Risonanza Magnetica. Imaging a Risonanza Magnetica : eccitazione-emissione in campo magnetico di elevata intensità. Campo magnetico e bobina RF

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1 Risonanza Magnetica Arturo Brunetti CdL spec. in Ingegneria Biomedica Università degli Studi di Napoli Federico II Imaging a Risonanza Magnetica : eccitazione-emissione in campo magnetico di elevata intensità Campo magnetico e bobina RF Sistema elettronico a) controllo dei gradienti di campo b) controllo della bobina e produzione di impulsi RF c) rivelazione dei segnali emessi d) elaborazione dei segnali 2

2 Schema della lezione Introduzione e campi di applicazioni (3-10) Spin e frequenza di risonanza (11-23) L!impulso e il segnale RM (24-30) T1 e T2 (31-41) La localizzazione spaziale del segnale (42-49) Sequenza spin echo e ricostruzione (50-62) Magneti e componenti della macchina (63-68) Sequenze veloci (69-74) Applicazioni diagnostiche e appl.avanzate (75-84) Sicurezza e protezione e sviluppi (85-95) 3 Un!eccellente descrizione dei principi Prof. J. Hornak, University of Rochester, NY Traduzione italiana a cura del Prof. B. Alfano e del Dott. M. Larobina 4

3 Un fenomeno fisico e varie applicazioni (N)MR = (Nuclear) Magnetic Resonance MRI = Magnetic Resonance Imaging MRS = Magnetic Resonance Spectroscopy La Risonanza Magnetica Nucleare è un fenomeno osservabile in nuclei atomici caratterizzati da un numero dispari di protoni e/o neutroni, sottoposti a campi magnetici di intensità migliaia di volte maggiore rispetto a quella del campo magnetico terrestre 5 Una N di troppo? la (N)MR = (Nuclear) Magnetic Resonance è un fenomeno che si osserva in nuclei atomici, in genere stabili (come quello dell!idrogeno) per le applicazioni di imaging diagnostico la N è stata eliminata perchè l!aggettivo Nucleare avrebbe potuto far pensare alla radioattività 6

4 Nuclear Magnetic Resonance The Nobel Prize in Physics 1952 "for their development of new methods for nuclear magnetic precision measurements and discoveries in connection therewith" Felix Bloch Edward Mills Purcell Un fenomeno fisico che non modifica le caratteristiche moleculari/strutturali La Risonanza Magnetica Nucleare è emersa come un nuovo strumento non distruttivo e non invasivo per lo studio del metabolismo e della struttura anatomica di sistemi biologici intatti. (D. Gadian, 1986) 8

5 Utilizzazione della NMR I primi utilizzatori della NMR sono stati i chimici perchè nuclei di elementi diversi hanno! frequenze diverse di risonanza e, inoltre, nuclei uguali ma collocati in molecole hanno frequenze leggermente diverse (chemical shift)! Solo dopo la individuazione di tecniche di localizzazione spaziale del segnale NMR è stato possibile utilizzare i segnali dei nuclei degli atomi di idrogeno delle molecole d!acqua per costruire immagini diagnostiche 9 Magnetic Resonance Imaging! Il presupposto di base è l interazione degli spin nucleari con un campo magnetico esterno ad alta intensità (B 0 )! Solo nuclei atomici con un momento angolare intrinseco diverso da zero possono essere utilizzati per imaging! Idrogeno 1 H (1/2)! Sodio 23 Na (3/2)! Fosforo 31 P (1/2)! Ossigeno 17 O (5/2)! Fluoro 19 F (1/2)! Il nucleo utilizzato per l imaging diagnostico RM è quello dell idrogeno delle molecole di acqua 10

6 Il nucleo atomico utilizzato per ottenere le immagini di Risonanza Magnetica è quello degli atomi di idrogeno ( protone ). - + Vantaggi: elevata concentrazione nei tessuti (H2O) elevata abbondanza isotopica buon segnale RM LO SPIN NUCLEARE I nuclei degli atomi di idrogeno, essendo dotati di uno spin e di una carica elettrica, si comportano come piccoli dipoli magnetici L asse di rotazione descrive nello spazio un movimento di precessione 12 12

