APPUNTI DI FISICA IN RISONANZA MAGNETICA

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1 Azienda Ospedaliera di Rilievo Nazionale e di Alta Specializzazione PP.OO. Civico e Benfratelli, G.Di Cristina, M.Ascoli P a l e r m o DIPARTIMENTO DI SCIENZE RADIOLOGICHE S e r v i z i o d i R a d i o l o g i a P.O.Civico e Benfratelli ( Primario :Prof. Vincenzo Alessi ) APPUNTI DI FISICA IN RISONANZA MAGNETICA V.ALESSI Via C.Lazzaro - FAX 091/ Tl 091/ (diretto), ( segreteria ) 1

2 BASI FISICHE IN RM INTRODUZIONE Fondamentalmente allo stato attuale l Immagine di Risonanza Magnetica (MRI) si basa sullo studio del nucleo dell Idrogeno (H), elemento largamente rappresentato nell organismo umano. Il fenomeno della Risonanza Magnetica, che sta alla base dell immagine, consiste nelle modificazioni che i nuclei di H della materia vivente subiscono quando sono sottoposti all azione di una Campo Magnetico Statico (CMS) di una certa intensità (da 0,15 a 1,5 ed oltre Tesla), e successivamente eccitati da onde elettromagnetiche non ionizzanti (radiofrequenze) aventi una frequenza specifica. L Immagine di Risonanza Magnetica viene a originarsi mediante la elaborazione computerizzata dei segnali generantesi a seguito della restituzione di energia da parte nuclei diseccitati subito dopo la cessazione dell impulso a radiofrequenza. I nuclei di H possono essere utilizzati in quanto hanno un numero dispari di protoni (un solo protone), caratteristica questa che li fa appartenere alla famiglia dei nuclei che hanno proprietà magnetiche. 2

3 Avere proprietà magnetiche significa essere in possesso di un movimento rotazionale del nucleo attorno ad un asse centrale ( come la terra ). E poiché una carica elettrica in movimento (in questo caso rotazionale) genera sistematicamente un campo magnetico con asse parallelo all asse di rotazione della carica, ne deriva che questi nuclei possono considerarsi come vere e proprie barre magnetiche con due poli opposti (il nord ed il sud). Il nucleo avente queste caratteristiche viene denominato spin 1. Normalmente gli assi o vettori magnetici 2 dei nuclei di idrogeno presenti in un determinato volume di tessuto vivente sono orientati in modo diverso l uno dall altro, distribuiti casualmente, sicché la somma delle singole forze magnetiche correlate ad ogni singolo vettore è praticamente nulla. E opportuno tuttavia precisare fin d ora che, come si vedrà più dettagliatamente in seguito, non tutti i nuclei di H possono contribuire al fenomeno della RM, ed alla relativa formazione dell immagine, ma soltanto quelli costituenti le molecole dell acqua libera 3 (e non quelli legati a 1 Con il termine spin indichiamo il possesso da parte del protone Y sia del movimento rotazionale che del campo magnetico associato. 2 Con il termine vettore si indica una forza che ha una direzione ed un verso, graficamente indicato da una freccia. Nel caso di un campo magnetico la direzione è sud-nord, e pertanto la punta di freccia indica il nord. In ogni vettore bisogna distinguere la lunghezza o ampiezza (forza o intensità) e la direzione ( o fase). 3 Per capire questo concetto bisogna immaginare che la possibilità di eccitare i nuclei di H sia connessa al grado di motilità molecolare nella struttura o tessuto in cui sono inseriti, che possiamo chiamare reticolo. I tessuti differiscono tra loro a seconda della percentuale di acqua che contengono e della frazione di acqua libera rispetto all acqua legata a sistemi macromolecolari (glucidici, lipidici, proteici o misti), componente quest ultima che non costituisce la densità protonica eccitabile e quindi RM rilevabile. In sostanza mentre i nuclei di H dell acqua libera sono dotati di ampia mobilità, diversamente i nuclei di H organizzati in strutture macromolecolari o cristalline (ghiaccio) presentano una più o meno scarsa motilità e non possono essere quindi eccitati dall impulso di RF. L acqua quindi ed i fluidi con scarsa concentrazione di macromolecole organiche hanno moti molecolari rapidi e alta possibilità di eccitazione dei protoni H ( alta densità protonica RM rilevabile ).Viceversa nella fibrosi e nei tessuti con scarsa componente acquosa libera o nei tessuti con mancanza di componente acquosa (l osso) i moti molecolari sono scarsi o assenti, e l emissione del segnale RM è debole o assente. 3

4 macromolecole organiche), che sono gli unici ad essere eccitabili a seguito della somministrazione degli impulsi RF. Quindi, dal momento che l immagine di risonanza magnetica dipende dalla possibilità che vengano registrati ed elaborati dei segnali provenienti dai nuclei d idrogeno posti in un CMS, ne deriva, per quanto precedentemente detto, che l intensità del segnali è in qualche modo proporzionale al numero dei protoni risonanti costituenti l acqua libera nel volume studiato, ovvero alla loro densità protonica nell unità di volume. 4 Da questa breve premessa se ne può trarre l idea preliminare che in Risonanza magnetica l immagine possa essere il corrispettivo della distribuzione dell acqua nel contesto dei vari tessuti della materia vivente. Ciò, per quanto vero, ovviamente corrisponde in modo riduttivo alla notevole complessità dei fenomeni fisici che si verificano in corso di acquisizione delle immagini di risonanza magnetica, che cercheremo di analizzare, comprendere e semplificare. GENESI DEL SEGNALE Il segnale RM, da cui trae origine l immagine, deriva dal susseguirsi di tre fondamentali momenti sequenziali : - l azione di una campo magnetico stabile sui nuclei H - l invio di un impulso di radiofrequenza specifica - la cessazione dell impulso RF Esamineremo qui di seguito i tre momenti sopra indicati. 1. AZIONE DEL CAMPO MAGNETICO STABILE (CMS) A seguito dell inserimento in un CMS i protoni H subiscono 2 eventi distinti e contemporanei: a) l orientamento b) la precessione 4 In realtà questo è soltanto uno dei parametri, utilizzati nella formazione dell immagine. Vedremo infatti che altri parametri intervengono quali il diverso modo scambiare energia tra i nuclei H ed il mezzo circostante, lo stato di aggregazione dell acqua libera e la sua temperatura (ad es. i nuclei di H del ghiaccio non sono eccitabili). 4

