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Riassunto principi fisici RM

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Proprietà magnetiche dei nuclei atomici
Basi della RM
1. quando un atomo con un numero dispari di protoni e/o neutroni è posto in un campo
magnetico statico (CMS), il suo nucleo si allinea in senso parallelo o antiparallelo alla
direzione delle linee di forza del campo stesso e ruota intorno al proprio asse ad una
frequenza specifica (freq di Larmor)
2. se viene fornita energia sotto forma di onde radio (RF) sintonizzate sulla frequenza di
Larmor, il nucleo assorbe questa energia e si pone in uno stato instabile.
3. Dopo che l’impulso di RF è cessato il nucleo ritorna alla condizione originaria, emettendo a
sua volta onde radio che possono essere captate e analizzate dall’apparecchio.
Proprietà magnetiche del nucleo atomico
Nuclei con numero di protoni/neutroni dispari => possiedono spin.
Conseguenza dello spin => momento angolare del nucleo
La rotazione dei protoni determina anche => momento magnetico nucleare => nuclei dotati di
spin sono dei dipoli magnetici.
Il rapporto fra il momento angolare e quello nucleare dà => fattore giromagnetico = costante
propria di ogni atomo (quello più studiato in RM è l’idrogeno)
Nuclei e campo magnetico statico
Momento magnetico = vettore dotato di direzione, verso, intensità.
Senza campo magnetico esterno: ogni atomo si orienta in maniera casuale => somma vettoriale dei
momenti magnetici = 0.
Se applichiamo CMS, gli atomi si orientano secondo la direzione del CMS, con verso parallelo (la
maggior parte) o antiparallelo => la somma vettoriale dei momenti magnetici sarà un vettore con
direzione pari alle linee del CMS, verso parallelo e intensità pari alla somma delle intensità dei
singoli atomi.
Precessione dei nuclei
In realtà i nuclei non sono perfettamente allineati al CMS, ma compiono un movimento simile a
quello di una trottola: precessione dei nuclei.
Equazione di Larmor
Velocità angolare di precessione = fattore giromagnetico x intensità CMS
Effetto delle onde elettromagnetiche sui nuclei immersi in un campo magnetico
Risonanza magnetica: trasferimento di energia ai nuclei immersi nel CMS con un’onda
elettromagnetica che abbia la stessa frequenza del loro moto di precessione (freq di Larmor).
1. L’energia trasferita aumenta il livello energetico dei nuclei
2. L’onda elettromagnetica determina il rifasamento dei moti di precessione dei nuclei,
sincronizzandoli al proprio ciclo
Conseguenze:
1. Modifica della magnetizzazione magnetica complessiva del campione
2. Emissione di onde elettromagnetiche durante i fenomeni di rilassamento
Il segnare nucleare di rilassamento
Magnetizzazione trasversale e T2
Una volta spento il segnale RF, la magnetizzazione trasversale decade immediatamente perché i
nuclei perdono il sincronismo: questa è la FID (Free Induction Decay). È chiamato anche
rilassamento trasversale o rilassamento spin-spin.
T2* = costante di rilassamento trasversale → dipende dalle disomogeneità del CMS e dalle proprietà
intrinseche del materiale
T2 → dipende solo dalle proprietà intrinseche del materiale
A seconda del tempo in cui si misura la magnetizzazione trasversale dopo lo spengimento dell’onda
RF, si possono differenziare i tessuti che hanno un T2 differente.
Il valore del T2 è determinato dal grado di libertà di movimento delle molecole che lo contengono
=> il T2 è massimo per l’acqua pura e decresce progressivamente con la viscosità dei fluidi, coi
legami tra acqua e proteine, fino ad essere minimo per i solidi cristallini => importante per edema e
tessuto neoplastico.
Magnetizzazione longitudinale e T1
L’onda RT cede energia ai nuclei in precessione, accrescendo il numero di quelli orientati in senso
antiparallelo => questo determina una riduzione della magnetizzazione longitudinale.
Una volta cessata l’onda RT, la magnetizzazione longitudinale torna a crescere → i nuclei cedono
l’energia all’ambiente circostante => rilassamento longitudinale = rilassamento spin-reticolo.
T1 → dipende dall’intensità del CMS e dalle proprietà intrinseche del materiale
T1 sempre > T2
Il valore del T1 è determinato dalle modalità d’interazione fra i nuclei e l’ambiente circostante
(reticolo) => T1 è elevato per l’acqua pura e per i fluidi, ma anche per le strutture solide. Invece è
breve per parenchimi, tessuti acquosi, con proteine...ed è minimo nelle sostanze provviste di moti
molecolari della medesima frequenza di quella di Larmor, come il grasso.
Densità protonica
L’intensità del segnale dipende, oltre che dal T1 e dal T2, dalla densità dei nuclei di idrogeno: si
possono ottenere così immagini pesate in densità protonica.
Usate nello studio dell’encefalo.
