Il numero di fette contigue sara' sempre un multiplo di 2. Ogni nuovo anno sembra portare una nuova applicazione dell'MRI o una nuova sequenza di impulsi aprendo nuove opportunita' di imaging con la risonanza magnetica. In questo capitolo descriveremo alcune di queste tecniche. Non approfondiremo tutti gli argomenti per la limitatezza dello spazio a disposizione. Per approfondimenti, si invita il lettore a far riferimento alla letteratura citata.
L'imaging volumetrico e' l'acquisizione dei dati di risonanza magnetica da un volume piuttosto che da una fetta, volume che e' possibile immaginare come un insieme di molte fette contigue di una regione dell'oggetto esaminato.
Il numero di fette contigue sara' sempre un multiplo di 2.
Il diagramma temporale di una sequenza di impulsi per imaging volumetrico e' del tipo.
C'e' un impulso RF di selezione del volume
e un gradiente
che ruota i soli spin del volume dell'oggetto da esaminare. Questa combinazione di impulsi e' del tutto simile a quella per la selezione di una fetta tranne che per lo spessore della fetta che puo' essere di 10 o 20 cm. Gli impulsi per la selezione del volume sono seguiti da un gradiente di codifica della fase nella dimensione 1
e da un altro nella dimensione 2.
Ognuno di questi varia da un valore minimo ad uno massimo con incrementi di uguale misura, proprio come tutti i gradienti di codifica di fase. I due impulsi di gradiente vengono applicati nello stesso istante e sono ripetuti per tutte le possibili combinazioni.
Il gradiente di codifica in frequenza ha il suo lobo di defasamento negativo tale da mettere in fase gli spin al centro della finestra di acquisizione.
Durante l'applicazione del gradiente di codifica in frequenza
viene registrato un segnale, proprio come visto in tutte le sequenze precedenti.
Il tempo di imaging e' uguale al prodotto di TR volte il numero di incrementi della codifica di fase nella dimensione 1 per il numero di incrementi nella dimensione 2. A causa di questo elevato valore, per l'imaging volumetrico viene tipicamente utilizzata una sequenza gradient echo.
L'angiografia e' l'imaging del sangue che fluisce nelle arterie e vene del corpo. In passato l'angiografia era eseguita introducendo un contrasto radiopaco nel corpo e facendo una radiografia. Questa procedura generava una mappa dei vasi sanguigni del corpo. Non veniva pero' generata un'immagine nella quale si distinguesse un flusso "stazionario" da quello "in movimento". Era dunque una tecnica poco adeguata per l'imaging dei problemi circolatori. L'angiografia a risonanza magnetica (MRA), invece, produce immagini di flussi sanguigni in movimento. In queste immagini, l'intensita' e' proporzionale alla velocita' del flusso. Ci sono 3 principali tipi di MRA che ci apprestiamo a descrivere: time-of-flight 
, angiografia phase contrast
e angiografia contrast enhanced.
L'angiografia time-of-flight puo' essere eseguita in diversi modi. Un metodo utilizza una sequenza spin-echo in cui gli impulsi a 90o e 180o di selezione della fetta hanno frequenze diverse. L'impulso a 90o eccita gli spin in un piano; l'impulso a 180o eccita gli spin di un altro piano. In assenza di flusso, non c'e' segnale perche' nessuno spin subisce entrambi gli impulsi di 90o e 180o. In presenza di flusso e di un corretto TE, il sangue proveniente dal piano di 90o fluisce in quello di 180o e produce un echo.
Ricordate l'artefatto da flusso descritto nel
Capitolo 11.
Quando il sangue subisce l'impulso a 90o e non quello a 180o, non viene osservato alcun echo. Se la localizzazione della fetta dell'impulso a 180o viene fatta combaciare con la posizione del sangue che ha subito l'impulso a 90o, soltanto quel sangue contribuira' al segnale di echo.
L'angiografia phase contrast e' un po' piu' complicata. Il primo nuovo concetto da capire e' quello di impulso bipolare di gradiente di campo magnetico (GBP). Un impulso di gradiente bipolare e' quello in cui il gradiente viene acceso in una direzione per un periodo di tempo e poi acceso nella direzione opposta per un tempo equivalente. Un impulso di gradiente bipolare positivo ha prima il lobo positivo
e un impulso di gradiente bipolare negativo ha prima il lobo negativo.
L'area sotto il primo lobo dell'impulso di gradiente deve eguagliare quella del secondo.
Un impulso di gradiente bipolare non ha un effetto risultante sugli spin stazionari; esso avra' effetto solo sugli spin che hanno una componente della velocita' nella direzione del gradiente.
Per esempio, uno spin stazionario esposto al primo lobo dell'impulso di gradiente bipolare acquistera' una fase in radianti data da
A = 2 
γ 
x GBP dt B = -2
γ
x GBP dt
relativamente al secondo lobo. Se i GBP dei due lobi sono uguali e le posizioni sono uguali durante i due impulsi, la fase acquisita dal lobo A sara' uguale a quella del lobo B.
Se questo impulso di gradiente bipolare venisse posto in una delle sequenze di imaging, in aggiunta agli altri gradienti, non avrebbe effetto sull'immagine dal momento che tutto quello che abbiamo fatto e' impartire uno spostamento di fase agli spin in movimento. Poiche' un'immagine e' una rappresentazione del modulo della magnetizzazione trasversale non vi sarebbero effetti. Se pero' vengono eseguite due sequenze di imaging in cui la prima ha un impulso di gradiente bipolare positivo e la seconda un impulso di gradiente bipolare negativo e i dati grezzi delle due sequenze sottratti, i segnali provenienti dagli spin stazionari saranno cancellati mentre quelli relativi a spin in movimento (flusso) addizionati. Guardate l'animazione per convincervi di cio'. Un impulso di gradiente bipolare positivo avra' questo effetto sugli spin stazionari e in movimento, rispetto ad uno spin di riferimento che non ha subito gradienti.
Un impulso di gradiente bipolare negativo avra' questo effetto sugli stessi spin stazionari e in movimento.
