relativo moto di rotazione del vettore di magnetizzazione, "precessione". Oltre a ruotare, la magnetizzazione risultante comincia a perdere fase poiché ognuno dei pacchetti di spin che la costituiscono è sottoposto ad un campo magnetico leggermente diverso e ruota ad una propria frequenza di Larmor. Più trascorre il tempo, maggiore è la differenza di fase. Nell'esempio che segue il vettore di magnetizzazione risultante è inizialmente sull'asse +Y. Per questo e per tutti gli altri casi in cui si parla di perdita di fase, si deve pensare a questo vettore come sovrapposizione di molti vettori più piccoli prodotti dai singoli pacchetti di spin. La costante di tempo che descrive il decadimento della magnetizzazione trasversale, MXY, è chiamata tempo di rilassamento spin-spin, T2. MXY =MXY0 e-t/T2 T2 è sempre minore o uguale a T1. La magnetizzazione risultante nel piano XY va a zero e allo stesso tempo la magnetizzazione longitudinale cresce finché lungo l'asse Z non si avrà di nuovo il valore Mo. In altre parole, il tempo di rilassamento spin-spin, T2, è il tempo necessario per far si che la magnetizzazione trasversale si riduca del 63%. Qualsiasi magnetizzazione trasversale si comporta allo stesso modo: ruota attorno alla direzione di applicazione del campo magnetico e perde fase. Il T1 regola la velocità di recupero della magnetizzazione longitudinale; il T2 la velocità con cui la magnetizzazione trasversale decade. Sono due i fattori che contribuiscono al decadimento della magnetizzazione trasversale: 1. interazioni molecolari (che portano ad un effetto molecolare detto T2 puro) 2. variazioni del campo magnetico statico Bo (che portano ad un effetto detto T2 di disomogeneità di campo). La combinazione di questi due fattori è quella che realmente si verifica nel decadimento della magnetizzazione trasversale. La costante di tempo "combinata" è chiamata T2 star ed è contraddistinta dal simbolo T2*. La relazione tra il T2 derivante da processi molecolari e quello dovuto a disomogeneità di campo magnetico è la seguente: 1/T2* = 1/T2 + 1/T2 disomog Rilassamento Spin-Spin e Spin-Reticolo Rilassamento Spin-Spin Spin-Reticolo Spin-Reticolo T1 Rilassamento Spin-Spin T2 Rilassamento Il gradiente di campo magnetico L’imposizione sul campo statico di un gradiente lineare di campo magnetico fa si che spin corrispondenti a differenti valori di r risuonino a differenti frequenze. Tutti gli spin posti su uno stesso piano perpendicolare alla direzione del gradiente risuonano alla stessa frequenza (piano isocromatico). Imaging in Trasformata di Fourier Uno dei migliori modi per capire una sequenza imaging è esaminare il diagramma temporale della sequenza. In tali diagrammi vengono riportati la RADIO-FREQUENZA, i GRADIENTI di Campo Magnetico ed il SEGNALE in funzione del tempo. La più semplice sequenza per imaging con FT contiene: un impulso a 90° (RF), un gradiente per la Selezione della Fetta (Gs), un gradiente per la codifica di Fase (Gφ ), un gradiente per la codifica in Frequenza (Gf) e un Segnale Il gradiente di selezione della fetta è sempre applicato perpendicolarmente al piano della fetta; Il gradiente di codifica di fase è applicato lungo uno dei lati del piano dell’immagine mentre il gradiente di codifica in frequenza è applicato lungo il rimanente lato del piano dell’immagine. La tabella indica le possibili combinazioni dei gradienti di selezione della fetta, di codifica di fase e di codifica in frequenza. Questa sequenza di impulsi è ripetuta 128 o 256 volte per raccogliere tutti i dati necessari a produrre un’immagine. Il tempo tra le ripetizioni della sequenza è chiamata il tempo di ripetizione TR. Ogni volta che la sequenza viene ripetuta l’intensità del gradiente di codifica della fase cambia: viene incrementata con un certo “passo” dal valore minimo fino alla massima ampiezza del gradiente. Consideriamo un CUBO di SPIN posto in un campo magnetico composto da molti elementi di VOLUME , ognuno, col suo proprio VETTORE di MAGNETIZZAZIONE NETTA ed