Risonanza Magnetica Arturo Brunetti Il fenomeno Nuclear Magnetic Resonance (NMR) Magnetic Resonance Imaging (MRI) La tecnica 1
Nuclear Magnetic Resonance The Nobel Prize in Physics Historical remarks 1952 "for their development of new methods for nuclear magnetic precision measurements and discoveries in connection therewith" Felix Bloch 1905-1983 Edward Mills Purcell 1912-1987 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) 2
La Risonanza Magnetica Nucleare (RMN) è un fenomeno che si origina in nuclei atomici con numero dispari di protoni e/o neutroni. Il nucleo atomico utilizzato per la formazione delle immagini di Risonanza Magnetica è quello degli atomi di idrogeno ( protone ). - + Vantaggi: elevata concentrazione nei tessuti (H2O) elevato abbondanza isotopica buon segnale RM 3
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 Gli spin nucleari, sotto l azione di un campo magnetico di intensità adeguata, si orientano lungo le linee di forza del campo H0 4
EQUILIBRIO DI BOLTZMAN Δn = N ΔE 2KT -t/t1 (1- e ) ΔE = hν (= h γ Bo / 2π) Frequenza di precessione (= f. di risonanza) ω = γ Ηο ν = γ Ηο/2π Ηο Equazione di Larmor 5
Le frequenze di risonanza dipendono dal tipo di nucleo e sono direttamente proporzionali all intensità del campo magnetico (H). Le frequenze RMN si trovano nella regione delle radiofrequenze dello spettro elettromagnetico (1-500 MHz) e sono associate a transizioni energetiche tra livelli vicini, che corrispondono a diversi stati magnetici dei nuclei. L energia coinvolta nelle transizioni RMN E minima rispetto alle energie coinvolte nelle emissioni di raggi X e gamma. In un campo magnetico di 1 Tesla, il dislivello di energia tra i protoni paralleli e antiparalleli è = -7 1.759 x 10 ev 6
Gli assi di rotazione dei nuclei ( spin ) si orientano in parte appena superiore al 50%(1/1000000) con verso parallelo al campo magnetico e in parte appena inferiore al 50% con verso antiparallelo Ho 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 RM secondo i principi della fisica classica. Ho + + = M 7
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. La durata dell impulso RF determina l angolo di deflessione del vettore M. z Ho x y H1 8
Ho M M H1 Equilibrio Impulso di 45 ROTATING FRAME Vettore M Giradischi 9
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 detto sistema il vettore M è apparentemente fermo. Il segnale RM Si determina con il ritorno del vettore M alla posizione di equilibrio. Prende il nome di FID (Free Induction Decay) 10
Componenti di M dopo un impulso a 90 T1 T2 Tempo di rilassamento T1 (rilassamento longitudinale - spin -reticolo spin-lattice ) Tempo di rilassamento T2 (rilassamento trasversale - spin -spin spin-spin ) 11
Il segnale RM L ampiezza iniziale del segnale dipende dalla quantità di protoni presenti nel campione (Densità Protonica, DP, N[H]) La velocità di ritorno all equlibrio è influenzata dai tempi di rilassamento T1 e T2. IL SEGNALE RM I principali parametri che influenzano la formazione del segnale RM sono: densità dei nuclei tempi di rilassamento T1 e T2 movimenti dei nuclei chemical shift presenza di materiali che modificano il campo magnetico locale 12