5 Il primo evento (orientamento) consiste nella perdita dell orientamento casuale dei dipoli magnetici di H. Dal disordine cioè si passa ad un ordine consistente in un orientamento dei singoli vettori nucleari secondo la stessa direzione del CMS, come l ago della bussola, ma con due possibilità : la posizione parallela (con il nord coincidente al nord del CMS) e la posizione antiparallela avente verso opposto. up down no CMS si CMS si CMS Le due posizioni corrispondono a differenti livelli energetici, che idealmente possiamo assimilare alla differenza tra il camminare sui piedi (posizione parallela che richiede minor fatica e quindi minor energia) ed il camminare sulle mani (posizione antiparallela con livello energetico superiore). Esse coesistono, in una proporzione che vede prevalere il numero di nuclei che si trova in posizione parallela. Si ricordi che la differenza tra i protoni in posizione parallela (up) e quelli in posizione antiparallela (down) è molto piccola e dipende anche dall intensità del CMS. Dal momento che forze magnetiche di segno opposto si annullano, la risultante della differenza numerica tra le due popolazioni di nuclei H sottoposte al CMS è un vettore magnetico ( indicato nella figura a destra in rosso ) avente lo stesso verso del CMS, che viene dunque definito come magnetizzazione macroscopica longitudinale (MML). Questa condizione rappresenta dunque un nuovo equilibrio generato dell azione del CMS, che persiste per tutto il suo perdurare. 5

6 Il secondo evento ( precessione ) consiste nel fatto che l asse del dipolo compie un movimento di rotazione rispetto al vettore del CMS,descrivendo un cono, analogamente a quanto avviene per una trottola rispetto all asse gravitazionale. Tale movimento avviene con una velocità ed una frequenza definita, che viene denominata frequenza di precessione. 5 Il movimento di precessione avviene secondo un orbita ben definita lungo la quale i vari dipoli precedono sparpagliati, avendo eguale velocità, ma fase diversa (assenza di coerenza di fase). Questo movimento chiamasi precessione libera. 6 Se immaginiamo i protoni H come dipoli magnetici che precedono liberamente, ci rendiamo conto che le linee di forza longitudinali dei singoli campi magnetici circostanti, avendo la stessa direzione, possono sommarsi, contribuendo alla comparsa del vettore di MML (indicato nella fig. in rosso). Di contro le rispettive linee di forza orientate sul piano trasversale hanno direzione e verso differenti, in rapporto ai mutamenti continui posizione e di orientamento dei singoli protoni, durante il 5 Quest ultima è funzione dell intensità del CMS, crescendo con questo. La relazione tra la frequenza di precessione e l intensità del CMS è definita equazione di Larmor : o = Bo dove : - o = velocità o frequenza angolare di precessione ( espressa in Hz o MHz ) - Bo = intensità del CMS - = costante giromagnetica ( il cui significato è di difficile comprensione ) Ciò semplicemente significa che l intensità del CMS determina la frequenza di precessione dei nuclei H. Se esaminassimo l immagine congelata di questo protone, troveremmo che l asse del protone in precessione è obliquato rispetto al vettore CMS, come nella figura sopra. 6 Il movimento di precessione libera richiama idealmente il modo di procedere di un certo numero di corpi in movimento (ad es. autovetture) in un circuito circolare, aventi tutte la stessa velocità, ma diversa posizione o distanza (in pratica fase ) l una rispetto all altra. Differente sarebbe la condizione in cui le autovetture procedessero, oltre che alla stessa velocità, anche allineandosi l una accanto all altra. In questo caso si direbbe che sono sincronizzate e marcerebbero in coerenza di fase. 6

7 movimento circolare di precessione, sicchè tra di loro si annullano. Per questo motivo durante la precessione libera non può esistere altra magnetizzazione macroscopica che non sia quella longitudinale. In sintesi dunque l applicazione del CMS ad una popolazione di protoni H in condizioni di entrare in risonanza provoca : 1. L orientamento dei vettori magnetici dei protoni H in posizione parallela ed antiparallela 2. La creazione di una magnetizzazione longitudinale, proporzionale alla differenza tra le due popolazioni di protoni, ed all intensità del CMS 3. Il movimento di precessione libera dei protoni H senza alcuna coerenza di fase. Riferendo lo spazio all interno del tunnel del magnete e quindi il CMS ad un sistema di assi cartesiani XYZ, la direzione delle linee di forza del campo corrisponde a Z e quindi all asse longitudinale del paziente. Mentre con XY si rappresenta il piano ortogonale all asse longitudinale del paziente, ovvero il piano assiale. Il vettore di magnetizzazione macroscopica longitudinale (MML) di un volume sottoposto al CMS coincide dunque con l asse Z dello stesso e con il maggior asse del paziente e risulta orientata verso la testa (freccia in rosso). La MML instauratosi nel volume introdotto nel CMS non è misurabile in quanto, oltre a coincidere dal punto di vista della direzione e del verso con il CMS (piano xz), risulta rispetto a quest ultimo di dimensioni modeste. Se vogliamo in qualche modo misurare la magnetizzazione del volume in esame è necessario che la direzione del vettore venga modificata da longitudinale a trasversale. 7 7 Idealmente possiamo figurarci il fenomeno analogamente a quanto avviene durante l osservazione dalla riva di una barca in movimento longitudinale rispetto al corso d acqua. Se il barcaiolo riversa dell acqua nel fiume in direzione longitudinale, l osservatore dalla riva non potrà valutare l entità dell acqua versata; diversamente se l acqua viene riversata con direzione trasversale rispetto all asse longitudinale e quindi in direzione dell osservatore. 7

