Principi Fisici della Risonanza Magnetica

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1 Principi Fisici della Risonanza Magnetica Felice Vitulo Responsabile Servizio di Fisica Sanitaria 1 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica

2 TRM Tecnica di imaging che utilizza potenti magneti e radioonde per analizzare il corpo umano. Nasce dall osservazione che alcuni nuclei (tipicamente l idrogeno) prima assorbono e successivamente cedono energia allorquando sottoposti all azione di un c.m.esterno vengono temporaneamente eccitati da una RF di determinata energia. Perché idrogeno? E IL PIU ABBONDANTE NEL CORPO UMANO (10 19 atomi/mm 3 ) Perché RF? La penetrazione entro i corpi con conseguente trasporto e trasmissione di energia è possibile oltre alle radiazioni X e γ che hanno elevata frequenza (piccola λ) solo alle radiazioni che si collocano nella regione delle onde radio: le RF interagiscono solo con i nuclei, non modificano le proprietà chimiche delle sostanze in cui essi sono contenuti e non determinano fenomeni di ionizzazione 2

3 DI CHI E IL MERITO? 1946 : OSSERVAZIONE CONTEMPORANEA ED INDIPENDENTE DI BLOCK (STANFORD) E DI PURCELL (HARVARD) DEL FENOMENO DI RM 1952 : PREMIO NOBEL PER LA FISICA A BLOCK E PURCELL 1971 : DAMADIAN IMPIEGO DELLA RM (IN VITRO ED IN VIVO) PER LA CARATTERIZZAZIONE TISSUTALE 1973 : LAUTERBUR DIMOSTRAZIONE (TEORICA E TECNOLOGICA) PRIME IMMAGINI DI RM 2003: PREMIO NOBEL PER LA MEDICINA A LAUTERBUR-MANSFIELD SULL IMAGING RM 3

4 PRINCIPI FISICI DELLA RM I nuclei atomici sono dotati di un movimento di rotazione intorno al proprio asse detto SPIN. I valori di SPIN possono avere valore NULLO se il nucleo è costituito da un numero pari di p e di n (es. C 12 e O 16 ) INTERO (1, 2, ) se p e n sono in numero dispari SEMINTERO (1/2, 3/2, ) se il numero di massa è dispari (p pari ed n dispari o viceversa) : lo spin, quindi, è quantizzato ossia non può assumere qualsiasi valore ma soltanto determinati valori discreti (multipli interi o semi-interi di h/2). S=1/2 H 1, C 13, N 15, P 31, F 19 4

5 Il nucleo di idrogeno è costituito da un protone, quindi s=1/2. Una particella carica in movimento genera una corrente elettrica intorno all asse di rotazione (campo magnetico). In condizioni di quiete una popolazione di nuclei di idrogeno è caratterizzato dal fatto che ognuno di essi produce un campo magnetico orientato casualmente nello spazio, lungo la direzione dell asse di rotazione : ne risulta un Momento Magnetico Risultante NULLO (M=0). 5

6 In presenza di un CMS esterno i nuclei (pensabili come piccoli dipoli) tenderanno ad orientarsi in senso parallelo (up) o antiparallelo (down), in corrispondenza a ben precisi livelli energetici. IN GENERALE il numero di orientamenti (o livelli energetici) è dato dalla relazione 2s+1 (s = spin nucleare). B est =0 6

7 COSA AVVIENE AI PROTONI QUANDO SONO POSTI IN UN CAMPO MAGNETICO B est? Secondo la Meccanica Quantistica i Momenti angolari e magnetici Nucleari ed elettronici SONO QUANTIZZATI: In presenza di B 0 possono assumere solo certe orientazioni B 0 =0 E 1 (up) PER IL NUCLEO DI IDROGENO SONO POSSIBILI SOLO DUE LIVELLI ENERGETICI QUANTICI (m s =±1/2) m s =-1/2 orientazione parallela a B 0 (up) m s =1/2 orientazione antiparallela a B 0 (down) E 2 (down) POCO PIU DELLA META DEI NUCLEI SI ORIENTA PARALLELAMENTE A B 0 POCO MENO DELLA META SI ORIENTA ANTIPARALLELAMENTE 7

