COME SI GENERA IL SEGNALE DI RISONANZA MAGNETICA. Dott. TSRM Luigi Imperiale Dipartimento di Scienze Radiologiche Ospedali Riuniti di Ancona

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1 COME SI GENERA IL SEGNALE DI RISONANZA MAGNETICA Dott. TSRM Luigi Imperiale Dipartimento di Scienze Radiologiche Ospedali Riuniti di Ancona

2 In natura esistono cariche elettriche isolate positive (protoni) e cariche elettriche isolate negative (elettroni) ma non esistono cariche magnetiche isolate. Sono presenti dipoli magnetici orbitali dipoli magnetici di spin La rotazione degli elettroni degli orbitali dà luogo ad una corrente e quindi ad un momento di dipolo magnetico orbitale. Il dipolo magnetico di spin, invece, è associato alla rotazione degli elettroni dei protoni o dei neutroni intorno al loro asse.

3 Per avere un momento magnetico risultante è però necessario che l atomo abbia un numero dispari di elettroni di protoni o di neutroni. Elemento Isotopo spin Frequenza MHz ad 1 Tesla Idrogeno 1 H 1/2 42,58 Carbonio 13 C 1/2 10,7 Fluoro 19 F 1/2 40 Sodio 23 Na 3/2 11,26 Potassio 39 P 3/2 1,98

4 una carica elettrica in movimento genera un campo magnetico (Equazioni di Maxwell) Percentuale di acqua nel corpo umano 100% 80% 70% 50% Protone Idrogeno H + Carica positiva + Spin

5 + Il moto di rotazione intorno al proprio asse detto moto di spin determina agli estremi dell asse di rotazione un polo N e un polo S. Il protone si comporta quindi come un piccolo dipolo magnetico.

6 + + S N N S Per le leggi dell elettro magnetismo il verso di rotazione della carica determina l orientamento del dipolo (regola della mano destra)

7 Il dipolo presenta un suo momento magnetico espresso dalla relazione m = g. I + = N m g è il momento magnetico è il rapporto giromagnetico o fattore di Landè I momento angolare o spin del protone ( ) +½ -½

8 In condizioni normali, gli spin sono orientati in maniera casuale in tutte le direzioni dello spazio.

9 B0 In presenza di campo magnetico gli spin si orienteranno lungo la direzione di B 0 con verso parallelo o antiparallelo

10 Population difference Energy difference ( D E) down up N 1 2 spin populations N 2 N 1 Numero degli spin orientati in modo antiparallelo N 2 Numero degli spin orientati in modo parallelo

11 N N e 1 2 Statistica di Boltzman N N 2 1 = e - m B K T Numero degli spin orientati in modo antiparallelo Numero degli spin orientati in modo parallelo Numero di Nepero m Momento magnetico B Campo magnetico K T Costante di Boltzman Temperatura in Kelvin

12 B o x z M y La lieve prevalenza di spin orientati in modo parallelo rispetto al campo magnetico applicato determina la presenza di un vettore di magnetizzazione M

13 Se consideriamo il protone come carica rotante intorno al proprio asse, vedremo che l applicazione di un campo magnetico esterno orientato diversamente dall asse di rotazione determina la nascita di un moto di precessione con una velocità angolare direttamente proporzionale al campo B0 applicato secondo la legge di Larmor

14 Legge di Larmor ω = g. B0 ω g velocità angolare rapporto giromagnetico per l idrogeno vale 42,58 MHz / T

15 B o x z M y Fino a quando il vettore M rimane in questa condizione non è possibile misurare la sua intensità. Abbiamo bisogno di modificare questa condizione con un impulso che fornisca energia al sistema.

16 RF Forniamo quindi un impulso di radiofrequenza al sistema, se la frequenza dell impulso ha la stessa frequenza di precessione degli spin (la frequenza di Larmor), il sistema entra in risonanza e comincia ad assorbire energia.

17 Gli spin orientati in modo parallelo cominceranno ad assorbire energia e a passare ad uno stato antiparallelo fino all annullamento del vettore di magnetizzazione Mz e alla conseguente e contemporanea comparsa di una componente Mxy della magnetizzazione

18 L impulso RF fornito al sistema in grado di annullare la componente longitudinale e generare al contempo una componente rotante nel piano xy viene indicato come impulso a 90

19 E possibile ruotare la magnetizzazione di angoli diversi determinati dall ampiezza e dalla durata dell impulso RF. L angolo q viene detto angolo di nutazione o flip angle.