8 2.INVIO DI UN IMPULSO RF Sul sistema precedentemente descritto, che abbiamo definito come nuovo equilibrio del volume introdotto nel CMS, è possibile realizzare il fenomeno della risonanza 8, inviando delle onde di elettromagnetiche di frequenza specifica 9. Inviare onde elettromagnetiche significa somministrare energia ai nuclei di H posti in posizione parallela ed antiparallela e dotati di precessione libera. Tale cessione di energia è però possibile solo a condizione che la frequenza della radiazione elettromagnetica sia esattamente eguale alla velocità (o frequenza) di precessione. 10 L impulso RF provoca due eventi contemporanei : 1. l eccitazione, ovvero la transizione energetica da un livello più basso ad uno più elevato, il che comporta il passaggio di un certo numero di protoni H dalla posizione parallela alla posizione antiparallela. 2. la sincronizzazione dei movimenti di precessione libera dei protoni H, che assumono una coerenza di fase (vedi anche nota a pag.6) Quanto più lungo è l impulso, tanto maggiore è l energia fornita e tanto più sono i nuclei che possono effettuare la transizione energetica up/down. Contemporaneamente quanto più si riduce la differenza numerica tra le due popolazioni di spin, tanto più si realizza la sincronizzazione di fase dei loro moti precessionali (coerenza di fase). 8 Il termine risonanza può essere spiegato pensando a dei diapason, ognuno dei quali può emettere soltanto una nota diversa. Se qualcuno mette in vibrazione un determinato diapason emittente ad es. il do, tutti i diapason sintonizzati sul do possono assorbire l energia del diapason fatto vibrare ed a loro volta entrare in vibrazione ed emettere il suono. 9 Si tratta di onde elettromagnetiche con banda di frequenza ricevibile dalla radio (Radiofrequenza) 10 Idealmente questa condizione può essere rappresentata immaginando di guidare la propria macchina in un circuito automobilistico, e che il tuo amico Ambrogio dalla corsia vicina ti voglia passare dei cioccolatini (scambio di energia).questo sarà possibile solo quando le due macchine girano alla stessa velocità, cioè si muovono con la stessa frequenza. Con differenze in velocità/frequenza il trasferimento di energia è minore od impossibile. Analogamente un impulso RF, di frequenza adeguata, può trasmettere energia, la cui entità dipenderà dal tempo di applicazione dell impulso. 8

9 Dosando opportunamente la durata dell impulso si ottiene la parità numerica delle due popolazioni, che avendo vettori magnetici di verso diverso, finiscono per annullarsi reciprocamente con perdita completa della MML. Contemporaneamente si realizza la completa coerenza di fase, che comporta la comparsa di una nuova magnetizzazione macroscopica, il cui vettore è perfettamente ortogonale (90 ) rispetto alla MML, essendo disposto lungo gli assi XZ, e che viene denominata magnetizzazione macroscopica trasversale ( MMT ). Possiamo sequenzialmente rappresentare il fenomeno, cercando di renderlo più comprensibile : RF Z Z X Y X Y Precessione libera Precessione in coerenza di fase Dalle precessione libera alla precessione in coerenza di fase : dei 6 vettori precedenti liberamente (a sinistra) sotto l azione del CMS, 3 migrano in posizione down (a destra).in questa situazione di parità numerica degli spin si ha la precessione in coerenza di fase, con annullamento delle rispettive forze magnetiche longitudinali e scomparsa della MML. Allo stato di coerenza di fase di tutti gli spin si ha la somma delle forze magnetiche trasversali, cui corrisponde il vettore di MMT. ATTENZIONE!!: non bisogna confondere gli assi degli spin in coerenza di fase con il vettore della MMT. Quest ultimo infatti è una rappresentazione figurativa di una forza magnetica, che è generata, dalle due popolazioni di spin, entrambe precedenti in coerenza di fase, le cui forze magnetiche si sommano in un vettore trasversale. Da ciò ne deriva che il vettore somma MMT segue, sul piano trasversale, il movimento degli spin che precedono (frecce). 9

10 All impulso la cui durata riesce a realizzare la completa scomparsa della MML ed il raggiungimento della massima MMT si da il nome di impulso a Impulsi di durata inferiore a quello a 90 produrrebbero una deflessione inferiore del vettore di MMT, così come quelli di durata superiore determinerebbero una deflessione superiore, fino al caso dell impulso a 180 cui corrisponde una MML di verso opposto a quello del CMS (inversione della MML). In realtà nel caso di impulsi di durata inferiore a quello di 90 si realizza non soltanto una MMT, ma persiste anche parte della MML di grado variabile. Dalla combinazione dei due vettori ne deriva un vettore di MMT con un angolo variamente deflesso rispetto al piano xy. 12 M z M z A M xy B M xy A : impulso =90 che determina la scomparsa della MML ed il raggiungimento della massima MMT con totale coerenza di fase (completo ribaltamento della componente longitudinale). B : impulso con <90 con presenza di MML ed MMT e parziale coerenza di fase (parziale ribaltamento della componente longitudinale) Si ricordi che la completa coerenza di case si ottiene per l applicazione dell impulso a 90, quando la MMT è massima e la MML è scomparsa. 11 Idealmente questo fenomeno può immaginarsi come il ribaltamento del vettore di magnetizzazione del volume campione dall asse longitudinale a quello trasversale, alla stessa stregua di una lancetta magnetizzata che viene fatta spostare di 90 per azione di una calamita posta in posizione adeguata. Se vogliamo possiamo figurativamente rappresentare il fenomeno come quanto avviene se tutti i passeggeri di una barca si spostano da un solo lato: la barca s inclinerà e l inclinazione rappresenterà l effetto visibile di un nuovo equilibrio energetico. 12 L angolo di deflessione prende il nome di flip angle (FA) indicato con la lettera.se l angolo è differente da 90 coesiste la presenza di MML e di MMT. L emissione del segnale può aversi anche per angoli inferiori a

11 Quindi : COESISTENZA DI MMT ED MML PARZIALE COERENZA DI FASE MASSIMA MMT COMPLETA COERENZA DI FASE ( impulso a 90 ) MML inversa ( da impulso a 180 ) ATTENZIONE!! : Non bisogna dimenticare che il vettore magnetico MMT, derivante dal posizionamento dei protoni in coerenza di fase a seguito dell impulso RF, non è statico ( anche se lo raffiguriamo a 90 sul piano assiale (xy), ma si muove con lo stesso movimento di precessionale dei protoni in coerenza di fase (fig.pag.9). Ciò fa si che il campo magnetico associato al vettore di MMT ( rappresentato in rosso sulla figura sottostante) cambi costantemente, compiendo alternativamente un movimento di allontanamento e di avvicinamento rispetto ad un punto fisso di virtuale osservazione dall esterno (ad es. la bobina ricevente), rappresentando quindi di fatto un campo magnetico variabile. Bobina emittente Bobina ricevente La RF emessa dalla bobina emittente induce la precessione in coerenza di case e la comparsa della MMT. I nuclei precedenti in coerenza di fase hanno un movimento precessionale,come indicato dalla freccia verde. Il vettore di MMT associato al movimento precessionale dei nuclei in coerenza (espresso in rosso) ha un analogo movimento sul piano trasversale, alla medesima frequenza del primo, che può essere visto dall esterno, attraverso l induzione del segnale RM nella bobina ricevente. 11