8 La configurazione parallela al campo magnetico (ossia ad un livello energetico più basso e quindi in una disposizione più stabile) è quella favorita energeticamente e i nuclei saranno in maggioranza in questo stato. Nelle condizioni sperimentali normalmente presenti negli impianti RM (ed in particolare alla temperatura ambiente) la differenza tra i nuclei paralleli e quelli antiparalleli è però piccolissima, dell ordine di 1: La prevalenza up aumenta al crescere dell intensità del CMS ed al diminuire della temperatura. A CAUSA DELLA DIFFERENZA NUMERICA TRA I LIVELLI ENERGETICI UP-DOWN E DEL PREVALERE DEI NUCLEI UP, SI GENERA UNA MAGNETIZZAZIONE MAGNETICA LONGITUDINALE RISULTANTE MACROSCOPICA (MML), SOMMA DELLE MICROMAGNETIZZAZIONI 8

9 9 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica

12 In presenza di B 0 (campo magnetico esterno), il singolo spin subisce due eventi: -Orientamento: allineamento dei vettori magnetici dei protoni H in verso parallelo (up- a bassa energia) e antiparallelo (down- ad alta energia) -Precessione Libera: l asse del dipolo compie un movimento di rotazione rispetto al vettore B 0 (come una trottola), descrivendo un cono, a velocità e frequenza definita, denominata frequenza di precessione (detta frequenza di LARMOR) 12

14 ISOTOPO SPIN % ABBONDANZA γ (MHz/T) H 1 ½ H C13 ½ N N 15 ½ O 17 5/ F 19 ½ N 23 3/ P31 ½

19 MML La differenza tra i protoni UP e DOWN è minima, ma prevalgono gli UP (a bassa energia) La risultante della differenza numerica tra le due popolazioni è un vettore magnetico avente lo stesso verso del campo magnetico esterno (B 0 ) che viene definito MML (MAGNETIZZAZIONE MACROSCOPICA LONGITUDINALE, lungo l asse Z), proporzionale all intensità di B 0 e alla differenza tra le due popolazioni di protoni 19

20 MML ed MMT La MML non è misurabile, quindi occorre modificare la direzione del vettore da longitudinale a trasversale, attraverso l invio di impulsi di RF (con stessa frequenza dei protoni), che provoca: L eccitazione : transizione energetica da un livello minore di energia a uno maggiore (predominano le forme UP) e quindi parità numerica delle due popolazioni, che si annullano reciprocamente riduzione MML La sincronizzazione dei movimenti di precessione libera dei protoni che assumono una COERENZA DI FASE creazione MMT (MAGNETIZZAZIONE MACROSCOPICA TRASVERSALE, lungo l asse XY), con vettore ortogonale rispetto a B 0. MMT è misurabile. 20

21 MML ed MMT Eccitazione nucleare: quanto più è lungo l impulso tanto maggiore è l energia fornita e tanto più numerosi sono i nuclei che possono effettuare la transizione energetica up/ down. Conseguente alla transizione energetica dei nuclei si osserva una graduale riduzione della MML Per impulsi di 90 le due popolazioni nucleari sono in parità numerica: scompare la MM sul piano longitudinale Contemporaneamente, quanto più si riduce la differenza numerica fra le due popolazioni di spin, tanto più si osserva sincronizzazione di fase dei loro moti RF 90 Situazione preimpulso: i nuclei sono sparpagliati. Hanno uguale velocità precessionale ω ma fase differente Situazione postimpulso: i nuclei precedono in sincronia (coerenza di fase) avendo uguale velocità ω ed identica fase APPLICAZIONE IMPULSO RF : PROVOCA LA DEFLESSIONE DEL VETTORE MM SUL PIANO TRASVERSO XY 21