Se sottraiamo i vettori (e quindi i segnali) degli impulsi di gradiente bipolare positivo e negativo, cancelliamo i vettori provenienti dagli spin stazionari e gli spin in movimento risulteranno avere una magnetizzazione netta.
L'effetto risultante sara' un'immagine degli spin in movimento. Da quest'animazione e' facile vedere che per un segnale ottimale, i vettori provenienti dal sangue che fluisce piu' velocemente, dovrebbero acquistare 90o di fase per ogni impulso di gradiente bipolare. Gli spin piu' lenti acquisteranno spostamenti di fase minori. La direzione del gradiente bipolare produce un segnale per i soli spin aventi una componente lungo quella direzione.
Ecco una sequenza di impulsi per angiografia phase contrast con un gradiente di codifica di fase ad un incremento. La sottrazione dei segnali provenienti dalle due parti viene usata per produrre la linea di dati grezzi relativa alla codifica di fase impartita.
Qui ci sono 2 esempi di immagini MRA. La prima e' la proiezione coronale del flusso della testa;
la seconda e' una proiezione assiale del cervello.
L'angiografia contrast enhanced si basa sulla differenza del T1 del sangue e del tessuto circostante quando nel sangue viene iniettato un mezzo di contrasto paramagnetico. Il contrasto riduce i tempi di rilassamento T1 dei fluidi nei vasi sanguigni rispetto ai tessuti circostanti. Quando i dati vengono raccolti con un valore di TR breve, il segnale proveniente dai tessuti circostanti i vasi sanguigni e' molto piccolo a causa del loro lungo T1. Le immagini provenienti dalla regione di interesse vengono registrate con sequenze di imaging volumetrico veloci. L'alta qualita' delle immagini dell'angiografia MR contrast enhanced ha reso la MRI la tecnica di scelta per l'angiografia.
L'imaging di diffusione puo' essere eseguito con una sequenza del tutto simile a quella usata per l'angiografia phase contrast. La principale differenza sta nel fatto che i gradienti devono essere incrementati in ampiezza cosi' da poter ottenere l'immagine dei moti piu' lenti di diffusione molecolare nel corpo. Si rimanda il lettore alla seconda meta' della precedente sezione (angiografia phase contrast) per i dettagli della sequenza.
Ci sono molte tecniche di imaging che possono essere utilizzate per diminuire il tempo di acquisizione delle immagini senza accorciare il TR. In questa sezione ne vengono presentate due: l'imaging a Nex frazionario e quello a echo frazionario; altre tecniche saranno presentate nelle sezioni successive di questo capitolo. Per capire l'imaging a Nex frazionario e l'imaging a echo frazionario e' necessario prima esaminare la relazione tra i dati nelle due diverse meta' dello spazio-k.
I dati dello spazio-k sono dati complessi che rappresentano le componenti di magnetizzazione Mx e My. I dati complessi nella meta' destra dello spazio-k sono i complessi coniugati dei dati nella meta' sinistra. Allo stesso modo, i dati nella meta' superiore dello spazio-k sono i complessi coniugati di quelli della meta' inferiore.
Imaging a Nex FrazionarioL'imaging a Nex frazionario trae vantaggio dalla relazione fra complessi coniugati che vi e' tra la meta' superiore e quella inferiore dello spazio-k per ridurre il numero di passi della codifica di fase. Nell'imaging a mezzo-Nex, vengono registrati i passi di codifica di fase da +8 a -128 invece che da +128 a -128. I passi da 128 a 0 sono generati dalla relazione di complessi coniugati tra le meta' dello spazio-k. I passi di codifica di fase da -8 a 0 vengono registrati per garantire che il centro dello spazio-k sia a 0 e che ci sia un "non brusco" passaggio tra le due meta'. Le sequenze di imaging a Nex frazionario utilizzano valori di Nex compresi tra Nex=1 e Nex=1/2. A causa dei pochi dati raccolti, il rapporto segnale-rumore nell'imaging a Nex frazionario diminuisce al decrescere del Nex. Il vantaggio dell'imaging a Nex frazionario e' che un'immagine puo' essere registrata piu' velocemente rispetto ad un Nex=1 ma con lo stesso contrasto fra i tessuti del caso Nex=1.
Imaging a Echo FrazionarioL'imaging a echo frazionario e' simile all'imaging a Nex frazionario in cui la relazione tra complessi coniugati delle meta' sinistra e destra dello spazio-k vengono utilizzate per accorciare il tempo di echo in una sequenza di imaging. Se non e' necessario registrare l'intero echo, il valore minimo di TE puo' essere diminuito per raccogliere piu' segnale. In alcuni casi, e' possibile ottenere tempi di acquisizione piu' brevi.
Una sequenza di imaging fast spin echo e' una sequenza spin-echo a multiplo echo in cui diverse porzioni dello spazio-k sono registrate da differenti echi di spin. Ad esempio, si voglia utilizzare una sequenza spin echo a 4 echi con un TE di 15 ms. Lo spazio-k verra' diviso in 4 sezioni. Il primo echo verra' utilizzato per riempire la parte centrale dello spazio-k, linee 96-160. Il secondo echo sara' utilizzato per le linee 64-96 e 160-192. Il terzo echo riempira' le linee 32-64 e 192-224. L'ultimo echo riempira' le linee 1-32 e 224-256 dello spazio-k.
Ci sono alcuni problemi con i passaggi tra le sezioni dello spazio-k, ma poiche' in queste regioni ci sono pochi dati e' possibile correggerli. Il beneficio della tecnica sta nel fatto che un'immagine completa, come mostrato nell'esempio, puo' essere registrata in un quarto del tempo.
L'imaging chemical shift e' la produzione di un'immagine con una sola componente di chemical shift in un dato campione.
Ad esempio, se l'oggetto da esaminare e' composto da idrogeni dell'acqua e del grasso, ognuno con un diverso chemical shift, un'immagine chemical shift sarebbe un'immagine della sola acqua o del solo grasso dell'oggetto. Dal momento che la maggior parte dell'imaging chemical shift routinario e' fatto per sopprimere il segnale proveniente dal grasso, la tecnica viene spesso definita come imaging a soppressione del grasso. Ci sono molti metodi per eseguire l'imaging chemical shift, due dei quali, il metodo inversion recovery ed il metodo "di saturazione", sono descritti di seguito.