7 Gli spin nucleari, sotto l azione di un campo magnetico di intensità adeguata, si orientano lungo le linee di forza del campo B Effetto del campo magnetico sugli spin La popolazione di spin è distribuita tra orientamento parallelo e antiparallelo con una lievissima prevalenza di spin paralleli. Questa piccola differenza, modificabile con impulsi RF a consentire di evidenziare i segnali NMR. La differenza è calcolabile con la formula di Boltzmann. B 0 14

8 EQUILIBRIO DI BOLTZMANN!n = N!E (1- e-t/t1 ) 2KT!E = h% (= h " B 0 / 2$) 15 Frequenza di precessione (= f. di risonanza) Relazione di Larmor # = " B 0 B 0 % = " B 0 /2$ 16 16

9 Relazione di Larmor La frequenza di precessione o di Larmor (! 0 ) dipende da due fattori: 2. la costante giromagnetica (" ), valore numerico caratteristico di ogni specie nucleare e 3. la forza del campo magnetico principale B 0.! 0 = " B 0 per l idrogeno! = MHz / T Frequenza di Risonanza e energie coinvolte Le frequenze di risonanza dipendono quindi dal tipo di nucleo e sono direttamente proporzionali all intensità del campo magnetico (H). Le frequenze NMR si trovano nella regione delle radiofrequenze dello spettro elettromagnetico (1-500 MHz) e sono associate a transizioni energetiche tra livelli diversi, che corrispondono a diversi stati magnetici dei nuclei. In un campo magnetico di 1 Tesla, il dislivello di energia tra i protoni paralleli e antiparalleli è solo di x 10-7 ev 18 18

10 Per studiare il fenomeno NMR sono necessari Un campo magnetico di elevata intensità per le immagini 0.2-3Tesla e oltre (per applicazioni sperimentali) 1.5 T è il campo più diffuso per la spettroscopia (in laboratorio) fino a 20 T circuiti (bobine-antenne) che producono impulsi per mettere in risonanza i nuclei atomici sensibili ricevono i segnali emessi dai nuclei al termine 19 Per utilizzare il fenomeno NMR per ottenere immagini Oltre al campo magnetico di elevata intensità e ai circuiti (bobine-antenne) che producono impulsi e ricevono i segnali emessi dai nuclei al termine della sollecitazione servono circuiti aggiuntivi (gradienti di campo magnetico) che permettono la localizzazione spaziale del segnale 20

11 Orientamento degli spin nel campo magnetico B0 Gli spin dei nuclei si orientano in parte appena superiore al 50%(1/ ) con verso parallelo al campo magnetico e in parte appena inferiore al 50% con verso antiparallelo La magnetizzazione macroscopica - M B0 + + = M La somma dei vettori prevalenti con verso parallelo al campo magnetico principale costituisce il vettore di magnetizzazione macroscopica M (longitudinale), utilizzato per spiegare il fenomeno NMR secondo i principi della fisica classica

12 Lo studio del fenomeno NMR la rotating frame Il vettore M ha un movimento di precessione attorno alla direzione del campo magnetico principale Ho. Per descrivere il fenomeno RMN più semplicemente, è stato introdotto il concetto di rotating frame che ci permette di studiarlo come se ruotassimo anche noi insieme a M. In questo sistema il vettore M è apparentemente fermo. Vettore M Giradischi 23 L impulso Con l impulso dato dalla bobina (campo magnetico oscillante a RF ) alcuni nuclei assumono energia modificando il loro spin da parallelo a antiparallelo. Ciò modifica il valore del vettore M (magnetizzazione longitudinale) lungo l asse z e crea una componente nel piano x-y La durata dell impulso RF determina l angolo di deflessione del vettore M (es. 15, 30, 90...). Gli impulsi sincronizzano (mettono in fase) gli spin Testo Impulso di

13 Impulso RF prodotto dalla bobina (in realtà un campo magnetico oscillante B1) z B 0 y x B 1 25 Il segnale RM Si determina nella bobina ricevente con il ritorno del vettore M alla posizione di equilibrio. E definito FID (Free Induction Decay) FID 26 26