12 Il fenomeno descritto sta alla base dell induzione del segnale RM. Il fenomeno è esattamente inverso a quello della carica elettrica in movimento che genera sistematicamente un campo magnetico: l induzione della corrente elettrica può avvenire su una bobina opportunamente posizionata rispetto al campo magnetico in ciclico movimento di allontanamento ed avvicinamento rispetto ad essa. Questa corrente elettrica sta alla base del segnale RM. E poiché il movimento del vettore magnetico ha la stessa frequenza di precessione dei protoni, conseguentemente anche la corrente elettrica ed il segnale che ne deriva ha la stessa frequenza di precessione. Si passa in definitiva da un fenomeno di risonanza all altro, con una sequenzialità di fenomeni, l uno diverso dall altro (dalla precessione libera generata dal CMS, alla precessione in coerenza di fase con comparsa della MMT indotta dalla RF, alla induzione di una corrente elettrica in una bobina ricevente) aventi in comune la frequenza di Larmor, che è comune a tutti i fenomeni ed è condizione indispensabile possa realizzarsi qualsiasi fenomeno di risonanza. E come se detta frequenza regolasse la parità di cambio tra monete diverse (scambio di energia tra sistemi diversi). ATTENZIONE!!! : Ciò non significa che la produzione di questo segnale RM dia la possibilità di ottenere immagini. Le cose infatti stanno ben diversamente. Vedremo qui di seguito che ciò che conta ai fini dell immagine RM non è questo segnale (coincidente con l impulso RF), ma quello che può essere registrato dopo la cessazione dell impulso di RF. 3.CESSAZIONE DELL IMPULSO RF La coerenza di fase dei protoni e la conseguente MMT compaiono e persistono solo durante l applicazione dell impulso RF. Al cessare dell impulso RF infatti si ha un ritorno alle condizioni iniziali( rilassamento). Ciò comporta due fenomeni distinti e contemporanei : A) Il ritorno graduale di tutti i protoni che erano migrati in posizione antiparallela con progressivo recupero fino al totale rispristino della MML. Ciò avviene con cessione di energia termica al mezzo circostante gli spin. 12

13 B) La graduale perdita della coerenza di fase dei movimenti precessionali, sia dei protoni in up che di quelli in down, con progressivo decadimento fino alla scomparsa della MMT. 13. Ciò avviene sotto l influenza delle forze magnetiche molecolari del mezzo, Come meglio vedremo dunque il mezzo circostante gli spin risonanti, in base alle sue differenti caratteristiche biologiche (densità, mobilità molecolare, stato di aggregazione ) ha una notevole influenza nel verificarsi dei predetti fenomeni, il che sta alla base della differente rappresentazione dei tessuti nella immagine RM. Cerchiamo di rappresentare i fenomeni : Z Z Z xy xy xy A B C Dalla precessione in coerenza di fase al rilassamento : al cessare dell impulso RF i protoni che prima erano raggruppati (A) si aprono a ventaglio (B) iniziando a perdere la coerenza di fase, e cominciano a passare dalla posizione down a quella UP.Il ritorno di alcuni protoni a livello energetico inferiore determina la ricomparsa di parte della MML. Quando tutti i protoni saranno ritornati alla posizione up, la MML sarà completamente ripristinata, la coerenza di fase sarà perduta, con totale decadimento della MMT, e si avrà al movimento di precessione libera, dal quale sono partiti (C). In sostanza quando l impulso RF è interrotto, si assiste contemporaneamente al progressivo recupero della MML ed al graduale decadimento della MMT. La combinazione dei due vettori, le cui intensità si modificano nel tempo in modo complementare, porta ad un vettore obliquo, che si sposta nel tempo e nello spazio, come un ago che passa da ore 3 ad ore 12. Tuttavia poiché il vettore MML ruota su se stesso (essendo praticamente immobile), mentre il vettore MMT ruota su un ideale piano trasversale, il vettore che deriva dalla somma dei due vettori ha figurativamente un decorso spiraliforme, con progressiva accorciamento della sua lunghezza, che lo porta, a partire dall asse xy. ad esaurirsi in corrispondenza del nord della MML. Il rapido modificarsi della MMT durante il ritorno alle condizioni basali comporta la presenza di un campo magnetico variabile non solo nello spazio (in 13 Idealmente il vettore trasversale si riflette su quello longitudinale come la lancetta dell orologio da ore 3 ad ore

14 termini direzionali) ma anche nel tempo (in termini di intensità), che induce la comparsa di una forza elettromotrice in una bobina opportunamente orientata (di solito la stessa che ha prodotto l impulso RF, che dunque può avere la funzione alternativamente emittente-ricevente). Questa forza elettromotrice indotta nella bobina rappresenta la base di un segnale RM, che è differente da quello che si avrebbe prima della cessazione dell impulso. Tale segnale viene denominato Free Induction Decay (FID), o decadimento per induzione libera. La differenza tra il segnale RM che può essere registrato prima della cessazione dell impulso RF, ed il FID sta nel fatto che il primo è espressione di una MMT massimale, costante nel tempo, mentre il secondo ha un intensità variabile correlata al decadimento della MMT. Il FID è dunque un segnale emesso durante il rilassamento, che ha un intensità inizialmente proporzionale alla MMT massimale, la cui entità è correlata al numero dei nuclei presenti per unità di volume (densità protonica dei nuclei risonanti). L intensità del segnale ha però successivamente un andamento decrescente nel tempo a partire dal massimo iniziale (come nella figura sottostante), con un andamento che è correlabile con la velocità con cui avviene la perdita della magnetizzazione trasversale nel tessuto in esame. Vedremo tra poco che tale velocità prende il nome di tempo di rilassamento T2 ( o T2 ) e che differisce da tessuto a tessuto. Dal punto di vista figurativo si può, ed è più facile, assimilare la morfologia del FID a quella del movimento spiraliforme del vettore di una MMT che decade, che come si è detto (nella figura alla pagina precedente) tende ad esaurirsi man mano che si avvicina al nord della MML. MMT Intensità del FID in funzione del tempo e del decadimento della MMT t FID 14