Nel metodo inversion recovery viene utilizzata una sequenza di imaging inversion recovery con un tempo di inversione TI pari a T1ln2, essendo T1 il tempo di rilassamento spin-reticolo della componente che si desidera sopprimere (per la soppressione del grasso questa componente e' il grasso, per l'acqua la componente e' l'acqua). Questa tecnica e' applicabile solo quando i valori dei T1 delle due componenti sono diversi.
Nel metodo "di saturazione" viene applicato un impulso di saturazione selettivo di una frequenza prima di far partire gli impulsi di una sequenza standard, ad esempio una sequenza spin-echo. L'impulso di saturazione azzera la magnetizzazione della componente che desideriamo sopprimere. Quando parte la sequenza di imaging standard non vi e' alcun segnale proveniente dalla componente soppressa. L'animazione seguente mostra un diagramma temporale della RF per la sequenza.
L'impulso di saturazione consiste in un impulso selettivo di una frequenza che causa l'azzeramento della magnetizzazione Z per uno specifico chemical shift.
Nel caso di una sequenza di saturazione per il grasso, questo composto chemical shift e' il grasso.
Questo impulso e' seguito da un gradiente di defasamento per forzare a zero la magnetizzazione trasversale di questa componente del chemical shift.
Nell'esempio questo impulso di saturazione e' seguito da una sequenza spin-echo.
Questa tecnica funziona meglio quando il T1 della sequenza e' lungo rispetto al tempo tra l'impulso di saturazione e la sequenza spin-echo.
L'imaging echo planare e' una tecnica di imaging di risonanza magnetica "veloce" in grado di produrre immagini tomografiche a frequenza video. La tecnica registra un'intera immagine in un singolo TR.
Per capire l'imaging echo planare e' utile chiarire il concetto di spazio-k. Un'immagine di risonanza magnetica e' riferita ad una regione dello spazio. La sua trasformata di Fourier e' riferita allo spazio-k. Nell'imaging di risonanza magnetica, lo spazio-k equivale allo spazio definito dalle direzioni della codifica di frequenza e di fase. Le sequenze convenzionali di imaging registrano una linea dello spazio-k ad ogni passo della codifica di fase. Poiche' si ha un passo della codifica di fase ogni TR secondi, il tempo richiesto per la produzione dell'immagine e' dato dal prodotto di TR per il numero di passi della codifica di fase. L'imaging echo planare registra tutte le linee dello spazio-k in un singolo TR.
Ecco un diagramma temporale per una sequenza di imaging echo planare.
C'e' un impulso RF a 90o di selezione di una fetta
che viene applicato insieme ad un gradiente di selezione della fetta.
Vi sono un impulso di gradiente di codifica di fase iniziale
e un impulso di gradiente di codifica di frequenza iniziale
per posizionare gli spin nell'angolo dello spazio-k. Segue un impulso a 180o.
Poiche' la sequenza echo planare e' tipicamente una sequenza a singola fetta, non e' necessario che l'impulso a 180o sia di selezione della fetta. Le direzioni della codifica di fase e di frequenza sono alternate cosi' da scandire l'intero spazio-k. Cio' equivale a mettere 128 o 256 gradienti di codifica di fase e frequenza nel consueto periodo di registrazione dell'echo. Se zoomiamo in questa regione del diagramma temporale, apparira' piu' chiaro.
Potete vedere che c'e' un gradiente di codifica di fase, seguito da un gradiente di codifica di frequenza, durante il quale viene registrato un segnale. Poi c'e' un altro gradiente di codifica di fase seguito dal gradiente di codifica di frequenza di polarita' inversa durante il quale viene registrato un segnale.
Guardando la traiettoria dello spazio-k nello stesso momento in cui zoomiamo nell'area del gradiente di codifica di fase e frequenza, possiamo vedere come i gradienti tracciano lo spazio-k.
La velocita' con la quale lo spazio-k viene attraversato e' cosi' rapida che e' possibile, a seconda della dimensione della matrice di acquisizione, ottenere da 15 a 30 immagini al secondo. Questa e' l'acquisizione a frequenza video.
Quando l'imaging echo planare venne sviluppato, si penso' che avrebbe avuto un grande impatto nel produrre immagini di risonanza magnetica in tempo reale. La sua piu' grande applicazione apparve essere nell'area dell'MRI funzionale del cervello. L'imaging funzionale e' quello che collega funzioni del corpo o pensieri a specifiche zone del cervello.
Durante l'attivita' cerebrale c'e' un rapido momentaneo incremento di flusso sanguigno in specifici centri del cervello deputati al pensiero. Ad esempio, quando muovete il vostro indice destro c'e' un rapido momentaneo incremento della circolazione in quella parte del cervello che controlla i movimenti del dito. L'incremento di circolazione sta a significare che c'e' un incremento di ossigeno che, in quanto paramagnetico, ha effetto sul T1 e sul T2 dei tessuti locali cerebrali. La differenza in T1 e T2 relativa ai tessuti circostanti determina il contrasto tra i tessuti.
La spettroscopia di risonanza magnetica nucleare (NMR) in un contesto clinico e' lo studio di specifiche frequenze di risonanza assorbite da un campione o un tessuto. Queste frequenze sono riferite alla presenza di specifiche molecole e possono quindi essere utilizzate per stabilire lo stato di malattia di un tessuto. E' relativamente facile ottenere uno spettro NMR di un campione voluminoso, ma questo dal punto di vista clinico non e' molto utile. Per migliorare l'utilita' clinica dell'informazione, lo spettro deve provenire da una specifica regione. Sono state riportate in letteratura molte tecniche per ottenere spettri da piccole regioni di un campione.
E' ancora piu' utile dal punto di vista clinico, ma piu' difficile, ottenere uno spettro NMR da ogni voxel dell'oggetto esaminato. Molti metodi sono stati proposti anche per questa forma di spettroscopia. Esempi di entrambi i tipi di tecniche sono riassunti di seguito. Per ulteriori tecniche il lettore puo' far riferimento alla buona rassegna di Matson e Weiner
.