14 Il segnale NMR : FID FID Trasformata di Fourier del FID Le componenti di frequenza del segnale sono evidenziabili applicando la trasformata di Fourier Il segnale NMR e il recupero dell!equilibrio L! ampiezza iniziale del segnale dipende dalla quantità di protoni presenti nel campione (Densità Protonica, DP - N[H]) il tempo di recupero dipende da diverse caratteristiche chimico-fisiche e non dal numero dei nuclei presenti nel campione la dipendenza da multipli parametri è uno dei maggiori punti di forza della NMR anche se rende complessa l!analisi dei segnali ottenuti 28

15 FID e Echo un impulso a 180 dopo il primo a 90 rifasando gli spin crea un segnale che si definisce echo da ricordare per quanto si dirà dopo sulle sequenze di acquisizione l!echo è meglio leggibile dalle bobine di ricezione rispetto al FID 29 Principali parametri che influenzano le caratteristiche del segnale RM densità dei nuclei tempi di rilassamento T1 e T2 movimenti dei nuclei flusso ematico, moti browniani chemical shift presenza di materiali che modificano il campo magnetico locale 30

16 Immagini multiparametriche = strutture uguali con diverso segnale T1 pesata T2 pesata Densità protonica 31 I tempi di rilassamento Tempo di rilassamento T1 rilassamento longitudinale - cioè lungo l asse Z detto anche t. di rilassamento spin-reticolo o spin-lattice perchè determinato dalle interazioni degli spin del nucleo in esame con l ambiente circostante Tempo di rilassamento T2 rilassamento trasversale - cioè nel piano XY detto anche t. di rilassamento spin-spin, perchè determinato dalle interazioni degli spin del nucleo in esame tra di loro 32 32

17 T1 Recupero di magnetizzazione rispetto all asse z Componenti di M dopo un impulso a 90 T2 sfasamento degli spin nel piano xy Il rilassamento T1, spin-lattice, longitudinale (recupero della magnetizzazione lungo l asse z ) T1 1 - e -t/t1 Tempo Terminato l impulso, il ristabilimento delle condizioni di partenza (con minima prevalenza degli spin paralleli alla direzione del campo magnetico principale) avviene con andamento esponenziale con costante di tempo T

18 La valutazione del rilassamento T1 La componente del vettore M lungo l asse z non è vista direttamente dalla bobina Il processo di rilassamento longitudinale può essere misurato solo con delle sequenze di impulsi disegnate in modo da essere sensibili al recupero della magnetizzazione longitudinale Il rilassamento T2, spin-spin, trasversale Al termine dell impulso RF gli spin sono in fase; subito dopo cominciano a sfasarsi. Quando lo sfasamento è completo la somma degli spin sul piano xy è = 0, e la bobina non riceve più segnale. Lo sfasamento ha un andamento esponenziale, con costante = T2 ed è espressione di interazione degli spin tra loro

19 Il rilassamento T2, spin-spin, perdita della Magnetizzazione Trasversale T2 e -t/t2 Tempo T1 e T2 Il tempo di rilassamento T1 è più lungo del T2, poichè lo sfasamento degli spin sul piano xy è un processo che si completa quando il vettore di magnetizzazione longitudinale non ha ancora raggiunto la lunghezza che possedeva prima dell impulso di RF i tempi di rilassamento sono maggiori nelle strutture fluide (e massimi in assenza di soluti) T1 > T2 Valori T1 e T2 e densità protonica nell encefalo T1 (msec) T2 (msec) & Sostanza grigia Sostanza bianca Liquor

20 Il T2* (star) Le disomogeneità locali del campo magnetico possono accelerare il processo di sfasamento degli spin che avviene con una costante T2* (si legge T2 star). La presenza di materiali ferromagnetici (ferro etc) può accelerare notevolmente il rilassamento specie con campi magnetici > 1T. Depositi naturali di ferro nei nuclei mesencefalici e della base con accelerato rilassamento T2 e basso segnale nelle immagini T Le immagini RM di routine Sono ottenute con serie (sequenze) di impulsi RF combinati in modo da rappresentare nelle immagini tradizionali i parametri: T1, T2 e DP, inoltre sequenze sensibili ai movimenti delle molecole permettono di rappresentare i vasi sanguigni (flusso) e i movimenti di diffusione mezzi di contrasto paramagnetici che riducono il Tempo di rilassamento T1 possono essere inoltre utilizzati per visualizzare meglio strutture vascolari e tessuti caratterizzati da elevata permeabilità capillare 40 40

