The Basics of MRI

Capitolo 13

TECNICHE AVANZATE DI IMAGING



Introduzione

Ogni nuovo anno sembra portare una nuova applicazione dell'MRI o una nuova sequenza di impulsi, aprendo nuove opportunità di imaging con la risonanza magnetica. In questo capitolo verranno descritte alcune di queste tecniche. Per approfondimenti, si invita il lettore a far riferimento alla letteratura citata.

Angiografia MRI

L'angiografia è l'imaging del sangue che fluisce nelle arterie e vene del corpo. Prima dell'MRI l'angiografia consisteva in un esame radiografico con mezzo di contrasto. Questa procedura generava una mappa dei vasi sanguigni del corpo, ma non veniva prodotta un'immagine nella quale si potesse distinguere 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 nelle quali l'intensità è proporzionale alla velocità del flusso.

Esistono tre principali tipi di MRA che ci apprestiamo a descrivere: time-of-flight , angiografia phase contrast e angiografia contrast enhanced.

Angiografia Time-of-Flight

L'angiografia time-of-flight può essere eseguita in diversi modi. Un metodo utilizza una sequenza spin-echo in cui gli impulsi a 90° e 180° di selezione della fetta hanno frequenze diverse. L'impulso a 90° eccita gli spin in un piano, mentre l'impulso a 180° eccita gli spin di un altro piano. In assenza di flusso, non vi è alcun segnale perché nessuno spin subisce entrambi gli impulsi di 90° e 180°. In presenza di flusso e di un corretto TE, il sangue proveniente dal piano di 90° fluisce in quello di 180°, producendo un echo.

Ricordate l'artefatto da flusso descritto nel Capitolo 11. Quando il sangue subisce l'impulso a 90° e non quello a 180°, non viene osservato alcun echo. Se la localizzazione della fetta dell'impulso a 180° viene fatta combaciare con la posizione del sangue che ha subito l'impulso a 90°, soltanto quel sangue contribuirà al segnale di echo.

Angiografia Phase Contrast

L'angiografia phase contrast è un po' più complicata. Il primo nuovo concetto da capire è quello di impulso bipolare di gradiente di campo magnetico (GBP). Un impulso di gradiente bipolare è quello in cui il gradiente viene acceso in una direzione per un periodo di tempo e subito dopo acceso nella direzione opposta per un tempo equivalente. Un impulso di gradiente bipolare positivo presenta prima il lobo positivo, mentre un impulso di gradiente bipolare negativo presenta 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 avrà effetto solo sugli spin che hanno una componente della velocità nella direzione del gradiente.

Per esempio, uno spin stazionario esposto al primo lobo dell'impulso di gradiente bipolare acquisterà, in radianti, una fase data da

A = 2 γ x GBP dt
e
B = -2 γ x GBP dt

relativamente al secondo lobo. Se i GBP dei due lobi sono uguali e sono uguali anche le posizioni durante i due impulsi, la fase acquisita dal lobo A sarà 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 ciò che abbiamo fatto è stato impartire uno spostamento di fase agli spin in movimento; poiché un'immagine è una rappresentazione del modulo della magnetizzazione trasversale non vi sarebbero effetti. Se però 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 verrebbero cancellati, mentre quelli relativi a spin in movimento (flusso) verrebbero addizionati. Guardate l'animazione per convincervi di ciò. Un impulso di gradiente bipolare positivo avrà 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 avrà 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, azzeriamo i vettori provenienti dagli spin stazionari e gli spin in movimento risulteranno avere una magnetizzazione netta. L'effetto risultante sarà, quindi, un'immagine degli spin in movimento. Da quest'animazione è facile vedere che per un segnale ottimale, i vettori provenienti dal sangue che fluisce più velocemente, dovrebbero acquistare 90° di fase per ogni impulso di gradiente bipolare; gli spin più lenti acquisteranno spostamenti di fase minori. La direzione del gradiente bipolare produce un segnale per i soli spin aventi una componente lungo quella direzione.

Nella finestra grafica mostriamo una sequenza di impulsi per angiografia phase contrast con un gradiente di codifica di fase ad un solo incremento. La sottrazione dei segnali provenienti dalle due parti viene utilizzata per produrre la linea dello spazio-k relativa alla codifica di fase impartita.

Mostriamo di seguito due esempi di immagini angiografiche. La prima è una proiezione coronale del flusso cerebrale; la seconda è una proiezione assiale.