15 E importante sapere che in senso assoluto l intensità iniziale del segnale dipende da: 1.numero di nuclei risonanti nell unità di volume del tessuto (densità protonica) 2.Intensità del CMS, che influisce sulla differenza up/down dei nuclei in precessione libera. Dal che l importanza di avere apparecchiature ad alta intensità di campo per usufruire di un segnale migliore. In sintesi : Applicazione CMS Applicazione RF 90 Cessazione RF segnale RM MML MMT PARAMETRI DEL SEGNALE RM ( tempi di rilassamento ) Come è stato già detto l intensità del segnale RM, oltre a dipendere dall intensità del CMS, è direttamente proporzionale alla densità protonica ovvero al numero dei nucleo d idrogeno risonanti per unità di volume di tessuto. In proposito è stato anche detto che la densità protonica dei nuclei suscettibili di risuonare varia con la caratteristica del tessuto in termini di contenuto di molecole di acqua libera, al suo stato di aggregazione ed alla sua temperatura. I parametri fondamentali che stanno all origine del segnale RM sono tuttavia costituiti, oltre che dalla densità protonica, dai cosiddetti tempi di rilassamento, ovvero di ripristino della condizione di base dopo la cessazione dell impulso. Il concetto di rilassamento evoca il ritorno alla quiete da uno stato di eccitazione precedentemente indotta e sostenuta dall impulso RF: se l impulso viene a cessare la magnetizzazione trasversale incomincia a decrescere (processo chiamato rilassamento trasversale) e quella longitudinale recupera pian piano lo stato originario ( processo chiamato rilassamento longitudinale) 15

16 La ragione per cui la MML torna allo stato originario è stata facile da spiegare : i protoni che erano stati portati e mantenuti ad un livello energetico più elevato dall impulso RF (posizione down), al cessare di quest ultimo ritornano al livello energetico originario più basso (posizione up), che è più stabile. Il processo avviene gradualmente, uno dopo l altro, fino a che tutti i protoni precedentemente eccitati si rilassano, ritornando in posizione up. C è da chiedersi: cosa avviene dell energia precedentemente attinta dall impulso RF?. Questa energia, viene in pratica ceduta, sotto forma di energia termica, al mezzo circostante, il cosiddetto reticolo, (in inglese lattice ), sicchè il rilassamento con ripristino della MML, detto rilassamento longitudinale è anche chiamato rilassamento spin-lattice. Se disegniamo un grafico della funzione tempo/mml otterremo una curva che cresce con il tempo (vedi pag.seguente). Questa curva, che esprime il tempo necessario al recupero della MML è chiamata T1. Ma dal momento che è difficile segnare con esattezza quando il processo di rilassamento è completo, la curva è da considerare una costante di tempo, che esprime la velocità con cui avviene il fenomeno. Convenzionalmente si identifica come T1 il tempo corrispondente al recupero del 63% della MML. Il T1 non è eguale per tutti i tessuti, ma varia da tessuto a tessuto, in base alle caratteristiche del reticolo ( che vedremo in seguito ). Come è stato già detto, il T1 è anche dipendente dall intensità del CMS, in quanto cresce con l aumento di questa intensità. Il decrescere, fino alla scomparsa della MMT è da correlarsi alla progressiva perdita della coerenza di fase dei movimenti precessionali al cessare dell impulso, e quindi alla progressiva perdita della coincidenza delle linee di forza magnetica trasversali, a causa del progressivo ritorno alla precessione libera. Questo processo, che abbiamo già indicato come rilassamento trasversale, è influenzato dalle forze magnetiche dei nuclei dell ambiente molecolare circostante agli spin risonanti, è per questo che il rilassamento trasversale è anche denominato rilassamento spin-spin. ( vedi meglio dopo ) 16

17 Analogamente a quanto per il T1, possiamo costruire un grafico per ottenere la curva di decremento della MMT, che viene indicata come T2, da considerare una costante di tempo che indica la velocità con cui si verifica il fenomeno. Convenzionalmente si identifica come T2 con il tempo necessario per la perdita del 63% della MMT. 100% MML ed MMT T2 T1 63% 37% 1000 ms 2000 ms Curve di rilassamento T1 e T2 Dal confronto tra le due curve si potrà facilmente dedurre che il T1 è molto più lungo del T2. Tanto per avere un idea il T1 va da 300 a 2000 ms, mentre il T2 va da 30 a 150 ms. 14 Dal momento che il segnale RM origina a causa di un modificazione del MMT (che diventa variabile nel tempo, inducendo la comparsa di una forza elettromotrice e la comparsa del segnale) potrebbe risultare di difficile comprensione come la formazione dell immagine possa collegarsi sia al T2, che esprime la velocità di scomparsa della MMT, che al T1, che invece esprime la velocità di ripristino della MML. Ovvero potrebbe esser a prima vista difficile capire come uno stesso segnale, che è generato esclusivamente dalle variazioni della MMT, possa contribuire anche a dare informazioni sui tessuti che si basano sulla loro differente capacità di recupero della MML. Nel tentare di comprendere si deve aver chiaro fin d ora che Il T1 ed il T2 hanno un significato che va ben al di la della la definizione che ne è stata data (che fa soltanto riferimento alle variazioni della MML e della MMT). 14 Per ricordare questo, possiamo immaginare per un attimo i due fenomeni di rilassamento paragonandoli al salire su una montagna ( recupero della MML = T1 ) ed a scendere da essa ( decadimento della MMT = T2).Ci vuole più tempo per salire che per scendere. 17

18 Il T1 e T2 infatti sono anche e soprattutto espressione di differenti caratteristiche strutturali e delle differenti proprietà magnetiche dell ambiente molecolare circostante agli spin, che condizionano due ordini di fenomeni : a) la velocità degli scambi termodinamici tra gli spin risonanti e l ambiente circostante o reticolo (costituito da acqua e complessi macromolecolari, che come è stato già detto hanno un grado variabile di motilità molecolare). b) la velocità di perdita della coerenza di fase degli spin. Si tratta di fenomeni strettamente interconnessi (non si ha perdita della coerenza di fase senza cessione di energia al reticolo), ma che, come vedremo, si verificano con velocità diverse ( da qui il T1 ed il T2 ), che dipendono soprattutto dalla differente influenza che ha il reticolo sul rilascio dell energia termica da parte degli spin (e quindi sul ripristino della MML) e sulla perdita della loro coerenza di fase (e quindi sul decadimento della MMT). Come tali contribuiscono differentemente alla formazione delle immagini. aspetti. Cercheremo ora qui di seguito di spiegare ancor meglio questi 1.Significato del T1. Il T1, definito anche tempo di rilassamento spin-reticolo, come è stato già detto, descrive la velocità con cui avviene la cessione di energia al cessare dell impulso RF, da parte dei nuclei risonanti all ambiente molecolare circostante. Durante il rilassamento T1 i protoni devono liberarsi dell energia precedentemente accumulata. Ciò avviene per scambio di energia termica con l ambiente circostante (il reticolo). La cessione di energia è influenzata dalla frequenza dei movimenti vibro-rotazionali delle molecole dell ambiente molecolare circostante gli spin. Se detta frequenza è molto differente da quella precessionale degli spin ( sia che sia sensibilmente più alta, come per le molecole dell acqua dotate di elevata motilità molecolare, o sensibilmente più bassa come per le voluminose molecole della fibrosi, a scarsa motilità molecolare) la cessione dell energia avviene molto lentamente, il T1 dunque sarà lungo. Di contro nei tessuti costituiti da molecole di dimensioni medie ed 18