21 Parametri RM e immagini tipiche T1 T2 & GM WM CSF T1 pesata T2 pesata Densità protonica 41 The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003 gradienti per localizzazione spaziale e sequenze veloci for their discoveries concerning "magnetic resonance imaging" Paul C. Lauterbur Sir Peter Mansfield Especially valuable for examination of the brain and the spinal cord Important preoperative tool Improved diagnostics in cancer Reduced suffering for patients 42

22 La localizzazione spaziale del segnale Avviene creando dei gradienti di campo sugli assi x, y e z. Bo = 1 T 0.99 T 1.01 T In questo modo è possibile selezionare i piani di scansione e differenziare il segnale di ogni elemento del corpo in esame che risuona ad una frequenza leggermente diversa dagli altri. 43 Codifica spaziale con gradienti di campo Cilindri pieni di acqua Campo magnetico costante Campo magnetico variabile Segnale RM senza codifica con codifica 44

23 DECODIFICA SPAZIALE DEL SEGNALE Trasformata di Fourier 45 CODIFICA SPAZIALE IN RM 1 Selezione dello strato con un gradiente lungo l! asse z. Tutti i voxel dello strato hanno uguale frequenza di risonanza e sono in fase. 46

24 CODIFICA SPAZIALE IN RM 2 Codifica di fase con il gradiente y. Tutti i voxel dello strato hanno uguale frequenza di risonanza ma ciascuna fila ha una fase diversa. 47 CODIFICA SPAZIALE IN RM 3 Codifica di frequenza lungo l! asse x durante la lettura Ciascun voxel dello strato ha una diversa combinazione di fase e frequenza. 48

25 Immagini multiplanari Assiale Sagittale Coronale piani diversi si selezionano grazie ai gradienti di campo magnetico senza dover modificare la posizione del paziente 49 Le sequenze RM La maggior parte delle immagini RM sono state ottenute nei primi anni con sequenze spin-echo, che consentono di ottenere immagini pesate sui tre principali parametri RM (T1, T2 e DP). (Si sono poi diffuse sequenze più rapide che permettono di ottenere informazioni simili)

26 La sequenza SPIN-ECHO E stata sviluppata per ovviare agli effetti determinati dalle disomogeneità del campo magnetico e perchè la bobina ricevente legge meglio l echo rispetto al FID prodotto dall impulso di 90. Si basa una coppia di impulsi ( ) l impulso da 90 ribalta il vettore M sul piano xy l impulso da 180 rimette in fase gli spin permettendo la lettura di un segnale che viene definito echo. Alle serie di impulsi da si aggiungono le sequenze di attivazione dei gradienti di campo magnetico ' TE ' SEQUENZA SPIN ECHO RF Impulsi RF ( a radiofrequenze) 90 TR Gz Selezione dello strato Gy G y1 Codifica di fase G y2 Gx Codifica di lettura FID Echo 52

27 E caratterizzata da: La sequenza spin-echo TR : Tempo di ripetizione (intervallo tra due impulsi successivi a 90 ) TE = tempo di echo (intervallo fra l impulso a 90 e il massimo dell echo) i tempi sono espressi in millisecondi Es: TR/TE 500/15 TR/TE 2000/80 TR/TE 2000/15-80 (sequenza con raccolta di due echi) TR e TE Il tempo di ripetizione, TR, è il tempo tra un acquisizione e la successiva. TR lunghi permettono un pieno recupero della magnetizzazione longitudinale (M) TR corti non consentono di recuperare M per cui il segnale si riduce in rapporto al tempo T2. Il tempo di echo TE il tempo fra l impulso RF ed il centro dell echo ricevuto. TE lunghi si associano a segnale elevato delle strutture con T2 lungo (fluide) TE corti sono scarsamente influenzati da rilassamento T2 Il segnale è maggiore con TE corti e TR lunghi