Angiografia Contrast Enhanced

L'angiografia contrast enhanced si basa sulla differenza in 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 è molto debole a causa del loro lungo T1. Le immagini provenienti dalla regione di interesse vengono registrate con sequenze di imaging volumetrico veloci. L'alta qualità delle immagini angiografiche contrast enhanced ha reso la risonanza magnetica la tecnica di scelta per l'angiografia.

Imaging di diffusione

L'imaging di diffusione può essere eseguito con una sequenza del tutto simile a quella utilizzata per l'angiografia phase contrast. La principale differenza sta nel fatto che, per poter rivelare i più lenti moti di diffusione molecolare all'interno del corpo, i gradienti devono essere di intensità maggiore e/o la separazione tra gli impulsi di gradiente deve essere incrementata.

L'imaging di diffusione è tipicamente eseguito utilizzando una sequenza spin echo nella quale vengono aggiunti degli impulsi di gradiente indicati con GD. La finestra di animazione mostra un diagramma temporale per una sequenza (90° - 180°) ripetuta due volte. I due gradienti GD hanno come direzione di applicazione la direzione x, y, o z lungo la quale si vuole l'imaging di diffusione e sono posizionati simmetricamente rispetto all'impulso a 180°. Sono gradienti identici in ampiezza e durata (δ) e azionati ad una distanza di tempo Δ l'uno dall'altro. Detti impulsi non hanno effetto sugli spin stazionari. Per esempio, uno spin stazionario esposto al primo impulso GD applicato lungo l'asse Z, acquisirà, in radianti, una fase data da:

φ = 2 π γ z Gz dt

A seguito del secondo impulso GD, lo spin acquisirà una fase uguale ed opposta poiché gli impulsi agiscono su lati opposti rispetto all'impulso RF a 180°. In questo modo i loro effetti si annullano a vicenda. Sugli spin in movimento, invece, che nell'intervallo di tempo Δ per effetto della diffusione si ritrovano in una nuova posizione, l'effetto degli impulsi GD è quello di defasare la magnetizzazione degli spin dando origine ad una perdita di segnale sulle immagini di diffusione.

Per meglio visualizzare l'effetto degli impulsi di gradiente sulla fase degli spin, stazionari e in movimento, esaminiamo l'animazione che segue. La fase di uno spin che diffonde è mostrata relativamente a uno spin di riferimento e uno spin stazionario. Per spin di riferimento intendiamo uno spin che non è stato sottoposto a gradienti. Per spin stazionario, invece, uno spin che non diffonde durante il tempo di applicazione della sequenza. La direzione degli spin che diffondono sia l'asse Z. La linea blu nel diagramma temporale rappresenta l'istante di attivazione dell'impulso a 180°nella sequenza spin echo. Facendo partire l'animazione si vede che, gli spin stazionari tornano in fase con lo spin di riferimento, dando un contributo positivo dell'echo; lo spin che diffonde non ritorna in fase con lo spin di riferimento e porta ad una attenuazione dell'echo.

La relazione tra il segnale (S) ottenuto in presenza di un gradiente GD nella direzione i (Gi) e il coefficiente di diffusione (Di) è dato dalla seguente equazione, dove So è il valore del segnale per Gi=0.

S/So = exp[-(Gi γ δ)2 Di (Δ - δ/3)]

Il coefficiente di diffusione viene tipicamente calcolato mettendo in grafico

ln(S/So) versus (Gi γ δ)2 (Δ - δ/3).

L'imaging "pesato" in diffusione è stato fin dall'inizio, ed è tutt'oggi, utilizzato per la valutazione dell'infarto. Un'altra applicazione, chiamata diffusion tensor imaging (DTI) o trattografia, è lo studio della connettività tra regioni del cervello. In questa applicazione le immagini di diffusione sono acquisite in x, y, e z e usate per creare un'immagine del tensore di diffusione. Si può pensare a quest'immagine come ad una mappa di Dx, Dy e Dz. Il principio alla base dell'imaging trattografico è che tra tessuti in voxel adiacenti vi è connessione se c'è un'alta diffusione in una stessa direzione. Esaminate la seguente rappresentazione di una porzione 4 x 4 del tensore di diffusione. Le linee con le frecce rappresentano la direzione della diffusione nel piano di imaging. L'immagine indica la connessione tra i pixels 4, 8, 12 e 16. È chiaramente visibile anche una connessione tra i pixel della diagonale che unisce l'angolo in alto a destra con quello in basso a sinistra. Non c'è connessione tra i pixel 1, 2, 5, 11, 14, e 15 e ogni altro pixel adiacente. Questo pattern può essere rappresentato da dei canali con la seguente connettività inter-pixel.