Le tecniche di deconvoluzione
sono usate per produrre immagini di specifici componenti chimici quando si ha una certa conoscenza della composizione del campione e gli spettri NMR dei componenti sono noti. In generale, le tecniche hanno un'utilita' limitata. Per capire la tecnica, considerate il seguente esempio di imaging mono-dimensionale. Un campione e' composto di due componenti, A e B, con concentrazioni CA e CB lungo x.
Lo spettro NMR di A ha due picchi di assorbimento e quello di B ne ha uno.
L'immagine di CA+CB come funzione di x e' I(x).
Notate che l'immagine del picco spettrale destro di A si sovrappone a quello di B.
Poiche' l'immagine del picco spettrale di sinistra e' chiaramente definita, la sovrapposizione puo' essere eliminata per sottrazione.
Si ottengono cosi le immagini di A e B.
Le tecniche con bobina di superficie
sono limitate a regioni vicine alla superficie dell'oggetto da esaminare. Queste tecniche usano la bobina di superficie sia per produrre il campo magnetico B1 che per rivelare il segnale proveniente dai tessuti adiacenti alla bobina. Il campo magnetico B1 diminuisce all'aumentare della distanza dalla superfice della bobina.
Per questo motivo, l'angolo di rotazione degli spin diminuisce all'aumentare della distanza dalla bobina di superficie. Se un forte impulso RF e' applicato alla bobina di superficie, si ottiene un ampio intervallo di valori di angoli di rotazione. Quelle regioni che subiscono una rotazione multipla di 180 gradi, non contribuiranno al segnale, mentre quelli che subiscono rotazioni con angoli multipli dispari di 90 gradi si troveranno al massimo della rotazione e contribuiranno maggiormente al segnale.
Quello seguente e' un esempio della variazione di intensita' vista in una sfera di acqua studiata con una bobina posizionata su un lato.
Percio', alcune localizzazioni di uno spettro possono essere ottenute, ma sfortunatamente le rotazioni di 270, 450, 630 ... contribuiranno di piu' al segnale poiche' la sensibilita' della bobina di superficie aumenta quanto piu' ci si avvicina alla superfice. Una soluzione a questo problema e' alterare l'omogeneita' del campo Bo vicino alla superficie, eliminando cosi' il segnale delle rotazioni 270, 450, 630 ....
L'alterazione del campo magnetico Bo in questo caso puo' essere effettuata per mezzo di materiali ferromagnetici
o da una griglia di piccoli elettromagneti.
.
Al fine di minimizzare distorsioni dello spettro e' necessario che la variazione di campo magnetico Bo nella regione dove deve essere registrato uno spettro sia apprezzabilmente minore dell'ampiezza della linea di spettro. Quando la variazione di Bo e' molto piu' grande dell'ampiezza della linea, le linee spettrali sono "slargate". In casi estremi questo allargamento puo' rendere la linea non visibile. La chiave per le tecniche punto sensibili e' l'allargamento delle linee spettrali da quelle regioni dove il segnale non e' desiderato e la non distorsione delle linee dalle regioni di interesse. Il campo magnetico mostrato nella finestra di animazione realizzera' questo obiettivo.
In presenza di questo gradiente mono-dimensionale, soltanto quegli spin che subiscono il campo magnetico uniforme produrranno un segnale. Questa regione uniforme di Bo puo' essere spostata cambiando le correnti nelle bobine che producono la forma del campo Bo. Per registrare lo spettro NMR da una regione specifica in un oggetto tridimensionale, ci sara' bisogno di un Bo(y) e un Bo(z) simili al Bo(x) mostrato. Questo tipo di tecnica spettroscopica e' anche nota come risonanza magnetica topica (TMR). .
Tecniche fetta selettive
Esaminiamo una tecnica che usa una sequenza multi-echo 90-180-180.
Un impulso RF di selezione della fetta e' applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico X. Questo eccita gli spin in un piano YZ.
Un impulso RF a 180o selettivo della fetta e' applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico Y. Questo ruota gli spin localizzati in un piano XZ.
Un secondo impulso RF a 180o di selezione di fetta e' applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico Z. Il secondo impulso a 180o eccita gli spin in un piano XY.
Il secondo echo e' registrato come segnale. Questo echo rappresenta il segnale di quegli spin all'intersezione dei tre piani.
Trasformando secondo Fourier l'echo si ottiene uno spettro NMR degli spin localizzati all'intersezione dei tre piani. Scegliendo accuratamente i gradienti X, Y e Z, e' possibile posizionare il voxel di segnale dovunque nell'oggetto da studiare. Questa tecnica e' chiamata spettroscopia a risoluzione puntuale o PRESS (Point RESolved Spectroscopy).
Molti altri approcci sono stati riportati in letteratura. Le tecniche STimulated Echo Acquisition Mode (STEAM)
e selected Volume Excitation using Stimulated Echoes (VEST)
sono simili alla PRESS eccetto che per una sequenza di impulsi 90-90-90 usata al posto di una sequenza 90-180-180. L'Image-Selected In vivo Spectroscopy (ISIS)
usa tre impulsi ortogonali di selezione di fetta a 180o seguiti da un impulso a 90o. Il FID e' raccolto dopo l'impulso a 90o. I tre impulsi di selezione di fetta a 180o sono applicati in specifiche combinazioni e i FID aggiunti o sottratti per produrre lo spettro. L'ultima tecnica in questa categoria e' la Depth-REsolved Surface Spectroscopy (DRESS).
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Consiste di un singolo impulso di selezione di fetta a 90o seguito dall'applicazione di un rapido impulso di inversione del gradiente.
Le tecniche per imaging spettroscopico sono quelle che permettono al ricercatore di registrare uno spettro NMR per ciascun voxel di un'immagine. I dati generati da queste tecniche generalmente sono tridimensionali (spaziale-spaziale-spettrale) e possono quindi essere rappresentati come spettri per singolo voxel o come immagini di uno specifico chimical shift. La piu' semplice delle tecniche di imaging spettroscopico e' basata sul 3-D o sulla tecnica di imaging volumetrico, descritta precedentemente in questo capitolo,
con alcune modifiche.