28 La sequenza spin-echo Sequenze con TR corto (< 600 msec) e TE corto (<30 msec) danno immagini T1pesate Sequenze con TR lungo (> 2000 msec) e TE corto (<30 msec) danno immagini DP pesate Sequenze con TR lungo (> 2000 msec) e TE lungo (>80 msec) danno immagini T2 pesate La sequenza spin-echo Nelle immagini T1 le strutture con tempo T1 lungo (fluido) hanno un segnale basso, mentre il grasso ha segnale alto Nelle immagini DP il segnale del liquor è intermedio tra T1 e T2 Nelle immagini T2 le strutture con tempo T2 lungo (fluido) hanno un segnale alto, mentre il grasso ha segnale più basso 56 56

29 TE1 TR TE2 RF FID 1 Echo 2 Echo SEQUENZA SE A DUE ECHI 57 L acquisizione delle immagini Le sequenze spin-echo sono utilizzate per acquisizione multistrato. Più strati sono acquisiti in un unico tempo 58 58

30 SEQUENZA RM TEMPO DI ACQUISIZIONE La durata di una sequenza spin-echo dipende dal campionamento spaziale (es. 256 o128 passi), dal tempo di ripetizione (TR) e dal numero di misurazioni (medie, averaging) T = TR x N. codifiche di fase x N. medie Sequenza SE T1 T = 500 msec x 256 x 3 = 6,4 min Sequenza SE T2 T = 2000 msec x 256 x 1 = 8,5 min La ricostruzione delle immagini Utilizzando la trasformata di Fourier (2D-FT) Permette di trasformare i dati temporali (FID, echi etc) acquisiti dalle bobine in linee di frequenza che indicano la concentrazione di spin alle varie frequenze (protoni/ voxel)

31 Lo spazio-k E un formalismo matematico per descrivere l acquisizione/ elaborazione dei dati RM E lo spazio dove sono conservati i dati grezzi (raw data) durante l acquisizione per poi essere elaborati con la trasformata di Fourier. Ciascun punto dello spazio K contiene informazioni su tutta l immagine corrispondente La parte centrale dello spazio K contiene i valori che definiscono il contrasto dell immagine, mentre la parte periferica contiene gli elementi che definiscono la risoluzione spaziale da Wikipedia Spazio dell immagine y k-space ky x Fourier Transform Inverse Fourier Transform kx Dati acquisiti 62 62

32 Tipi di magnete per MRI RESISTIVO non più utilizzato PERMANENTE diffusione limitata SUPERCONDUTTORE di gran lunga il più diffuso 63 I componenti del tomografo RM Gantry Computer Consolle di comando 64

33 I componenti del gantry RM Magnete principale Bobine di shimming Circuiti per i gradienti di campo Bobina body eccitazione e la raccolta del segnale 65 BOBINE RM Bobina body generale nascosta nel gantry Bobine dedicate (cranio, collo, arti...) bobina di superficie (per articolazioni) bobina cranio bobina rachide cervicale bobina ginocchio 66

34 TRASMETTITORE AMPLIFICATORE DEI GRADIENTI CONSOLLE DI COMANDO BOBINE RF STAMPANTE LASER BOBINE DI COMPUTER GRADIENTE BOBINE RF RICEVITORE DIGITALIZZATORE ARCHIVIAZIONE 67 ESAME RM Scelta della bobina e posizionamento del paziente Sequenze localizer Sequenze di scansione (tipo, orientamento spaziale, spessore e intervallo tra gli strati, FOV,...) 68

35 RIDUZIONE DEL TEMPO DI ACQUISIZIONE RIDUZIONE DI TR con flip angle ridotto (sequenze gradient echo) AUMENTO DELLA VELOCITA! DI CAMPIONAMENTO SPAZIALE sequenze fast spin echo - sequenze echo planar DIMINUZIONE DELLE CODIFICHE DI FASE riduzione della risoluzione spaziale DIMINUZIONE DELLE MEDIE riduzione del rapporto segnale-rumore 69 SEQUENZE RM VELOCI GRADIENT ECHO TR corti TURBO SPIN ECHO ECHO PLANAR aumento del campionamento spaziale durante ciascun TR 70 70

36 SEQUENZE VELOCI A ECO DI GRADIENTE riducono il tempo di acquisizione utilizzando TR brevi con impulsi ( flip angle ) inferiori a 90 l echo viene ottenuto con inversione rapida di gradiente di lettura ogni ditta chiama le sequenze GE con nomi diversi! Siemens GE FLASH (Fast Low Angle Shot) FISP (Fast Imaging with Steady Precession) GRASS (Gradient Recalled Acquisition in the Steady State) Philips FFE (Fast Field Echo) 71 Sequenza veloce con inversione di gradiente RF TR = 100 msec Gz Gy G y1 G y2 Gx Echo di gradiente 72