Mostriamo di seguito due immagini di trattografia cerebrale gentilmente concesse da A. Leemans.

MRI Funzionale

L'MRI funzionale (fMRI) permette di visualizzare quali zone del cervello stanno “lavorando” durante lo svolgimento di un determinato compito. L'attività cerebrale determina un rapido e momentaneo aumento del flusso sanguigno verso specifici centri del cervello, con conseguente aumento del livello di ossigeno in queste regioni. Ad esempio, quando muovete il vostro indice destro si verifica un rapido e momentaneo incremento della circolazione nella regione del cervello che controlla i movimenti del dito. L'aumento del flusso sanguigno si traduce in un incremento di ossigeno che, in quanto paramagnetico, ha effetto sul T1 e sul T2 dei tessuti come una sorta di mezzo di contrasto "endogeno". A questo effetto ci si riferisce come "risposta dipendente dal livello di ossigenazione del sangue" (BOLD: blood oxygen level dependent).

L'imaging del cervello durante l'esecuzione di un dato compito evidenzierà la risposta BOLD. Come ci si può immaginare, si tratta di una risposta molto debole (piccole differenze di segnale) ed allo stesso tempo anche molto rapida che richiede medie di segnale e una sequenza di imaging veloce. La sequenza echo-planare ha i requisiti giusti per l'imaging del segnale BOLD nella maggior parte dei casi. Vengono registrate immagini del cervello con e senza lo stimolo e ne viene calcolata l'immagine differenza. Le informazioni così ottenute vengono sovrapposte ad un generico modello del cervello, evidenziando, con una codifica in colore, le regioni che si attivano nel corso dello svolgimento di quel determinato compito. La risoluzione temporale in fMRI è di circa 1 secondo.

Mostriamo di seguito un esempio di imaging funzionale utilizzato per studiare le regioni del cervello responsabili del finger-tapping bilaterale. Le immagini che seguono mostrano le regioni del cervello interessate dalla risposta BOLD e la variazione del segnale di risonanza magnetica nel punto di intersezione delle due linee blu.

Spettroscopia NMR in vivo

La spettroscopia di risonanza magnetica nucleare (NMR) in un contesto clinico è una tecnica con la quale è possibile visualizzare, sotto forma di spettri, le specifiche frequenze di risonanza assorbite da un campione o da un tessuto. Essendo queste frequenze riferibili alla presenza di specifiche molecole, si hanno informazioni utili per stabilire lo stato di malattia di un tessuto. È relativamente facile ottenere lo spettro NMR di un campione voluminoso, ma questo dal punto di vista clinico non è molto utile. Per migliorare l'utilità clinica dell'informazione, lo spettro deve provenire da una ben localizzata e confinata regione. Dal punto di vista clinico sarebbe ancora più utile, ma più difficile, ottenere uno spettro NMR da ogni voxel dell'oggetto esaminato. Diamo di seguito una breve descrizione di alcune delle tecniche utilizzate per studi di spettroscopia. Per approfondimenti il lettore può far riferimento alla buona rassegna di Matson e Weiner .

Tecniche matematiche di deconvoluzione

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'utilità limitata. Per capire il funzionamento di questa tecnica, considerate il seguente esempio di imaging mono-dimensionale. Un campione è 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 è I(x). Notate che l'immagine del picco spettrale destro di A si sovrappone a quello di B. Poiché l'immagine del picco spettrale di sinistra è chiaramente definita, la sovrapposizione può essere eliminata per sottrazione. Si ottengono così le immagini di A e B.

Tecniche con bobina di superficie

Le tecniche con bobina di superficie sono limitate a regioni vicine alla superficie dell'oggetto da esaminare. Queste tecniche utilizzano 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 viene applicato alla bobina di superficie, si ottiene un ampio intervallo di valori di angoli di rotazione. Le regioni che subiscono una rotazione multipla di 180°, non contribuiranno al segnale, mentre quelle che subiscono rotazioni con angoli multipli dispari di 90° si troveranno al massimo della rotazione e contribuiranno maggiormente al segnale. Quello che segue è un esempio della variazione di intensità osservabile in una sfera di acqua studiata con una bobina posizionata su un lato.