19 aventi una motilità molecolare intermedia ( come il grasso e le soluzioni lipoproteiche), a frequenza più vicina a quella degli spin, lo scambio di energia sarà più agevole, ed il T1 sarà più breve. In sostanza il T1 non è direttamente proporzionale né alla densità del tessuto, nè alle dimensioni delle molecole che lo compongono e quindi al loro grado di mobilità, ma è esclusivamente connesso alla frequenza dei moti delle sue molecole. Ciò che deve essere chiaro dunque è che il T1 non è proporzionale alla motilità delle molecole del reticolo, ma al grado di coincidenza della frequenza di tali moti con la frequenza di Larmor (di cui sono dotati gli spin che si rilassano), che è elevata soltanto per le molecole di dimensioni e grado di motilità di entità intermedia, come nel grasso e nelle soluzioni lipoproteiche. Ciò nel rispetto della regola generale dei fenomeni di risonanza : gli scambi di energia possono esclusivamente avvenire tra sistemi aventi la stessa frequenza. (ricordare l esempio del trasferimento dei cioccolatini!). Sotto questi aspetti il rilassamento longitudinale costituisce un vero è proprio fenomeno di risonanza ed il T1 è espressione della velocità di un recupero d equilibrio legato unicamente ai movimenti molecolari del reticolo ad una frequenza sovrapponibile a quella di precessione. Naturalmente l influenza dell intensità del CMS sul T1 si spiega con il fatto che un CMS di maggiore intensità comporta il raggiungimento di livellli energetici più elevati degli spin, e quindi una maggiore energia da restituire da parte di essi nella fase di rilassamento T1. 2.Significato del T2. Il T2 o tempo di rilassamento spin-spin, descrive l andamento temporale della perdita della coerenza di fase e della MMT del sistema al cessare dell impulso RF. La velocità di perdita della coerenza di fase e di decadimento della MMT è influenzata dalla variabile presenza di campi magnetici statici nei protoni adiacenti agli spin, che agevolerebbero la perdita della coerenza di fase. Per spiegarsi la variabilità del T2 nei tessuti bisogna dunque tener presente che l ambiente circostante gli spin ha campi magnetici molecolari dotati di differente motilità. Il grado di motilità di questi campi (che è più elevata per l acqua) influenza la velocità di perdita della coerenza di fase degli spin, in modo inversamente proporzionale : in un tessuto a bassa motilità molecolare (ad es.la fibrosi) finiscono per prevalere i campi magnetici molecolari statici, che favoriscono la perdita della coerenza di fase, per cui il T2 sarà corto. 19

20 Quando invece la motilità molecolare è elevata (ad es.l acqua), vi è una scarsa presenza di campi magnetici statici, e la perdita della coerenza di fase sarà più lenta, da qui un T2 lungo. 15 In sostanza, mentre il T2 è inversamente proporzionale al grado di motilità molecolare del reticolo, il T1 è non è proporzionale a questa motilità, ma è invece proporzionale al grado di coincidenza tra la frequenza dei protoni precedenti in coerenza di fase (frequenza di Larmor) e la frequenza dei moti molecolari, che, come abbiamo visto, è maggiore soltanto in presenza di motilità intermedia ( nel caso del grasso ), nel qual caso il T1 è corto. E dunque da tener presente che : T1 (s ) T2 (s ) acqua fibrosi acqua grasso grasso fibrosi Dalle tabelle si evince che T1 e T2 sono lunghi soltanto nei liquidi puri. I tempi di rilassamento T1 e T2 dunque variano da tessuto a tessuto, a seconda della struttura e della composizione biochimica. Tuttavia bisogna ricordare il T1 ha una più ampia variabilità, dovuta anche ad una netta maggior lunghezza 16, rispetto al T2 che ha una bassa variabilità, ed alla densità protonica che ha una variabilità ancora più bassa. Il che potrebbe dire che a livello d immagine il T1 può fornire una scala dei grigi più ampia rispetto al T2 ed alla densità protonica. Ciò a maggior ragione nel caso di apparecchiature ad alta intensità di campo, che allungano ulteriormente il T1. 15 E come immaginare che un campo magnetico, esterno allo spin in coerenza di fase, eserciti una forza sullo spin, facendo perdere ad essi la coerenza di fase. Ovviamente tale forza è maggiore se il campo magnetico è immobile o poco mobile, rispetto ad un campo magnetico in movimento la cui forza finisce per influire meno sugli spin risonanti, in stato di coerenza di fase. 16 Si ricorderà che il T1 può essere più che dieci volte più lungo del T2, e quindi le differenze tra i T1 dei vari tessuti sono maggiori di quanto possa avvenire per le differenze dei T2. 20

21 GENESI DEL SEGNALE E FORMAZIONE DELL IMMAGINE RM L immagine deriva dai segnali provenienti dai tessuti, attraverso una elaborazione computerizzata che utilizza la trasformata di Fourier. Tali segnali vengono registrati mediante il rilevamento sequenziale (campionamento) in corrispondenza dell intervallo tra l invio di un impulso e l invio del successivo di una serie d impulsi (treno) distanziati temporalmente l uno dall altro. Questo procedimento si effettua a livello delle bobine di radiofrequenza che alternativamente possono funzionare da emittenti d impulsi e da riceventi i segnali. Ovviamente le funzioni di trasmissione e di ricezione devono essere regolate in modo che possano realizzarsi sequenzialmente i fenomeni precedentemente descritti : 1.l nvio di un impulso con eccitazione degli spin raggiungimento della coerenza di fase 2.la cessazione dell impulso con diseccitazione, recupero della MML, perdita della coerenza di fase e decadimento della MMT 3.la rilevazione del segnale. 4.l Invio di un ulteriore impulso e produzione di un nuovo fenomeno di risonanza Perché i fenomeni sopra indicati possano portare alla rilevazione di segnali significativamente adeguati ai fini della formazione delle immagini è necessario che la sequenzialità degli eventi sopra indicati si svolga nel rispetto di alcuni parametri temporali. Tali parametri sono rappresentati dal tempo di ripetizione o TR e dal tempo di echo o TE. Per convenzione Il tempo di ripetizione dell impulso (TR) è il tempo intercorrente tra il primo impulso a 90 ed un successivo impulso a 90, tenuto conto che dopo il primo impulso RF a 90 infatti il secondo impulso non dovrebbe sopravvenire se non dopo un tempo (tempo di ripetizione o TR) in cui gli spin 21