22 Cosa succede quando cessa l applicazione della RF? 22 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica

23 Cosa succede quando cessa l applicazione della RF? Rilassamento nucleare: in assenza di sollecitazione esterna qualunque sistema fisico tende allo stato di minima energia compatibile con il suo stato dinamico: viene meno la MMT e si ripristina gradualmente la MML la MML viene recuperata con un tempo caratteristico, detto T1. Formalmente rappresenta il tempo necessario affinché la MML raggiunga il 63% del suo valore di equilibrio, dopo la cessazione dell impulso RF (90 ). T1 dipende dal CMS e si allunga all aumentare di questo. Z, MML% M 0 M Z =M z0 (1 - e -t/t1 ) Tempo T1: tempo di rilassamento LONGITUDINALE O SPIN-RETICOLO (intorno molecolare) 23

24 CON QUALE VELOCITA DECADE LA MMT?. la MMT decade con un tempo caratteristico, detto T2. Formalmente rappresenta il tempo richiesto alla MMT per perdere il 63% del valore acquisito con l invio dell impulso RF (90 ). T2 NON dipende dal CMS (T2<T1) XY MMT% T2: tempo di rilassamento M XY =M XY0 e -t/t2 TRASVERSALE O SPIN-SPIN Tempo 24

29 Emissione: il riassetto nucleare (rilassamento) comporta la cessione di energia al reticolo con tempo T1 e quindi la variazione della MMT Un momento magnetico in movimento genera una corrente elettrica che rappresenta il segnale RM, il quale può essere rilevato da un antenna esterna Il segnale che si riceve avrà sempre la stessa frequenza (gli spin hanno sempre la stessa velocità di precessione) ma un intensità decrescente nel tempo. Tale segnale è chiamato FID (Free Induction Decay) 29

30 FID Free Induction Decay decadimento libero dell induzione o precessione libera Ha ampiezza (intensità) direttamente proporzionale al numero di nuclei risonanti a quella energia o frequenza caratteristica e, quindi, misura la DENSITA protonica dei nuclei di idrogeno 30

31 L energia acquisita dall impulso RF è ceduta all ambiente circostante = RETICOLO (lattice) 31 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica

35 Diagnostica radiologica : si fonda sul rilievo di un solo parametro, la densità elettronica delle strutture in esame TRM : tecnica multiparametrica FID: BASE SEGNALE RM DA QUALI FATTORI DIPENDE? NUMEROSITA DEI NUCLEI H + RISONANTI CONTENUTI NELL UNITA DI VOLUME INTERESSATO DENSITA PROTONICA (DP) ENTITA ED EFFICACIA DEGLI SCAMBI TERMODINAMICI CHE INTERVENGONO TRA SISTEMA DI SPIN E AMBIENTE MOLECOLARE (RETICOLO) Tempo T1 (SPIN-RETICOLO) NUMERO DI INTERAZIONI ALL INTERNO DEL SISTEMA DI SPIN Tempo T2 (SPIN-SPIN) 35

36 La DP è il numero dei nuclei risonanti per unità di volume; Non tutti i protoni contribuiscono in maniera significativa al segnale RM, MA SOLO QUELLI CHE COSTITUISCONO LE MOLECOLE DI ACQUA LIBERA (il ghiaccio non produce segnale!) IN REALTA I NUCLEI CHE CONTRIBUISCONO AL SEGNALE SONO QUELLI PER I QUALI T1<TR (DP EFFICACE) 36

37 Tempo T1 (SPIN-RETICOLO) Esprime la velocità di recupero della MML, quindi. Descrive la velocità con cui avviene la cessione di energia al reticolo da parte dei nuclei risonanti, al termine dell impulso RF Il valore del tempo T1 dipende da numerosi fattori, tra cui l intensità del CMS, e varia da tessuto a tessuto a causa della differente efficienza presentata dai singoli costituenti molecolari nel trasferimento di energia al reticolo che li circonda. L efficienza degli scambi è max quanto più la frequenza precessionale degli spin è prossima alla frequenza rotovibrazionale del reticolo (correlata a dimensioni e morfologia delle strutture molecolari) Accade così che le molecole di acqua, essendo più mobili, siano, da questo punto di vista, meno efficienti di quanto non sia, ad esempio, il tessuto adiposo, il quale quindi presenta un segnale ad alta intensità nelle sequenze che esaltano il tempo T1. T1 = ms (B=0,1 1,5 T) 37