applichiamo i GRADIENTI di SELEZIONE della fetta, di codifica di fase e di frequenza, insieme al campo magnetico B0 applicato lungo la direzione dell’asse Z di laboratorio. Il GRADIENTE di SELEZIONE della fetta è diretto lungo lo stesso asse Z. Gli impulsi RF faranno ruotare solamente qui pacchetti di SPIN nel cubo che soddisfano la condizione di Risonanza. Questi Pacchetti di SPIN sono localizzati in un piano XY. La localizzazione del piano lungo l’asse Z rispetto all’ipocentro è data da: Z = Dn /gGs • Dn è la differenza di frequenza rispetto a n0 (n-n0) • Gs è l’intensità del gradiente di selezione della fetta • g il rapporto giromagnetico gli SPIN localizzati sopra e sotto questo piano non sono interessati dagli impulsi RF Eccitazione Selettiva Una volta ruotati nel piano XY questi vettori possono viaggiare ad una velocità di precessione uguale alla frequenza di LARMOR data dal campo magnetico che ognuno stava subendo. Se il campo magnetico è uniforme, ognuno delle 9 frequenze di precessione è uguale (fase e frequenza). Nella sequenza per imaging, dopo il gradiente di selezione della fetta è applicato un gradiente di codifica di fase . Quando il gradiente di codifica di fase è SPENTO , i vettori di magnetizzazione netta ruotano con ugual frequenza ma possiedono dai diverse. La fase è determinata dalla durata e dall’ampiezza degli impulsi del gradiente di codifica di fase Assumendo che questo sia lungo l’asse X , gli SPIN a diverse posizioni lungo l’asse X cominciano a muoversi di molto di precessione a frequenze di LARMOR diverse. Terminato l’impulso del gradiente di codifica di fase, viene attivato il gradiente di codifica in frequenza (nell’esempio il gradiente di codifica in frequenza è nella direzione Y). Esso causa una velocità di precessione dei pacchetti di SPIN dipendente dalla loro localizzazione su Y: quindi ognuno dei 9 vettori di magnetizzazione netta è caratterizzato da un unico valore di angolo della fase ed un unico valore di frequenza di precessione. Si è così differenziato ogni vettore di magnetizzazione nello spazio del piano XY. Se avessimo un modo per determinare fase e frequenza del segnale da un vettore di magnetizzazione potremmo associarlo a uno dei 9 elementi. Una semplice trasformata di FOURIER è in grado di far questo per un singolo vettore di magnetizzazione localizzato in qualche punto nello spazio 3x3. Trasformata di Fourier Trasformata di Fourier Bidimensionale (2DFT) Sequenza Trasformata di Fourier Bidimensionale (2DFT) Codifica di Fase Proiezione - Distribuzione spaziale Proiezione - Ricostruzione Analisi del Segnale Al fine di ottenere un’immagine o mappa di localizzazione degli Spin , i FID o i segnali devono essere trasformati secondo Fourier. I segnali sono prima trasformati secondo Fourier nella Direzione X per estrarre le informazioni del dominio delle frequenze e poi nella Direzione di Codifica di Fase (-Y) per estrarre le informazioni circa la localizzazione nella Direzione di applicazione Direzione di applicazione del Gradiente di Codifica di Fase. L’RMI può essere percipito come una forma particolare di spettroscopia multidimensionale dove l’asse di Frequenza in asse spaziale mediante l’applicazione di campi magnetici disomogenei. In un campo magnetico dipendente dallo SPAZIO, la frequenza di LARMOR dipende dalla posizione; in questo caso ogni punto lungo l’asse X del Campione è caratterizzato da una differente Frequenza di Risonanza. L’intensità totale del segnale è proporzionale al numero di nuclei (densità di Spin, r), su una data frequenza NMR , ed è calcolata mediante l’integrazione, secondo trasformata di Fourier, della magnetizzazione del campione lungo l’asse X. numero di nuclei che sono locati a X dal centro del gradiente Il segnale è la somma dei segnali originati dai singoli nuclei in tutte le posizioni lungo l’asse X acquisito nel tempo t. Spazio K E’ utile per descrivere l’evoluzione dei gradienti nei diversi metodi di imaging. k: vettore dello spazio reciproco definito da: lo spazio K si