20 Lo stato energetico del sistema in questa fase si trova in uno stato eccitato e deve in qualche modo cedere l energia accumulata dando origine a dei fenomeni di rilassamento che determineranno la scomparsa del vettore di magnetizzazione trasversale Mxy e il conseguente ripristino del vettore Mz. Gli andamenti temporali di questi vettori seguono leggi esponenziali con tempi caratteristici a seconda dei vari tipi di tessuto.

21 Nel processo di cessione di energia e di ripristino del vettore Mz, il progressivo defasamento produce una corrente indotta (Legge di Faraday) in una bobina ricevente opportunamente posta sul piano trasversale che può essere registrata. La corrente prodotta è una corrente alternata in quanto generata da un campo oscillante e viene denominata FID Free Induction Decay

22 In RM ottenere un buon contrasto significa fare in modo che i tessuti rispondano diversamente agli impulsi RF e producano segnali di diversa intensità.

23 I fenomeni di rilassamento sono alla base della generazione del contrasto dell immagine RM. A differenza della TC dove il contrasto dei tessuti è dovuto solo ai coefficienti di assorbimento dei fotoni X, in RM è dovuto a diversi fattori che possiamo dividere in : Fattori intrinseci Fattori estrinseci

24 Fattori intrinseci T1 T2 DP Valori caratteristici di ogni tessuto Dipende dalla densità dei protoni per unità di volume Velocità di movimento dei protoni DWI - TOF

25 Tempo di rilassamento T1 (spin reticolo) E il tempo che il vettore di magnetizzazione longitudinale Mz impiega per recuperare il 63% del suo valore iniziale.

26 Tempo di rilassamento T2 (spin spin) E il tempo che il vettore di magnetizzazione trasversale impiega per ridursi al 37% del suo valore iniziale.

27 DENSITA PROTONICA L intensità del segnale generato dalla risultante dei momenti magnetici nucleari sarà proporzionale alla densità di protoni idrogeno presenti per unità di volume. La densità protonica insieme alle costanti T1 e T2 rappresentano quelle che vengono definite pesature in un esame RM.

28 DWI Diffusion weight imaging E una tecnica utilizzata in particolare negli studi funzionali neuroradiologici basata sul movimento di traslazione termica delle molecole dell acqua libera tra le fibre nervose. Il movimento è casuale ed è detto moto Browniano.

29 TOF Time of flight Tenica di studio utilizzata per gli studi vascolari basata sul fenomeno di flow enhancement Slice B0 Vaso Spin ematici Spin tessuti stazionari

30 TOF Time of flight Se sottoponiamo il sistema ad un impulso di radiofrequenza a 90, gli spin del volume considerato verranno ribaltati sul piano ortogonale. B0 RF 90

31 TOF Time of flight Gli spin sul piano xy, cominceranno a defasare e la componente di magnetizzazione trasversale diminuirà con il conseguente ripristino della componente longitudinale.

32 TOF Time of flight Se ad un certo tempo (TR), prima che tutta la magnetizzazione longitudinale sia stata recuperata, inviamo un altro impulso RF, gli spin verranno di nuovo ribaltati sul piano ortogonale ma avranno un modulo minore. TR RF 90 RF 90

33 TOF Time of flight RF 90 TR RF 90 TR RF 90

34 TOF Time of flight

35 Fattori estrinseci Parametri della sequenza che non dipendono dai tessuti e sono modificabili dall operatore TE...tempo di echo

36 Fattori estrinseci Parametri della sequenza che non dipendono dai tessuti e sono modificabili dall operatore TR...tempo di ripetizione

37 Fattori estrinseci Parametri della sequenza che non dipendono dai tessuti e sono modificabili dall operatore Flip Angle...angolo di nutazione

38 Fattori estrinseci Parametri della sequenza che non dipendono dai tessuti e sono modificabili dall operatore TI...tempo di inversione M z RF 180 tempo TI RF 90

39 Fattori estrinseci FOV...field of view Matrice...matrice Slice thickness...spessore di fetta La modifica di questi parametri se pure non influenza direttamente il contrasto dell immagine, va a contribuire in maniera pesante sulla qualità della nostra immagine determinando, con modifiche non ben ponderate, un deterioramento della qualità dell immagine stessa dovuto ad esempio da effetti di volume parziale, diminuzione del SNR...ecc.