22 hanno riacquistato in tutto o in gran parte l equilibrio di base, con totale recupero dalla MML (e scomparsa della MMT). Soltanto dopo il recupero della MML, un secondo impulso potrebbe riprodurre un altro fenomeno di risonanza, con perdita completa della MML e ricomparsa della MMT, cui seguirebbe un nuovo defasamento con emissione di un nuovo segnale. Con l invio di una serie d impulsi, dopo il primo, con adeguato intervallo di tempo tra un impulso e l altro (TR), si producono in pratica sugli spin fenomeni alternativi di coerenza di fase (comparsa di MMT) e di defasamento (decadimento della MMT), accompagnati dalla emissione di segnali RM. T1 T2 TRo TR1 TR2 TR3 t In questo grafico è possibile osservare che in corrispondenza di ogni impulso, ad ogni TR, la MML si azzera e la MMT raggiunge un dato valore, che dipende dal valore di TR, per poi decadere rapidamente. Durante il decadimento della MMT, la MML viene recuperata, tanto più quanto più lungo è il TR tra un impulso ed il successivo. Ma è altresì importante il momento in cui effettuare il campionamento,rispetto all emissione del 2 impulso, e registrare l impulso sotto forma di Echo (Tempo di Echo o TE ). Il tempo di eco (TE) è il tempo intercorrente tra l invio dell impulso, il campionamento del segnale e la registrazione dell echo, durante il defasamento protonico ed il decadimento progressivo della MMT. Dal momento che il FID ha un andamento decrescente in funzione della progressiva perdita della MMT, il TE deve essere opportunamente scelto in modo da ottenere segnali di differente intensità provenienti da tutti i tessuti. Nello schema sono rappresentati due FID decadenti con differente velocità e le differente intensità del segnale registrato ad un determinato TE, che possiamo considerare lungo in rapporto all inizio del FIT. L'allungamento del TE è necessario per registrare differenze di segnali correlate a differenti T2, e per dare contrasto all'immagine. Un allungamento eccessivo però determinerebbe l'assenza di segnali dai tessuti a T2 più corto. 22

23 Rappresentando su un grafico la combinazione delle due curve T1 e T2 relativamente a quanto si verifica alla cessazione di un impulso ed all invio del successivo, abbiamo : Intensità FID Intensità Echo T1 T2 Cessazione impulso TE 2 Impulso TR Combinazione di 2 impulsi e delle curve di rilassamento T1 e T2. In corrispondenza del 2 impulso, ad un determinato TR, la MMT generata è di eguale entità,rispetto alla MML precedentemente recuperata, che però è scomparsa istantaneamente. Alla cessazione dell impulso, mentre la MML inizia il suo lento ripristino, la MMT decade rapidamente ed ll campionamento al tempo TE registra un segnale che è determinato dalla curva di decadimento T2. L aspetto della combinazione delle curve ricorda l immagine del salire in montagna : ci vuole più tempo per salire che per scendere. Dalla differente combinazione del TR e del TE si otterranno informazioni sui tessuti basati sul T1, o sul T2, o sulla densità protonica (vedi il testo di seguito). Inoltre in base alla tali scelta dei parametri è possibile influire sul contrasto delle immagini. t A) Se un TR è lungo (uguale o superiore a quello dei tessuti che ha il T1 più lungo, ad es. > 1800 ms), tutti i tessuti a T1 diversi avranno recuperato la MML ed al nuovo impulso tutti raggiungeranno la massima MMT, con il risultato che sarà l impossibile ottenere segnali che siano correlabili con i differenti T1. In questa condizione la registrazione del segnale in corso di decadimento della MMT potrà dare informazioni soltanto sulla densità protonica dei nuclei risonanti nell'unità di volume o sulla differente velocità di decadimento della MMT o T2. Ma tutto dipenderà momento in cui viene effettuato il campionamento del segnale o TE. Con un TE breve o zero infatti otterremo informazioni sulla densità protonica (dal momento che tutti i tessuti avranno la massima MMT). Con un TE lungo avremo invece informazioni basantesi sul diverso T2 dei tessuti : nei tessuti a T2 lungo (ad es. l'acqua), in cui la MMT decade più lentamente, si registrerà un segnale forte (fino al bianco della scala dei grigi), mentre nei tessuti a T2 corto (ad es.la fibrosi) si registrerà un segnale debole ( fino al nero della scala dei grigi). 23

24 Nel grafico sottostante viene rappresentato il fenomeno. T1 T2 TR lungo TE Quindi : TR lungo + TE breve o zero = pesatura in DP TR lungo + TE lungo = pesatura in T2 B) Se un TR è corto il nuovo impulso troverà un tessuto che ha recuperato poco della MML (tessuto a T1 lungo) a carico del quale determinerà un grado non massimale di MMT, ed un altro tessuto in cui è stata recuperata in tutto o in gran parte la MML (tessuto a T1 corto) a carico del quale potrà determinare una MMT massimale. In questo caso (TR breve) la registrazione precoce (TE breve) evidenziarà segnali di differente intensità, provenienti dai due tessuti, e darà informazione che si basano sul loro differente T1. Inoltre variando la durata di un TR breve si potrà agire sul contrasto delle strutture aventi differente T1. Il risultato sarà comunque che i tessuti a T1 lungo emetteranno un segnale debole e quelli a T1 breve (ad es. il grasso) emetteranno un segnale forte. Usare un TR breve significa proprio pesare in T1 le informazioni sui tessuti, sicchè pesatura con TR breve e pesatura in T1 praticamente significano la stessa cosa, ciò a condizione che il TE sia breve. Nel grafico sottostante viene rappresentato il fenomeno. T1 breve T2 T1 lungo TR breve TE breve Se il TR è breve (minore dei tessuti a T1 lungo) la misurazione della MMT a TE breve, i segnali rilevati saranno espressione del differente T1 dei tessuti. Un allungamento eccessivo del TE (fino al livello d intersezione delle curve T2) può dare informazioni in DP, ma di bassa qualità rispetto all accoppiamento TR lungo+te breve o zero, in quanto le entità di MMT registrata (da cui dipende l intensità del segnale) sono notevolmente più basse. 24