può attraversare variando sia il valore del gradiente (G) che la sua durata (t) Segnale da un elemento di volume dV Ampiezza del segnale integrata Usando il vettore k Spazio K La raccolta delle informazioni avviene nello Spazio K. I metodi NMR Imaging sono organizzati in modo tale che si acquisisce l’“informazione” nello Spazio K e l’immagine è ricostruita semplicemente attraverso la trasformata di Fourier (2D) del segnale Spazio K. Sia la Codifica di Frequenza che di Fase possono essere descritti attraverso un vettore k Campionamento Spazio K La trasformata di Fourier è definita su una linea dello Spazio k. La Direzione di raccolta dei punti può essere definita tramite direzione ortogonali che permettono di esplorare tutto lo Spazio k (coordinate cartesiane). L’impulso di gradiente di campo Gy permette di spostarsi a quote diverse della direzione Y dello spazio k, mentre la successiva applicazione del gradiente Gx permette di raccogliere i punti K lungo l’asse x ad una data quota y. Ciò richiede che l’esperimento sia ripetuto per differenti valori di Ky. Codifica Lineare di Fase Spazio K Contenuto di informazione del MRI Le informazioni di una immagine in assorbimento (raggi X) contengono informazioni sulla densità Il contenuto di una immagine RM dipende invece da diversi fattori: Rilassamento spin-spin (T2) Rilassamento spin-reticolo (T1) Densità dei nuclei risonanti Coefficiente di diffusione Contrasto - Dipendenza da TE e TR Contrasto - Spin Echo I tempi di rilassamento variano sensibilmente da tessuto a tessuto e da tessuti sani a tessuti malati. Intensità del segnale in funzione di t︎ in materia bianca, materia grigia e CSF. Sfruttando questa dipendenza si può aumentare il contrasto tra i diversi tessuti Curve di contrasto in funzione di ︎t per le interfacce materia bianca/materia grigia e materia grigia/CSF Contrasto - Inversion Recovery Anche nell’Inversion Recovery l’ampiezza del segnale dipende dai parametri della sequenza Intensità del segnale in funzione di ︎t (tempo di inversione) in materia bianca, materia grigia e CSF Con l’Inversion Recovery si può far dipendere il contrasto dell’immagine dai differenti T1 Curve di contrasto in funzione di t︎ per le interfacce materia bianca/materia grigia e materia grigia/CSF Ritorno all’equilibrio di Mz Dopo un 90° Decadimento di Mxy Contrasto nel MRI Contrasto in MRI TE breve lungo TR (10-30 ms) (>80 ms) r T2 lungo (>1800 ms) breve (300-600 ms) T1 A. T1 ponderato B. densità Spin C. T2 ponderato Contrasto Spin-echo Vediamo come la scelta dei parametri strumentali TR,TE,TI e q ha effetto sul contrasto tra i vari tessuti del cervello. Le immagini spin-echo sono reali immagini di risonanza magnetica del cervello umano. Inversion Recovery Imaging La sequenza IR fornisce un migliore contrasto in T1 delle sequenze SE. 1. la differenza tra i segnali è maggiore 2. per un certo valore di TI il segnale di una componente si annulla Inversion Recovery Imaging immagini Inversion Recovery (180-90) Multi Slice Imaging Il tempo di acquisizione di un’immagine è uguale al prodotto del valore TR (tempo di ripetizione) per il numero di passi relativi alla codifica di fase. • Se TR =1 sec e ci fossero 256 attivazioni del gradiente di codifica di fase il tempo totale di imaging richiesto per produrre un’immagine è = 4,16 minuti Se volessimo prendere 20 immagini di una regione di interesse, il tempo di imaging sarebbe all’incirca di 1.5 ore (troppo lungo !!!!). • Osserviamo il diagramma temporale della sequenza di imaging con un TR di 1 sec: Durante questo tempo “inutilizzato” si potrebbe eccitare altri strati nell’oggetto esaminato. L’unica limitazione è che l’eccitazione utilizzata per una fetta non deve influenzare un altra fetta: ciò può essere ottenuto applicando una certa intensità del gradiente di selezione e cambiando la frequenza RF (Radiofrequenza) degli impulsi a 90°. la maggior parte del tempo della sequenza è inutilizzato le tre bande di frequenza degli impulsi non si sovrappongono Multi Slice Imaging