40 Slice thickness Fattori estrinseci FOV SNR Matrice Slice thickness FOV Matrice SNR? risoluzione spaziale

41 Contrasto T2 L impulso RF inviato al sistema oltre a far passare gli spin dallo stato parallelo allo stato antiparallelo, mette in coerenza di fase il moto di precessione in modo che la somma dei piccoli vettori di magnetizzazione generi un vettore di magnetizzazione trasversale misurabile.

42 Contrasto T2 (spin-spin) Gli spin cominciano a defasare e la magnetizzazione trasversale comincia a decrescere. Se osserviamo le curve T2 dei tessuti in figura vediamo che solo per un certo range di TE riusciamo a massimizzare la differenza di segnale.

43 Vediamo nel caso della materia grigia e della materia bianca cerebrale come il valore di TE che ci permette di differenziare i due tessuti è compreso fra 100ms e 200ms Perdita della magnetizzazione trasversale Mxy 1,20 1,00 0,80 0,60 0,40 0,20 0, tempo (ms) Wm Gm CSF

44 La perdita della magnetizzazione trasversale non è dovuta soltanto al defasamento causato dalle interazioni spin-spin ma risente anche delle disomogeneità di campo. E utile quindi identificare un altra caratteristica relativa al rilassamento T2 che consideri quest aspetto e che viene chiamata T2* (star). Il T2* è quindi il tempo di rilassamento della Mxy che tiene conto delle interazioni spin-spin e di un fattore tecnico determinato dalle disomogeneità del campo magnetico statico. T2* << T2

45 Per ovviare a questo inconveniente è stata ideata una sequenza di impulsi RF in grado di recuperare la coerenza di fase persa per disomogeneità di campo e misurare quindi il T2 effettivo. RF T2* RF RF RF T2eff

46 Contrasto T1 (spin-reticolo) T1 è il tempo necessario a recuperare il 63% del V.M.L. Noi non possiamo misurarlo direttamente. Misureremo quindi il V.M.T. che otterremo ribaltando con un adeguato impulso il V.M.L. V.M.L. V.M.T.

47 Steady State Dopo un impulso RF, la M.L. viene ribaltata sul piano xy e comincia a defasare perdendo di intensità. Se inviamo un secondo impulso RF prima che la M.L. abbia recuperato completamente il corrispondente vettore Mxy sarà più piccolo. RF TR RF TR RF

48 Steady State Inviando una serie di impulsi successivi a TR adeguati, viene a crearsi una situazione in cui la ML decresce gradatamente fino a che rimane pressoché costante, si instaura una situazione di equilibrio detta STEADY STATE RF TR TR RF RF TR RF Steady State V.M.L V.M.L V.M.T. V.M.T.

49 Tra tessuti a diverso tempo T1 allo Steady State utilizzando TR adeguatamente brevi ci troveremo nella condizione che il tessuto con T1 più corto recupererà più magnetizzazione rispetto al tessuto con T1 più lungo. Recupero della magnetizzazione longitudinale 1,20 1,00 0,80 0,60 0,40 0,20 0, Mz Wm Gm CSF Tempo (ms)

50 Il V.M.L. che abbiamo dopo una serie di impulsi RF è più piccolo nel tessuto a T1 lungo. Andremo pertanto a registrare un segnale più basso che ci determinerà nell immagine finale una ipointensità. T1 corto TR TR T1 lungo

51 Contrasto DP Per ottenere un contrasto in DP dovremo fare in modo che il segnale non sia influenzato dalle caratteristiche T1 e T2 dei tessuti cioè non utilizzeremo TR brevi per evitare una cosiddetta pesatura in T1 né utilizzeremo TE lunghi per evitare fenomeni di rilassamento dovuti al T2. Dovremmo in teoria utilizzare TR molto lunghi e TE molto brevi.

52 Pesatura del contrasto TR TE T1 Breve Breve T2 Lungo Lungo DP Lungo Breve

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