Il misuramento del rilassamento T1 La componente del vettore M lungo l asse z non è vista dalla bobina, per cui le modifiche dei rapporti tra spin paralleli e antiparalleli non producono segnale di per sè. Il processo di rilassamento longitudinale pertanto può essere misurato solo con delle sequenze di impulsi disegnate in modo da essere sensibili al recupero della magnetizzazione longitudinale. Il rilassamento T1, spin-lattice, longitudinale (recupero della magnetizzazione lungo l asse z ) 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 T1. 13
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. Il rilassamento T2 Le disomogeneità locali del campo magnetico possono accelerare il processo di sfasamento degli spin che avviene con una costante reale T2* ( T2 star, o T2 asteriscato, in italiano). La presenza di materiali magnetici (ferro etc) può accelerare notevolmente il rilassamento specie con campi magnetici di intensità superiore a 1T. 14
Magnetizzazione Longitudinale 1 - e t T1 T1 Tempo Il misuramento del rilassamento T1 La componente del vettore M lungo l asse z non è vista dalla bobina, per cui le modifiche dei rapporti tra spin paralleli e antiparalleli non producono segnale di per sè. Il processo di rilassamento longitudinale pertanto può essere misurato solo con delle sequenze di impulsi disegnate in modo da essere sensibili al recupero della magnetizzazione longitudinale. 15
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. Magnetizzazione Trasversale T2 e t T2 Tempo 16
Il rilassamento T2 Le disomogeneità locali del campo magnetico possono accelerare il processo di sfasamento degli spin che avviene con una costante T2*. La presenza di materiali magnetici (ferro etc) può accelerare notevolmente il rilassamento specie con campi magnetici > 1T. Il T1 è più lungo del T2, poichè quando non esiste più il vettore di magnetizzazione trasversale, il vettore di magnetizzazione longitudinale non ha ancora raggiunto la lunghezza che possedeva prima dell impulso di RF T1 > T2 17
Le immagini RM di routine Sono ottenute in modo da rappresentare prevalentemente: T1, T2 e DP utilizzando la sequenza spin-echo Image Contrast T1 T2 ρ GM 950 100 0.8 WM 600 80 0.65 CSF 4500 2200 1.0 T1 pesata T2 pesata Densità protonica 18
La localizzazione spaziale del segnale Bo = 1 T 0.99 T 1.01 T Historical remarks Nuclear Magnetic Resonance The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003 for their discoveries concerning "magnetic resonance imaging" Paul C. Lauterbur 1929 - Sir Peter Mansfield 1933-19
Nuclear Magnetic Resonance The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003 discoveries concerning "magnetic resonance imaging" Especially valuable for examination of the brain and the spinal cord Important preoperative tool Improved diagnostics in cancer Reduced suffering for patients La localizzazione spaziale del segnale avviene creando dei gradienti di campo sugli assi x, y e z. In questo modo ogni elemento del corpo in esame è sottoposto ad un campo diverso e risuona ad una frequenza leggermente diversa dagli altri. 20
Attraverso l analisi delle componenti del segnale acquisito in presenza di gradienti di campo è possibile ottenere l informazione spaziale necessaria a ricostruire le immagini tomografiche. 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. 21
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. 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. 22
For further information http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.ht m J, Hornak, PhD, University of Rochester, NY Traduzione italiana a cura del Dott. Larobina Le sequenze RM La maggior parte delle immagini RM sono state ottenute fino a poco fa 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). 23