37 SEQUENZE VELOCI CON AUMENTO DEL CAMPIONAMENTO SPAZIALE DURANTE OGNI IMPULSO Nella sequenza spin-echo ogni lettura corrisponde ad una linea dello spazio K in TSE e EPI lo spazio K è campionato molto più rapidamente TURBO - SPIN ECHO (FAST SPIN ECHO) riduzione tempo di acquisizione # 50% ECHO - PLANAR riduzione tempo di acquisizione # 90% INFLUENZANO IL RAPPORTO SEGNALE-RUMORE INTENSITA DEL CAMPO MAGNETICO TIPO DI BOBINA DIMENSIONE DEL VOXEL NUMERO DI RIPETIZIONI DI ACQUISIZIONE TR & TE LARGHEZZA DI BANDA 74 74

38 Applicazioni diagnostiche MRI Sistema Nervoso Centrale encefalo e midollo spinale primo e maggior campo di utilizzo Apparato muscolo-scheletrico rachide - articolazioni Apparato cardiovascolare cuore e vasi Mammella Fegato - vie biliari - pancreas Apparato genitourinario DESCRIZIONE DELLE IMMAGINI RM Riferimento alla intensità di segnale nelle varie sequenze (T1, T2, DP) Segnale elevato, intermedio, basso,...assenza di segnale Si parla di Iperintensità, isointensità, ipointensità per confrontare il segnale delle diverse strutture tra loro e tra normale e patologico 76

39 DESCRIZIONE DELLE IMMAGINI RM In queste immagini di uno studio RM dell!encefalo in paziente con sclerosi multipla, una malattia in cui si danneggia la mielina che riveste le fibre nervose, le aree danneggiate appaiono iperintense (alto segnale ) nelle immagini DP e T2 T1 DP T2 77 I vasi sanguigni in RM (Magnetic Resonance Angiography) Scansione trasversale T2 a livello dei bulbi oculari Nelle immagini RM convenzionali (spin-echo) i vasi in genere appaiono neri cioè privi di segnale Questo aspetto è definito flow void (vuoto da flusso) ed è causato dal fatto che gli spin del sangue in movimento restituiscono il segnale fuori dallo strato in cui sono stati sollecitati. Ma la sensibilità della RM al flusso può essere utilizzata per ottenere immagini dei vasi sanguigni con particolari sequenze di impulsi A. carotide interna dx Arteria basilare A. carotide interna sn 78 78

40 ANGIOGRAFIA RM (Magnetic Resonance Angiography) Imaging delle strutture vascolari utilizzando il segnale proveniente dai protoni in movimento nel sangue con o senza somministrare mezzi di contrasto le principali sequenze utilizzate sono TOF = time of flight PC = phase contrast Ricostruzione 3D con algoritmo MIP (maximum intensity projection) dei vasi arteriosi intracranici dopo acquisizione con sequenza TOF DIFFUSIONE Imaging dei movimenti browniani delle molecole d acqua differenziando il segnale di protoni con differente coefficiente di diffusione con l applicazione di forti gradienti di campo lungo gli assi x y z e valutando le differenze di segnale con il segnale di base le sequenze di diffusione permettono anche di ricostruire la direzione dei tratti di fibre nervose (in cui la diffusione avviene preferenzialmente lungo la direzione delle fibre stesse) (trattografia( 80 80

41 Imaging funzionale con RM comprende diverse applicazioni spettroscopia per lo studio di metaboliti (sequenze di diffusione) studi di perfusione ematica tessutale con sequenze veloci e somministrazione di mezzo di contrasto DSC, Dynamic Susceptibility Contrast con sequenze veloci sensibili alle variazioni delle concentrazione di ossi- e deossiemoglobina durante test di stimolazione (motoria, sensitiva, cognitiva) tecnica BOLD, Blood Oxygenation Level Dependent Studio funzionale con RM spettroscopia MRS (Magnetic Resonance Spectroscopy) (vedi lezione MRS) MRS a livello del lobo temporale lobo temporale sinistro normale lobo temporale destro patologico (infiltrazione neoplastica) 82 82