L'impulso RF e' selettivo per il volume e il gradiente di lettura (Gf) e' disattivato.
Ai gradienti identificati con Gs e Gf sono attribuiti a turno tutti i valori del loro range per registrare gli spettri provenienti da tutti i punti nel dominio spaziale-spaziale.
Un'ulteriore tecnica spettroscopica che deve essere menzionata, specialmente per il suo valore didattico, e' l'imaging spaziale-spaziale-spettrale basato sulla retroproiezione.
Considerate l'esempio seguente che usa un campione mono-dimensionale per produrre un'immagine spaziale-spettrale. Supponete che il campione mono-dimensionale
di lunghezza D abbia uno spettro NMR di ampiezza W con i seguenti componenti di chemical shift.
Quindi, un dominio spaziale-spettrale puo' essere definito con i dati seguenti.
L'immagine della distribuzione di segnale lungo l'asse x puo' ottenersi usando un grosso gradiente di campo magnetico monodimensionale applicato lungo x. Questo equivale a prendere la proiezione dei dati nel dominio spaziale-spettrale sull'asse x.
Uno spettro dei segnali presenti in tutti e tre i campioni puo' essere registrato applicando un campo Bo omogeneo e registrando il segnale NMR. Questo equivale a prendere la proiezione dei dati sull'asse della frequenza.
La proiezione dei dati in questo dominio spaziale-spettrale sopra un asse localizzato ad un angolo θ
rispetto all'asse della frequenza puo' essere ottenuto applicando un gradiente di campo magnetico, Gp, definito dalla seguente equazione.
La seguente sequenza di impulsi e' applicata per ottenere queste proiezioni.
Un impulso RF e' applicato per ruotare la magnetizzazione di 90 gradi. La sequenza e' ripetuta i volte e per ogni ripetizione l'ampiezza dei gradienti di proiezione, Gp, assume un valore diverso tale che il θi dell'equazione sopra assuma valori ugualmente spaziati tra 0 e 2π. I dati della proiezione ai differenti angoli sono retroproiettati per ottenere un'immagine del segnale NMR nel piano spaziale-spettrale, come e' stato fatto nel Capitolo 6 per creare l'immagine spaziale-spaziale.
Questa tecnica e' stata implementata su un apparecchio clinico per produrre immagini spaziale-spaziale-spettrali degli 1H.
Le immagini nella finestra di animazione
sono di una fetta assiale della parte mediale della tibia. L'immagine con θ = 90o e' una immagine spin-echo con TR/TE=1000/35 ms. Le immagini restanti rappresentano le componenti di chemical shift nei range indicati.
Nel corpo, le componenti spettrali piu' interessanti nell'NMR sono quelle dei metaboliti. La concentrazione della maggior parte dei metaboliti e' tipicamente ordini di grandezza inferiore di quella del segnale dell'acqua o del grasso nei tessuti. Percio', il segnale NMR dell'1H proveniente dall'acqua e dal grasso deve essere soppresso quando si effettua una spettroscopia 1H dei metaboliti.
Un mezzo di contrasto e' una sostanza che viene introdotta nel corpo per modificare il contrasto tra i tessuti.
Il contrasto cambia variando il T1 e il T2 dei tessuti. E' possibile variare i valori di T1 e di T2 modificando il numero di campi magnetici oscillanti in prossimita' di un nucleo. Un tipico mezzo di contrasto e' uno ione complesso di un metallo paramagnetico come il gadolinio (Gd). L'introduzione della sostanza paramagnetica crea molti campi oscillanti, come un qualcosa che agita un ambiente acquatico. Sfortunatamente, molti ioni metallici paramagnetici sono tossici. Per diminuire la loro tossicita', questi sono tipicamente legati ad altre molecole o ioni per prevenire il loro legame con molecole all'interno del corpo. Alcuni tipici mezzi di contrasto sono riportati nella tabella che segue.
| Mezzo di contrasto | Applicazione |
|---|---|
| Gd-EDTA |
|
| Gd-DTPA |
Sistema nervoso centrale |
| Gd-DOTA |
|
| Ferro ammonio citrato | Stomaco e
parte superiore del piccolo intestino |
| Mangafodipir trisodico |
Lesioni del fegato |
| Gadodiamide |
Sistema nervoso centrale |
Dopo l'iniezione, la concentrazione del mezzo di contrasto aumenta per poi decrescere quando comincia ad essere eliminato dai tessuti. In generale, un aumento del contrasto e' ottenuto da un tessuto che ha una piu' alta affinita' o vascolarizzazione che un altro. Molti tumori, per esempio, hanno una captazione (uptake) di Gd maggiore rispetto ai tessuti circostanti, il che accorcia il T1 originando un segnale piu' forte.
Un'altra classe di mezzi di contrasto e' quella attivata da meccanismi fisiologici del corpo o da una proprieta' di un tumore. Due proprieta' di questo tipo sono il pH e gli ioni calcio. La finestra di animazione mostra un mezzo di contrasto che e' sensibile agli ioni calcio.
I gruppi -COO- hanno una selettivita' piu' alta per Ca2+ che per Gd3+. All'aumentare della concentrazione di ioni di calcio, i gruppi -COO- si legano preferenzialmente a Ca2+ ed espongono piu' molecole di acqua ai Gd3+ ed ai loro campi magnetici fluttuanti.
Il contrasto a trasferimento di magnetizzazione e' una nuova metodica per migliorare il contrasto tra i tessuti utilizzando espedienti fisici piuttosto che chimici.
Affinche' questa tecnica sia efficace, devono esserci almeno due sistemi di spin nella regione anatomica esaminata capaci di scambiarsi energia, e uno dei sistemi deve avere un T2 piu' breve dell'altro.
La sequenza di impulsi e' molto simile a quella per l'imaging di soppressione del grasso descritta precedentemente in questo capitolo.