La sequenza SPIN-ECHO E stata sviluppata per ovviare agli effetti determinati dalle disomogeneità del campo magnetico. Si basa sull applicazione di una coppia di impulsi (90 + 180 ) dei quali il primo ruota il vettore M sul piano xy, il secondo rimette in fase gli spin permettendo la lettura di un segnale che viene definito echo. La bobina ricevente legge meglio l echo rispetto al FID prodotto dall impulso di 90. τ TE τ SEQUENZA SPIN ECHO RF 90 180 90 Impulsi RF ( a radiofrequenze) TR Gz Selezione dello strato Gy G y1 Codifica di fase Gy2 Gx Codifica di lettura FID Echo 24
E definita 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) La sequenza spin-echo Sequenze con TR corto (< 600 msec) e TE corto (<30 msec) danno immagini T1 Sequenze con TR lungo (> 2000 msec) e TE corto (<30 msec) danno immagini DP Sequenze con TR lungo (> 2000 msec) e TE lungo (>80 msec) danno immagini T2 25
Le immagini RM In un esame RM si ottengono dalle stesse strutture multiple serie di immagini influenzate ( pesate ) su parametri fisici diversi I TRE SEGNALI FONDAMENTALI FID UN IMPULSO RF SPIN ECHO DUE IMPULSI RF STIMULATED ECHO TRE IMPULSI RF 26
SEQUENZA RM TEMPO DI ACQUISIZIONE 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 MISURAZIONE DI R2 (1/T2) 90 180 R2* R2 FID 1 echo 2 echo 3 echo 27
MISURAZIONE DI R1 (1/T1) L acquisizione delle immagini Le sequenze spin-echo sono in genere multislice. Più strati sono acquisiti in un unico tempo. Il tempo complessivo per il completamento di una sequenza spin-echo dipende dal campionamento spaziale (256, 128 passi), dal tempo di ripetizione (TR) e dal numero di misurazioni (medie, averaging) 28
La ricostruzione delle immagini Avviene utilizzando la trasformata di Fourier (2D-FT) La trasformata di Fourier 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). 29
Il tomografo RM Magnete con campo... (0.3-3Tesla) Tipi di magnete per MRI RESISTIVO PERMANENTE SUPERCONDUTTORE 30
I componenti del tomografo RM Gantry Computer Consolle di comando I componenti del gantry RM Magnete principale Bobine di shimming Circuiti per i gradienti di campo Bobina body per la eccitazione e la raccolta del segnale 31
BOBINE RM Bobina body generale Bobine dedicate (cranio, collo, arti...) TRASMETTITORE AMPLIFICATORE DEI GRADIENTI CONSOLLE DI COMANDO BOBINE RF STAMPANTE LASER BOBINE DI GRADIENTE COMPUTER BOBINE RF RICEVITORE DIGITALIZZATORE ARCHIVIAZIONE 32
REFERTAZIONE DELLE IMMAGINI RM Descrizione delle sequenze di impulsi utilizzate e/o del tipo di immagini acquisite Descrizione del reperto morfologico e delle modificazioni patologiche del segnale REFERTAZIONE DELLE IMMAGINI RM Riferimento alla intensità di segnale nelle varie sequenze (T1, T2, DP) Iperintensità, isointensità, ipointensità... Segnale elevato, intermedio, basso,......assenza di segnale 33
ESAME RM Scelta della bobina e posizionamento del paziente Sequenze localizer Sequenze di scansione (tipo, orientamento spaziale, spessore e intervallo tra gli strati, FOV,...) SEQUENZE RM TRADIZIONALI SPIN ECHO PARTIAL SATURATION INVERSION RECOVERY 34
SEQUENZA RM TEMPO DI ACQUISIZIONE 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 RIDUZIONE DEL TEMPO DI ACQUISIZIONE RIDUZIONE DI TR DIMINUZIONE DELLE CODIFICHE DI FASE DIMINUZIONE DELLE MEDIE 35