Le sequenze di acquisizione del segnale
Il segnale FID è un segnale grezzo che non permette di acquisire immagini diagnostiche perché:
1. non distingue fra le componenti dovute a T1, T2, e densità protonica
2. risente delle disomogeneità di campo
3. non consente le codifiche di gradiente e di fase per la ricostruzione delle immagini
Sequenza Inversion Recovery (IR)
Per imm pesate in T1.
Le bobine della RM sono disposte lungo l’asse trasversale => è impossibile misurare la magnet
longitudinale => va trasferita sul piano trasversale con impulso a 90°.
Invio di impulso a 180° → dopo un tempo d’inversione TI si invia un impulso a 90° (ruota l’asse
magnetico dei nuclei) → misura del segnale
A seconda del TI scelto cambia la quantità di magnet longit che era stata recuperata => a seconda
del TI cambierà l’aspetto dell’imm finale.
Sequenza Inversion Spin-Echo: dopo l’impulso a 90° se ne invia uno a 180°, che permette una
misura più precisa del segnale
Sequenza Spin-Echo (SE)
Nata per imm pesate in T2, successivamente usata anche per T1, e densità protonica.
Invio di impulso a 90° => protoni in fase fra loro e creazione magnet trasv => i protoni iniziano a
sfasarsi → invio di impulso a 180° a TE/2 che inverte il verso della precessione dei protoni, che
tenderanno a riessere in fase fra di loro dopo un ulteriore TE/2 → lettura di segnale
L’impulso a 180° è indispensabile perché elimina le disomogeneità del campo magnetico => serve
ad avere una misura basata sul T2 e non sul T2*.
È possibile applicare n impulsi a 180°, per misurare echi tardivi dovuti a tessuti a T2 lungo e
permettere l’utilizzo di una sola sequenza per misurare parametri differenti come T2 e densità
protonica.
TR: tempo di ripetizione fra due impulsi a 90°
TE: tempo di eco fra l’impulso a 90° e la lettura del segnale
Svantaggio: lunghi tempi d’esecuzione.
Relazione fra tipo di pesatura dell’immagine e TR e TE nelle sequenze Spin-Echo
TR lungo => tutti i tessuti recuperano la magnet longit fra i diversi TR e la pesatura dell’immagine
non dipenderà dal T1 → se vi si associa un TE breve, gli spin non hanno tempo di sfasarsi e la
pesatura non dipenderà nemmeno dal T2 => la pesatura dipenderà solamente dalla densità
protonica.
Se insieme ad un TR lungo vi si associa un TE lungo, i tessuti non saranno influenzati dal T1 ma
gli spin avranno tempo sufficiente per sfasarsi fra di loro ed evidenziare le differenze in T2 =>
pesatura in T2.
Applicando TR brevi, la magnet longit non recupera al 100%, quindi ogni volta che si applica un
impulso a 90°, il segnale derivante sarà dipendente dal T1 dei tessuti. Associandoci TE brevi (=> gli
spin non si sfasano) => pesatura in T1.
La ricostruzione spaziale del segnale e la formazione dell’immagine
Il segnale in RM non ha alcune informazioni spaziali → è un’onda complessa la quale, tramite
l’analisi armonica di Fourier, può essere composta in onde elementari → ognuna di queste onde ha
una propria frequenza, fase e intensità.
L’intensità è la nostra variabile che determinerà il livello di grigio sull’imm.
La frequenza e la fase sono la base della nostra codifica spaziale => codificandole a priori,
possiamo sapere da dove arriva il segnale.
Si inizia con la selezione di strato: applicando un gradiente di campo magnetico lungo la direzione
dell’asse lungo il quale avviene l’esame, grazie alla legge di Larmor i protoni precederanno
diversamente, in maniera direttamente proporzionale al gradiente di campo => grazie a questo
gradiente possiamo selezionare lo strato ed il suo spessore.
Lo strato può essere: assiale, coronale, sagittale, obliquo.
Adesso che abbiamo lo strato, dobbiamo ricostruire l’immagine bidimensionale xy.
Lungo un asse (es. x) si applica una codifica di frequenza impartita con un gradiente in fase di
lettura del segnale (gradiente di lettura), dopo l’impulso a 180° nelle sequenze Spin-Echo.
Lungo l’altro asse (es. y) si applica una codifica di fase → subito dopo l’impulso a 90° si applica
per un breve tempo un gradiente (gradiente di preparazione) che modifica la frequenza di risonanza
dei nuclei lungo il suo asse. Una volta spento questo gradiente, i nuclei tornano a precedere alla
solita frequenza di prima, ma con una fase differente.
Questo gradiente di codifica di fase deve essere applicato tante volte quante sono le posizioni lungo
il suo asse y, cioè le righe che si vogliono campionare => il gradiente deve essere applicato più
volte quanto maggiore è la risoluzione spaziale lungo quest’asse.
Si ottiene così una variazione programmata della fase di precessione lungo un asse (y) che sia
abbina alla contemporanea codifica lungo l’altro asse (x) dando origine ad un’onda complessa che
sarà scomposta tramite l’analisi di Fourier.
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