Viene applicato un impulso di saturazione
con un valore di frequenza che si discosti dalla frequenza centrale di circa di 1 kHz. L'impulso di saturazione e' seguito da una sequenza gradient-echo o una sequenza spin-echo.
I due sistemi di spin potrebbero essere, ad esempio, proteine ed acqua. Le proteine hanno un T2 molto breve rispetto all'acqua. A causa della relazione inversa tra il T2 e la larghezza delle linee di spettro, lo spettro NMR di questi due sistemi di spin dovrebbe avere un picco molto largo proveniente dalle proteine e un picco molto stretto proveniente dall'acqua.
Il segnale proveniente dalle proteine non sara' percio' visibile nell'immagine a causa della larghezza di riga che fa si' che il segnale si disperda sull'intera immagine. L'applicazione di un impulso di saturazione
a 1 kHz dal centro di questi picchi saturerebbe direttamente il sistema di spin delle proteine e non quello dell'acqua. Ogni molecola d'acqua a contatto con una proteina potrebbe essere in grado di scambiare la propria magnetizzazione con quella della proteina. Di conseguenza, la saturazione delle proteine avra' effetto sul segnale dell'acqua e sul contrasto tra acqua a contatto con le proteine e non.
Un modo di visualizzare il trasferimento di magnetizzazione e' quello di immaginare i sistemi di spin di acqua e proteine come serbatoi di energia.
In questa immagine c'e' un serbatoio di proteine collegato ad un serbatoio di acqua,
ed un altro serbatoio di acqua non collegato.
L'energia puo' essere collocata in uno dei serbatoi per essere poi restituita al reticolo o alle molecole circostanti tramite rilassamento spin-reticolo.
L'energia che si trova nel solo serbatoio delle proteine, tramite un impulso di saturazione selettivo di frequenza, influenzera' l'energia del sistema di spin dell'acqua ad esso collegato.
Se una sequenza di impulsi viene utilizzata per esplorare la magnetizzazione dei due sistemi di spin dell'acqua mentre c'e' ancora energia nel serbatoio delle proteine, il serbatoio dell'acqua connesso al sistema delle proteine produrra' un'immagine simile a quella che si otterrebbe utilizzato un TR breve. Il sistema di acqua non collegato produrra' un' immagine come se fosse stato utilizzato un TR lungo. A questo punto ci sara' contrasto tra i due tipi di acqua, anche se i valori di
T1
per i due tipi di acqua sono equivalenti.
La quantita' di rumore in un'immagine e' legata alla frequenza di campionamento del FID o dell'echo. Piu' alta e' la frequenza di campionamento, maggiore e' il rumore nell'immagine. Similmente, diminuendo la frequenza di campionamento si ha minor rumore nell'immagine. Per migliorare il rapporto segnale-rumore in un'immagine e' vantaggioso utilizzare la minore frequenza di campionamento possibile. Poiche' la frequenza di campionamento fs e' legata al campo di vista (FOV), come visto nel Capitolo 7, il gradiente di codifica in frequenza Gf deve essere diminuito proporzionalmente alla frequenza di campionamento per mantenere il FOV costante.
Qui potete vedere come appare il diagramma temporale di una sequenza spin-echo nel caso in cui si utilizzi un'alta frequenza di campionamento,
,
e una bassa frequenza di campionamento.
.
Ci sono tre svantaggi associati all'uso di una bassa frequenza di campionamento:
1. Un piu' marcato artefatto da chemical shift (Vedi Capitolo 11).
2. Una perdita di contrasto.
3. Un range ristretto di tempi di echo, TE.
Di seguito sono mostrate due immagini assiali della testa umana a livello delle orbite. Una e' stata registrata con un'ampiezza di banda di 16 kHz e l'altra con una banda di 3 kHz.
Notate che nell'immagine a 3 kHz c'e' un cambiamento nel segnale del grasso verso la direzione anteriore ed una perdita di contrasto.
Il range dei tempi TE utilizzabili in una sequenza spin-echo e' ristretto nell'imaging ad ampiezza di banda variabile perche' appena la frequenza di campionamento diminuisce, cresce la finestra di campionamento.
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Nelle applicazioni di imaging nelle quali questi tre svantaggi non sono critici e vi e' l'esigenza di migliorare il rapporto segnale-rumore, l'imaging ad ampiezza di banda variabile puo' portare molti benefici.
Il tempo di rilassamento spin-reticolo (T1), il tempo di rilassamento spin-spin (T2) e la densita' di spin (ρ) sono proprieta' degli spin dei tessuti. Il loro valore cambia da un tessuto normale all'altro e da un tessuto patologico all'altro; sono dunque responsabili del contrasto tra tessuti nei vari tipi di immagine descritti nel Capitolo 7 e Capitolo 8.
Ci sono molti metodi per calcolare i valori di T1, T2 e ρ. Questi sono applicati a ciascun singolo pixel per produrre un'immagine con T1, T2 o ρ calcolati. Piu' piccolo e' il voxel corrispondente ad un pixel, piu' verosimilmente i valori calcolati sono rappresentativi di un singolo tessuto. Piu' grande e' il voxel, piu' verosimilmente i valori calcolati sono rappresentativi di una combinazione di tessuti.
Il calcolo di T1, T2 o ρ comincia con l'acquisizione di una serie di immagini. Ad esempio, se volete produrre un'immagine T2, viene utilizzata una sequenza di impulsi spin-echo per registrare una serie di immagini con differenti TE.
Il segnale per un dato pixel puo' essere disegnato su un grafico per ogni valore del TE per trovare il T2 con un'interpolazione.
Un'immagine T1 puo' essere creata dalla stessa sequenza di impulsi acquisendo una serie di immagini al variare del TR.
Il segnale per un dato pixel puo' essere disegnato su un grafico per ogni valore del TR per trovare il T1 con un'interpolazione.
Trovati T1 e T2, la densita' di spin puo' essere calcolata utilizzando l'equazione del segnale di una sequenza spin-echo ed un qualsiasi segnale spin-echo.