42 Imaging funzionale con RM studi di attivazione funzionale - perfusione BOLD, Blood Oxygenation Level Dependent Sono evidenziate in colore, sovrapposte alle immagini di riferimento anatomico, le aree funzionalmente attivate in un soggetto normale durante un test di fluenza verbale Imaging funzionale con RM attivazione funzionale - perfusione DSC, Dynamic Susceptibility Contrast Scansione trasversale T2 a livello dei nuclei della base (a sinistra) e corrispondente mappa di perfusione (a destra); la scala di colore codifica i livelli di perfusione 84 84

43 RISCHI DELLA RM CAMPO MAGNETICO STATICO CAMPI MAGNETICI OSCILLANTI (IMPULSI RF ) ATTIVAZIONE / DISATTIVAZIONE DEI GRADIENTI DI CAMPO 85 Rischi RM - azioni necessarie (SEGNALETICA SPECIFICA) ANAMNESI ACCURATA per escludere possibili controndicazioni CONTROLLO DELL! ACCESSO ALLA DIAGNOSTICA utilizzo di metal detectors CONTROLLI RADIOGRAFICI nel sospetto di frammenti metallici 86

44 NON POSSONO ESSERE SOTTOPOSTI A RM portatori di pace-makers ma sono in corso di sviluppo pacemakers compatibili soggetti con clips ferromagnetiche su vasi sanguigni ora si usano solo clips compatibili (in Titanio) portatori di neurostimolatori o pompe di infusione portatori di corpi estranei metallici (scheggie, proiettili) potenzialmente mobili 87 POSSONO (!) ESSERE SOTTOPOSTI A RM portatori di impianti metallici non ferromagnetici portatori di protesi ortopediche (anca, ginocchio...) per studiare strutture lontane dalla protesi (!) donne gravide per avere dati indispensabili non ottenibili con ecografia (per evitare indagini con radiazioni ionizzanti) 88

45 POSSONO ESSERE DANNEGGIATI DAL CAMPO MAGNETICO CARTE MAGNETICHE (di credito, telefoniche...) OROLOGI ANALOGICI DISCHI - NASTRI MAGNETICI CALCOLATRICI - MACCHINE FOTOGRAFICHE 89 La più frequente causa di non esecuzione di RM E! il rifiuto da parte del paziente per claustrofobia in molti casi un ansiolitico può aiutare a risolvere il problema nei casi in cui l!esame RM va eseguito su paziente non collaborante si esegue la narcosi tutti gli strumenti di monitoraggio anestesiologico devono essere compatibili con il campo magnetico 90

46 Esposizione al campo magnetico statico Sono definiti limiti temporali di esposizione per il personale Parte esposta Intensità Durata Corpo 200mT 1 ora/giorno Corpo 2T 15 min/ giorno D.M. 2/8/1991: Arti 2T 1 ora/giorno 91 Protezione da RF = SAR Durante un esame RM il paziente assorbe una parte dell!energia RF trasmessa, con possibili effetti di riscaldamento. SAR = energia RF assorbita/unità di massa(w/kg). Aumenta con l!intensità di campo magnetico (B 2 ),la potenza RF, il duty cycle, e dipende dal tipo di bobina e dalle dimensioni del corpo. Da 1.5 to 3 Tesla il SAR si quadruplica. Ad alto campo sequenze con echi multipli e strati multipli aumentando i valori di SAR il SAR si può ridurre riducendo il flip-angle, aumentando il TR 92

47 SVILUPPI STRUMENTALI DELLA RM SISTEMI APERTI SISTEMI DEDICATI RM INTRAOPERATORIA NUOVE BOBINE (superconduttrici?) nuove sequenze veloci per imaging morfologico e funzionale Apparecchi RM dedicati RM articolare RM colonna vertebrale angolabile (orto-clino) 94 94

48 Progress in NMR is so rapid and the future is so bright that one of the great problems will be to develop a new breed of radiologists who are versatile in biochemistry, mathematics and computers as well as in morphologic anatomy and pathologic physiology. As times goes on, advances in NMR will be achieved by teams of clinical and basic scientists encompassing multiple disciplines. C.B. Higgins,