38 Tempo T2 (SPIN-SPIN) Descrive la graduale riduzione della MMT a causa dello sfasamento dei momenti magnetici nucleari Si riferisce esclusivamente all'effetto delle interazioni tra i nuclei di idrogeno (T2 puro). Anche il tempo T2, come il T1, varia notevolmente in funzione del tipo di molecola prevalente nel tessuto analizzato. I diversi valori di T2 saranno dovuti alla maggiore o minore rapidità con cui si realizza la dispersione di fase dei momenti magnetici nucleari delle varie molecole. Nei tessuti con prevalenza di macromolecole la dispersione di fase avverrà molto rapidamente data la rigidità della struttura che determina una facile creazione di campi magnetici molecolari. 38

39 Tempo T2 (SPIN-SPIN) Al contrario nel caso di campioni liquidi la coerenza di fase sarà mantenuta a lungo. È importante ricordare che i processi di rilassamento T1 e T2, pur essendo stati illustrati separatamente per chiarezza, avvengono tuttavia in modo simultaneo: infatti, contemporaneamente alla riduzione di MMT che tende a zero, MML cresce per tornare al valore iniziale M 0. T2= ms 39

42 I l c o n t r a s t o d e l l imma g i n e i n RM dipende per lo più dal T1 e dal T2: molti tessuti, infatti, hanno DP simile, mentre differiscono nei valori di T1 e T2. Scegliendo opportunamente la sequenza di impulsi RF è possibile imporre al sistema di spin una determinata dinamica, così da ottenere l'informazione dal segnale RM. I = DP e (1 e TE/ T 2 TR/ T1 I parametri che influenzano il risultato dell'immagine sono i tempi Time to Repeat (TR) e Time of Echo (TE) 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). ) 42

43 SEQUENZE Le sequenze di impulsi impiegate in RM consistono nell invio ordinato di onde di Radio Frequenza e di gradiente, che permettono la codifica spaziale del segnale e la caratterizzazione dei tessuti; le due famiglie più importanti di sequenze sono le SPIN-ECHO e le GRADIENT- ECHO (soprattutto x gli organi in movimento, perché sono più veloci). Dipende da quali organi dobbiamo studiare. PARAMETRI INTRINSECI ED ESTRINSECI Nella formazione delle immagini RM entrano in gioco i parametri intrinseci (tempi di rilassamento T1 e T2, la densità protonica DP) e i parametri estrinseci, che sono modificabili dall operatore (il tempo di ripetizione TR, il tempo di eco TE, l angolo di abbattimento dello spin o flip angle FA, il tipo di sequenza, la matrice ) 43

44 PARAMETRI ESTRINSECI FA Flip Angle: angolo di nutazione, ovvero indica di quanti gradi viene abbattuto il vettore dello spin dall impulso RF all inizio della sequenza FA PICCOLO : acquisizione più veloce, ma segnale più basso TR Tempo di Ripetizione: tempo tra un impulso RF e il successivo. Più è lungo più è lunga la sequenza. TR influenza il tempo di acquisizione TE Tempo di Eco: tempo tra l emissione di un impulso RF e la ricezione del segnale. Dipende anche dal tessuto; noi li modifichiamo in base a questo. Dobbiamo rispettare le caratteristiche del tessuto. TE breve : risente poco dell effetto T2 perché gli spin sono poco defasati, ma il segnale è più alto. 44

45 TR lungo: tutti i tessuti con T1 diversi avranno recuperato la MML e al nuovo impulso raggiungeranno la massima MMT. Difficoltà a differenziare l immagine. TE breve otterremo informazioni sulla DP TR lungo + TE breve pesatura DP TR lungo + TE lungo pesatura T2 H 2 0 (T2 lungo) e FIBROSI (T2 breve) hanno T1 lungo Grasso ha T1 breve 45

46 Come usare questi parametri per ottenere immagini migliori? 46 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica

47 Il CMS non è perfettamente uniforme e presenta una certa disomogeneità, che produce una desincronizzazione dei protoni accelerata rispetto a quanto avverrebbe in un CMS perfettamente omogeneo. In queste condizioni il tempo di decadimento del segnale è definito T2*. T2* dipende sia dalle interazioni reciproche tra i protoni (spin-spin) sia dalle inevitabili disomogeneità del CMS e dei GRADIENTI. Le disomogeneità del CMS sono reversibili, mentre le interazioni spin- spin sono irreversibili. A causa delle disomogeneità intrinseche del CMS e dei Gradienti vi è un ulteriore fattore di perdita della MMT (perdita di fase) che ha come conseguenza un ulteriore smorzamento del segnale di base (FID).. Intensità segnale T2* tempo 47