RIDUZIONE DEL TEMPO DI ACQUISIZIONE RIDUZIONE DI TR DIMINUZIONE DELLE CODIFICHE DI FASE DIMINUZIONE DELLE MEDIE AUMENTO DELLA VELOCITA DI CAMPIONAMENTO SPAZIALE DIMINUZIONE DELLE CODIFICHE DI FASE = RIDUZIONE DELLA RISOLUZIONE SPAZIALE DIMINUZIONE DELLE MEDIE = RIDUZIONE DEL RAPPORTO SEGNALE / RUMORE 36
SEQUENZE RM VELOCI GRADIENT ECHO TURBO SPIN ECHO ECHO PLANAR SEQUENZE VELOCI A ECO DI GRADIENTE Siemens GE FLASH FISP GRASS Fast Low Angle Shot Fast Imaging with Steady Precession Gradient Recalled Acquisition in the Steady State Philips FFE Fast Field Echo 37
RIDUZIONE DEL TEMPO DI RIPETIZIONE Le sequenze veloci a echo di gradiente permettono di ridurre significativamente il tempo di acquisizione attraverso la riduzione del TR associata a una riduzione dell angolo di ribaltamento ( flip angle ) della magnetizzazione longitudinale M. Sequenza veloce con inversione di gradiente TR = 100 msec RF 30 30 Gz Gy G y1 G y2 SEQUENZA GRASS 38
TR = 100 msec RF 30 30 Gz Gy G y1 G y2 Gx Echo di gradiente SEQUENZE VELOCI CON AUMENTO DEL CAMPIONAMENTO SPAZIALE DURANTE OGNI IMPULSO TURBO - SPIN ECHO (riduzione tempo di acquisizione 50%) ECHO - PLANAR (riduzione tempo di acquisizione 90%) 39
SEQUENZE VELOCI CON AUMENTO DEL CAMPIONAMENTO SPAZIALE DURANTE OGNI IMPULSO TURBO SPIN-ECHO SEQUENZE VELOCI CON AUMENTO DEL CAMPIONAMENTO SPAZIALE DURANTE OGNI IMPULSO ECHO - PLANAR 40
Velocità di acquisizione dei dati fmri RF 90 Echo Planar imaging (Mansfield Nobel 2003) Gz Gy Gx Signal Echo K phase K frequency ANGIOGRAFIA RM (MRA) TIME-OF-FLIGHT PHASE CONTRAST 41
ANGIOGRAFIA RM (MRA) Imaging delle strutture vascolari utilizzando il segnale proveniente dai protoni in movimento nel sangue senza somministrare mezzi di contrasto IL RAPPORTO SEGNALE-RUMORE DIMENSIONE DEL VOXEL NUMERO DI MEDIE TR & TE LARGHEZZA DI BANDA TIPO DI BOBINA CAMPO MAGNETICO 42
RISCHI DELLA RM CAMPO MAGNETICO STATICO CAMPI MAGNETICI OSCILLANTI (IMPULSI RF ) ATTIVAZIONE / DISATTIVAZIONE DEI GRADIENTI DI CAMPO RISCHI DELLA RM SEGNALETICA SPECIFICA CONTROLLO ACCURATO DELL ACCESSO ALLA DIAGNOSTICA ANAMNESI UTILIZZO DI METAL DETECTORS CONTROLLI RADIOGRAFICI 43
SOGGETTI CHE NON POSSONO ESSERE SOTTOPOSTI A RM portatori di pace-makers operati su strutture vascolari con clips ferromagnetiche portatori di neurostimolatori o pompe di infusione portatori di corpi estranei metallici (scheggie, proiettili) POSSONO (!) ESSERE SOTTOPOSTI A RM portatori di impianti metallici non ferromagnetici portatori di protesi ortopediche (anca, ginocchio...) donne gravide per avere dati non ottenibili con ecografia e per evitare indagini con radiazioni ionizzanti in caso di indifferibile esigenza clinica 44
POSSONO ESSERE DANNEGGIATI DAL CAMPO MAGNETICO CARTE MAGNETICHE (di credito, telefoniche...) OROLOGI ANALOGICI DISCHI - NASTRI MAGNETICI CALCOLATRICI - MACCHINE FOTOGRAFICHE DOSIMETRIA RM CAMPO OSCILLANTE ( RF ) ESPOSIZIONE Watt/m2 ASSORBIMENTO Watt/Kg 45
LINEE GUIDA DELLA FDA CAMPO MAGNETICO STATICO 2 TESLA VELOCITA DI VARIAZIONE DEL CAMPO MAGNETICO 3 TESLA/SEC LINEE GUIDA DELLA FDA LIMITI DI SAR (Specific Absorption Rate) CORPO INTERO : 0.4 Watt/Kg SINGOLO TESSUTO: 0.02 Watt/g 46
SVILUPPI DELLA RM SISTEMI APERTI SISTEMI DEDICATI IMAGING FUNZIONALE SPETTROSCOPIA 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 patholgic physiology. As times goes on, advances in NMR will be achieved by teams of clinical and basic scientists encompassing multiple disciplines. C.B. Higgins, 1983 47