Queste procedure appena descritte produrranno immagini T1, T2 o ρ, ma non sono le piu' efficienti o accurate. Si rimanda il lettore alla letteratura scientifica per metodi piu' appropriati.
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La classificazione dei tessuti, o segmentazione delle immagini come viene chiamata, e' l'identificazione dei tessuti in un'immagine di risonanza magnetica. La classificazione e' basata su una proprieta' del tessuto nell'immagine. Ad esempio, in questa immagine spin-echo
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in cui il liquido cerebro-spinale (CSF) e la sostanza grigia sono piu' chiari rispetto agli altri tessuti, l'intensita' del pixel puo' essere utilizzata per classificare tessuti come CSF e sostanza grigia o altri tessuti. L'istogramma e la look-up table di questa immagine saranno del tipo.
Di solito utilizziamo una relazione lineare tra i valori dei dati e l'intensita' del pixel. Inoltre, il contenuto rosso, verde e blu di ogni pixel dovrebbe essere sempre lo stesso per ottenere le tonalita' di grigio dei pixel. Possiamo segmentare il CSF e la sostanza grigia dagli altri tessuti in questo esempio modificando la look-up table cosicche' le componenti verde e blu di un pixel siano eliminate per valori maggiori di 865.
Questa procedura rendera' rossi i pixel di CSF e di sostanza grigia.
L'immagine e' quindi segmentata in due classi di tessuti: (1) sostanza grigia e CSF e (2) altri tessuti.
Il processo di segmentazione e' fatto con l'aiuto di algoritmi eseguiti da un computer. Questi algoritmi sono in grado di segmentare con logiche molto piu' avanzate della semplice eliminazione di valori maggiori di un valore di soglia, come illustrato nell'esempio precedente. Possono essere utilizzate immagini relative ad altri parametri, o regioni spettrali, quali: immagini T1, T2 e ρ pesate; T1, T2 e ρ pure; angiografiche; di diffusione; di chemical shift e funzionali. Con alcune di queste immagini risulta piu' difficile lavorare. Immagini che mostrano variazioni di sensibilita' di una bobina di imaging non possono essere usate perche' gli algoritmi di segmentazione non possono distinguere una variazione di intensita' causata dalla sensibilita' della bobina da quella relativa al tessuto. E' piu' facile lavorare con immagini calcolate di T1, T2 e ρ perche' queste non mostrano variazioni di intensita' provocate da variazioni della sensibilita' della bobina di imaging.
Nell'esempio riportato sopra, non sarebbe stato possibile segmentare la sostanza grigia dal CSF perche' i due tessuti hanno intensita' simili nell'immagine spin-echo. Piu' sono indipendenti le regioni spettrali con cui lavoriamo piu' e' facile segmentare i tessuti. Ad esempio, la segmentazione dei tessuti del cervello puo' essere compiuta con immagini calcolate T1
,
T2
e ρ
del cervello umano.
Queste immagini sono utilizzate per creare un istogramma tridimensionale. In questo istogramma tessuti simili formano dei gruppi di punti (cluster).
Possiamo assegnare ai pixel in un dato intervallo di valori T1, T2 e ρ un particolare colore. L'immagine risultante mostra i tessuti segmentati.
Un ulteriore esempio di segmentazione, basato sulla morfologia o struttura nell'immagine, e' mostrato di seguito.
Sono utilizzate immagini RM ad alta risoluzione del polso acquisite con uno spessore di fetta di 0.7 mm, un FOV di 8 cm e una matrice di 256x256. Queste immagini mostrano la struttura trabecolare delle ossa del polso.
Queste immagini sono utilizzate per "addestrare" un algoritmo a identificare i diversi tipi di patologia ossea per mezzo di confronti della loro morfologia. L'algoritmo risultante caratterizza la struttura trabecolare e la classifica basandosi su proprieta' tipiche delle ossa patologiche. L'immagine classificata
rappresenta le regioni normali con il rosso, quelle che hanno una struttura trabecolare ridotta o osteoporotica con il verde, le cisti con il blu e le sclerosi con l'azzurro.
L'imaging con gas nobili iperpolarizzati e' l'imaging del segnale NMR proveniente da un gas nobile, quale 129Xe o 3He.
Lo Xeno e' utilizzato come anestetico, e molto si conosce degli effetti fisiologici dello Xeno da rendere piu' semplice l'imaging dello 129Xe iperpolarizzato. Lo 129Xe e' un nucleo di spin 1/2 con abbondanza naturale del 26.44% e un rapporto giromagnetico di 11.8 MHz/T.
Lo 129Xe iperpolarizzato e' prodotto attraverso un processo che implica il contatto dello Xeno con dei vapori di Rubidio (Rb) che vengono otticamente eccitati con un fascio laser di 795 nm polarizzato circolarmente. Durante le collisioni Xe-Rb l'elettrone del Rb eccitato perde energia trasferendola agli spin dei nuclei di Xe.
Questo processo produce una magnetizzazione nucleare netta dello 129Xe approssimativamente di 105 volte quella all'equilibrio. Una maggiore magnetizzazione netta vuol dire un segnale piu' grande e rende possibile l'imaging di un gas. Il T1 dello 129Xe nei tessuti varia approssimativamente da 15 a 40 s. Poiche' trattiamo un gas iperpolarizzato con un lungo T1, tutti i segnali si perderebbero dopo l'applicazione di un impulso a 90o. Quindi, per preservare il segnale durante il periodo di acquisizione viene tipicamente utilizzata una sequenza Gradient Echo con un angolo di rotazione di 5o.
Questo e' un esempio di un'immagine spin-echo del cervello di un ratto.
Sovrapposta a questa immagine vi e' un'immagine, a falsi colori di 32x32 pixel, del segnale NMR dello 129Xe nel cervello dopo la respirazione di 129Xe iperpolarizzato per circa 40 s.
Questo studio ha dimostrato che il segnale dello 129Xe proveniva dall'interno del cervello e che c'era una ridotta concentrazione di Xe nel cervelletto.