49 L effetto delle disomogeneità di campo e dei gradienti può essere annullato con la tecnica di ECHO. DOPO LA CESSAZIONE DELL IMPULSO A 90 SI VERIFICA IL DEFASAMENTO DEGLI SPIN. SE DOPO UN CERTO TEMPO (TE/2) VIENE INVIATO UN NUOVO IMPULSO A 180 TUTTI I NUCLEI EFFETTUANO IL SALTO QUANTICO AL LIVELLO ENERGETICO SUPERIORE, E SI VERIFICA UN RIBALTAMENTO DELLA MAGNETIZZAZIONE NETTA TOTALE. 49

50 RIFASAMENTO DEGLI SPIN DOPO IMPULSO DI 180 L IMPULSO A 180 AGISCE COME UN MURO DI GOMMA DAL QUALE I PROTONI RIBALZANO INDIETRO COSI COME UNA MONTAGNA RIFLETTE INDIETRO LE ONDE SONORE PRODUCENDO UN ECO IN RM SI SFRUTTA QUESTO FENOMENO PER OTTENERE UN SEGNALE PIU FORTE: SEQUENZA SPIN-ECHO 50

51 GRADIENTI MAGNETICI SONO INDISPENSABILE PER LA GENERAZIONE DELLE IMMAGINI Introducono piccoli campi magnetici variabili lungo x,y,z, supplementari al CMS, consentendo di cambiare opportunamente i valori di B 0 e/o υ Larmor Così è possibile ricostruire la mappa, anche tridimensionale, della distribuzione dei protoni nei tessuti, e quindi negli organi. QUINDI SUL PZ, DURANTE UN ESAME RM AGISCONO: 1. CMS 2. RF 3. GRADIENTI (campi magnetici non stazionari bensì variabili nel dominio dello spazio e del tempo) 51

52 Spettroscopia RM Nuclei della stessa specie presentano condizioni di risonanza diverse a seconda che essi siano isolati oppure facciano parte di molecole, talché il segnale emesso rifletterà le caratteristiche della configurazione elettronica di quella particolare molecola : Per ogni stato di aggregazione molecolare, la frequenza di risonanza subisce uno spostamento chimico (chemical shift) differendo dal valore che avrebbe se i nuclei fossero isolati. Nuclei di maggiore interesse biologico :bassa concentrazione nei tessuti magneti di intensità ed omogeneità elevata Spettroscopia in vivo nuclei di P 31 : nei tessuti biologici hanno frequenza diversa a seconda che essi si trovino nella molecola di ATP, di ADP o nel fosforo organico importanti informazioni sul metabolismo delle cellule dei tessuti (analisi metabolica tissutale in vivo spettroscopia H 1 ) 52

53 Sistemi di Imaging RM avanzato Magnetic Resonance Imaging (RMI) metodiche di Diffusione : (DTI - Diffusion Tensor Imaging) (DWI - Diffusion Weighted Imaging) Studio del moto browniano (moto caotico e disordinato) delle molecole di acqua nei tessuti ad architettura cellulare tridimensionale attraverso la caratterizzazione del Tensore di Diffusione. La diffusione dell acqua gioca un ruolo fondamentale nei processi di trasporto degli enzimi, dei substrati metabolici e dei metaboliti la misura della mobilità dell acqua può risultare valido strumento per descrivere la struttura dei tessuti gli studi di diffusione protonica permettono di valutare l integrità e la funzionalità cellulare (in condizioni normali e patologiche) DWI mappa della variazione dell intensità del segnale fattore b, quantifica il grado di pesatura in diffusione 53

54 Grazie per l attenzione S = S 0 sen ( wt ) e t / T e 1 t / T 2 f.vitulo@villasalus.eu 54 Corso di Formazione Per Tecnici Sanitari di Radiologia Medica