25 Poiché i T1 più lunghi sono caratteristici dell acqua e della fibrosi, mentre quello più breve è caratteristica del grasso, né deriverà che la scala dei grigi della pesatura in T1 si estenderà tra le gradazioni del nero dell acqua, del grigio della fibrosi e dei tessuti parenchimatosi e del bianco del grasso. Tutto ciò, si ricordi, per un TR inferiore al T1 dell'acqua e della fibrosi. Di contro usare un TR lungo significa pesare in T2 o in DP, a seconda del TE utilizzato, rispettivamente lungo o breve Il flip angle influisce ulteriormente sulla scelta del TR : se il primo impulso ha un flip angle <90, dal momento che parte della MML non è stata perduta, è possibile utilizzare un TR più breve rispetto al caso in cui l impulso sia a 90. Ciò può influire in modo determinante sulla durata della sequenza e quindi dell esame. Occorre ribadire che per la pesatura in T1 e T2 la scelta adeguata del TR non basta. Si è già detto infatti che è necessario scegliere opportunamente il momento in cui effettuare il campionamento del segnale ( tempo di echo o TE), dal momento che il FID ha un andamento decrescente che riproduce il progressivo decadimento della MMT. Ovviamente, mentre TE è più facilmente correlabile con il T2 e con la DP (soltanto con un TE lungo si può avere la pesatura in T2, e con un TE breve o zero si può avere la pesatura in DP), il TR è più facilmente correlabile con il T1 (soltanto con un TR corto si può avere la pesatura in T1). Ad es.nel caso di due strutture rispettivamente a T2 breve e lungo, con un TE lungo ( ma non superiore al T2 più corto ), il campionamento del segnale troverà la prima con scarsa MMT e scarsa induzione della forza elettromotrice da cui deriva un segnale basso, e la seconda con una MMT ancora elevata, da cui origina un intenso segnale ( è il caso del tessuto parenchimatoso o fibroso a T2 breve rispetto alll acqua pura -a T2 lungo). E per quanto riguarda il TR, nel caso di due strutture rispettivamente a T1 breve e T2 lungo, per un TE breve il campionamente del segnale troverà la prima con importante MMT e la seconda con scarsa MMT, ottenendosi così segnali di intensità diversi in rapporto all entità del MMT, che determineranno il contrasto tra le strutture a differente T1. Il discorso può essere ulteriormente semplificato tenendo presente che l'adozione di un TR breve (che equivale alla pesatura in T1) è finalizzata alla creazione di un contrasto tra le strutture a T1 lungo (più lungo del TR adottato) di modo che queste presenteranno un basso segnale rispetto alle strutture 25

26 a T1 meno lungo, fino a quelle a T1 corto, che avendo recuperato il massimo della MMT, presenteranno un segnale più intenso. Di contro l'adozione del TR lungo esclude la possibilità di una pesatura in T1, facendo dipendere l'immagine dalle diverse entità di MMT raggiunta. RIEPILOGANDO : T1 T1 T2 T2 TR breve TE TR lungo TE1 TE2 COMBINAZIONE DI TR E TE IN DUE TESSUTI A DIFFERENTE T1 1. TR BREVE + TE BREVE = immagine T1 pesata (grafico a sinistra): l impulso incide in un momento in cui vi sono sensibili differenze delle curve T1 dei due tessuti(tr breve). A queste differenze conseguiranno differenti entità di MMT, che campionate precocemente (TE breve) daranno segnali di differente intensità correlate con i rispettivi T1. 2. TR LUNGO + TE LUNGO (TE 2) = immagine T2 pesata (grafico a destra): l impulso incide dopo il recupero della MML da parte di tutti i tessuti (TR lungo). Seguiranno differenze della MMT, che non sono correlate a differenze del T1 dei tessuti, ma sono caratteristiche del loro T2. Gli echi registrati tardivamente (TE lungo) metteranno esprimeranno le differenze di decadimento della MMT correlate ai differenti T2 dei tessuti.quanto più lungo è il TE quanto più si aumenterà il contrasto tra le strutture a differente T2. Un TE eccessivamente lungo farà vedere soltanto le strutture a T2 lungo (acqua). 3. TR LUNGO + TE BREVE o zero (TE 1) = immagine DP pesata (grafico a destra): gli echi registreranno segnali che non sono riferibili al T1 o al T2, ma alla densità protonica degli spin risonanti. 26

27 In sostanza pesare in T1, T2 o in densità protonica significa adottare opportune combinazioni di TR e TE. CORRELAZIONE TR-TE TR LUNGO (>1800 msec) DP T2 TR BREVE ( msec) T1 TE BREVE (10-30 msec) TE LUNGO (>80 msec) Nella scala dei grigi si è convenzionalmente assegnato il bianco al segnale elevato ed il nero al segnale basso. Le strutture a T1 breve e quelle a T2 lungo, per TR e TE adeguati, danno segnali elevati e sono rappresentate in bianco. Quelle a T1 lungo ed a T2 breve danno segnali basse e quindi sono rappresentati in nero o in grigio. Ad es. nel caso dell acqua ( T1 lungo e T2 lungo ) le immagine sarà nera, nelle sequenze pesate T1 e bianca nelle sequenze pesate T2.Ciò naturalmente a determinati valori di TR e TE. Per orientarsi sul tipo di pesatura dell immagine dunque basterà individuare una struttura certamente riferibile all acqua. Se questa apparirà nera si tratterà di una pesatura in T1, se bianca si tratterà di una pesatura in T2, se grigia si tratterà di una pesatura in densità protonica. Nel caso dell encefalo la distinzione tra sostanza grigia e bianca si baserà sulla differenza in contenuto d acqua: la sostanza grigia, che contiene più acqua, sarà scura in T1 e bianca in T2, così pure il liquido cefalo-rachidiano. La sostanza bianca è meno scura della grigia in T1, e più scura della grigia in T2. Ma il discorso sarà ripreso a proposito delle sequenze. Prima di proseguire con le sequenze è tuttavia necessario dare qualche informazione sull apparecchiatura. 27