La codifica della sensibilita' (SENSE: SENSitivity Encoding), l'acquisizione simultanea di armoniche spaziali (SMASH: SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics) e i profili di sensibilita' da un array di bobine per la codifica e la ricostruzione in parallelo (SPACE-RIP: Sensitivity Profiles from an Array of Coils for Encoding and Reconstruction In Parallel) sono tecniche MRI progettate per ridurre il tempi di acquisizione.
Questa riduzione e' ottenuta attraverso un sottocampionamento dello spazio-k e la registrazione simultanea di immagini da bobine per imaging multiple.
Il sottocampionamento riduce il tempo di acquisizione e l'uso di bobine di RF multiple elimina gli effetti di ribaltamento (wrap around) tipici di un sottocampionamento.
Per comprendere in pieno come cio' sia possibile, rivedete gli errori di campionamento nel
Capitolo 5,
gli artefatti di ribaltamento nel Capitolo 11
e la sensibilita' delle bobine di superfice nella sezione bobine RF del Capitolo 9.
Se uno spazio immagine e' sottocampionato nella direzione della codifica di fase di un fattore 2, il tempo per acquisire l'immagine risultera' dimezzato, ma ciascun pixel nell'immagine rappresentera' i dati di due punti dello spazio. Per rappresentare cio' con una equazione, sia f la frequenza di campionamento corrente e fo la frequenza di campionamento ottimale per un'immagine. Lo spazio immagine e' sottocampionato se f < fo e sopracampionato se f > fo. Definendo il fattore di campionamento come,
per k<1 si e' nelle condizioni di sottocampionamento. In un'immagine sottocampionata il numero di punti dello spazio rappresentati per ciascun pixel e' pari a 1/k; il tempo di acquisizione risulta ridotto di un fattore k.
Consideriamo l'immagine A
ottenuta usando fo e l'immagine B usando fo/2 o k=1/2.
Notate nell'immagine B che ci sono porzioni di immagine che si sono ribaltate.
I pixel nella meta' superiore dell'immagine B contengono informazioni sia del ¼ inferiore che del quarto basso della meta' superiore dell'immagine A.
I pixel nella meta' inferiore dell'immagine B contengono informazioni sia del ¼ superiore che del quarto alto della meta' inferiore dell'immagine A.
Con l'imaging SENSE, SMASH o SPACE-RIP e' possibile decodificare le informazioni nell'immagine B e ottenere l'immagine A nella meta' del tempo.
Esaminiamo il processo in dettaglio con uno specifico esempio.
Supponiamo di aver acquisito l'immagine di un oggetto S con quattro bobine per imaging (A, B, C e D) a una frequenza di campionamento fo/4.
L'immagine acquisita
conterra' dei ribaltamenti relativi alle quattro sezioni definite dalle linee rosse
e sara' un quarto delle sue dimensioni originali.
Ciascuna delle quattro bobine produrra' un'immagine (IA, IB, IC e ID)
di dimensioni pari a un quarto di quelle ottimali e contenente la sovrapposizione delle quattro sezioni (S1, S2, S3 e S4) dell'oggetto esaminato S.
Ciascuna delle quattro bobine di imaging avra' una mappa di sensibilita' (CA, CB, CC e CD).
I segnali provenienti dalle rispettive bobine sono dati dalle seguenti equazioni:
La soluzione di questo sistema di equazioni permette di trovare S1, S2, S3 e S4, che, combinati insieme, forniscono S.
Ci sono alcuni costi aggiuntivi associati a questa tecnica di imaging:
la necessita' di avere 1/k bobine per imaging e la disponibilita' di un maggior numero di canali e digitalizzatori per il segnale.
Alcuni ricercatori stanno lavorando su un sistema a 32 canali.
Ci sono alcuni inconvenienti con questo processo che portano ad deterioramento dell'immagine, dovuti al rumore aggiunto dai quattro canali di acquisizione e alla propagazione degli errori nella soluzione del sistema di equazioni.
Tuttavia, il risparmio di tempo rende la tecnica proficua.
Il contrasto nell'MRE e' legato al coefficiente di elasticita' del tessuto.
Le immagini di risonanza magnetica sono registrate mentre gli ultrasuoni sono inviati al volume in esame.
Le indicazioni per l'uso di questa tecnica sono nella localizzazione di patologie dei tessuti molli, basata sul differente coefficiente di elasticita' dei tessuti.
Per questo motivo, ci si riferisce ad essa come palpazione a risonanza magnetica.La risonanza di spin elettronico (ESR), o risonanza paramagnetica elettronica (EPR) come spesso e' chiamata, e' una tecnica a risonanza magnetica molto simile all'NMR.
La differenza e' che l'ESR e' basata sullo spin dell'elettrone piuttosto che sullo spin di un nucleo.
Lo spin di un elettrone non appaiato posto in un campo magnetico esterno puo' assumere due sole orientazioni: parallelo o antiparallelo al campo magnetico.
Analogamente al caso dell'NMR, un fotone con una energia pari alla differenza di energia tra due livelli elettronici causa una transizione tra i livelli.
La spettroscopia ESR e' lo studio della materia basato sull'assorbimento di energia in ESR.
L'imaging ESR e' lo studio della ricostruzione spaziale dei segnali ESR generati dalle sostanze.
Non sono molte le sostanze in natura che hanno elettroni non appaiati.
Di conseguenza, solo poche sostanze possono essere studiate con l'ESR.
Sonde di spin con ossido di azoto e alcuni metalli di transizione hanno un segnale ESR.
Queste sostanze sono state direttamente studiate con l'ESR, ma sono piu' comunemente utilizzate come sonde per lo studio con l'ESR di processi biologici.
A causa del valore molto piu' piccolo della massa di un elettrone rispetto a quella di un nucleone, il rapporto giromagnetico dell'elettrone e' circa 658 volte quello di un protone.
Di conseguenza, nell'ESR vengono usate frequenze molto maggiori rispetto all'NMR a parita' di intensita' di campo magnetico statico.
Per un campo magnetico di 1 Tesla la risonanza di spin elettronico ha luogo approssimativamente a 28.026 GHz, valore di frequenza che e' all'interno della regione delle microonde dello spettro elettromagnetico.
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