Perciò, alcune localizzazioni di uno spettro possono essere ottenute, ma purtroppo le rotazioni di 270, 450, 630 ... contribuiranno maggiormente al segnale poiché la sensibilità della bobina di superficie aumenta quanto più ci si avvicina alla superficie. Una soluzione a questo problema consiste nell'alterare l'omogeneità del campo Bo vicino alla superficie, eliminando così il segnale delle rotazioni di 270, 450, 630 .... L'alterazione del campo magnetico Bo, in questo caso, può essere effettuata per mezzo di materiali ferromagnetici oppure con una griglia di piccoli elettromagneti. .

Tecniche punto sensibili

Al fine di minimizzare distorsioni dello spettro è necessario che la variazione di campo magnetico Bo nella regione dove deve essere registrato lo spettro sia apprezzabilmente minore dell'ampiezza della linea di spettro. Quando la variazione di Bo è molto più grande dell'ampiezza della linea, le linee spettrali appaiono "slargate". In casi estremi, questo allargamento può rendere la linea non visibile. La chiave per le tecniche punto sensibili è l'allargamento delle linee spettrali da quelle regioni dove il segnale non è desiderato e la non distorsione delle linee dalle regioni di interesse. Questo obiettivo viene realizzato con un campo magnetico come quello mostrato nella finestra di animazione. In presenza di questo gradiente mono-dimensionale, soltanto quegli spin che subiscono il campo magnetico uniforme produrranno un segnale. Questa regione uniforme di Bo può 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 sarà bisogno di un Bo(y) e un Bo(z) simili al Bo(x) mostrato.

Tecniche fetta selettive

Esaminiamo una di queste tecniche usando una sequenza spin-echo a multiplo echo (90-180-180). Un impulso RF di selezione della fetta è applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico X. Questo eccita gli spin in un piano YZ. Un impulso RF a 180° selettivo della fetta è applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico Y, che ruota gli spin localizzati in un piano XZ. Un secondo impulso RF a 180° di selezione di fetta è applicato in congiunzione con un gradiente di campo magnetico Z ed eccita gli spin in un piano XY. Il secondo echo è 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, è possibile posizionare il voxel di segnale in un qualsiasi punto dell'oggetto da studiare. Questa tecnica è 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 180° seguiti da un impulso a 90°. Il FID è raccolto dopo l'impulso a 90°. I tre impulsi di selezione di fetta a 180° sono applicati in specifiche combinazioni e i FID aggiunti o sottratti per produrre lo spettro. L'ultima tecnica in questa categoria è la Depth-REsolved Surface Spectroscopy (DRESS). . Consiste di un singolo impulso di selezione di fetta a 90° seguito dall'applicazione di un rapido impulso di inversione del gradiente.

Tecniche di imaging spettroscopico

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 sono generalmente tridimensionali (spaziale-spaziale-spettrale) e possono quindi essere rappresentati come spettri per singolo voxel o come immagini di uno specifico chemical shift. La più semplice delle tecniche di imaging spettroscopico è basata su una sequenza di imaging volumetrico, con alcune modifiche. L'impulso RF è di selezione del volume mentre il gradiente di lettura (Gf) è disattivato. Ai gradienti identificati con Gs e Gφ vengono 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, è l'imaging spaziale-spaziale-spettrale basato sulla retroproiezione. Considerate l'esempio seguente che usa un campione mono-dimensionale per produrre un'immagine spaziale-spettrale, e si supponga che il campione mono-dimensionale di lunghezza D abbia uno spettro NMR di ampiezza Ω con i seguenti componenti di chemical shift. Quindi, un dominio spaziale-spettrale può essere definito con i dati seguenti. L'immagine della distribuzione di segnale lungo l'asse x può 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 può 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 può essere ottenuto applicando un gradiente di campo magnetico, Gp, definito dalla seguente equazione.

tanϑi = γGpD / Ω

La sequenza di impulsi applicata per ottenere queste proiezioni è illustrata di seguito. Un impulso RF è applicato per ruotare la magnetizzazione di 90°. La sequenza è 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 riportata 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 è stato fatto nel Capitolo 6 per creare l'immagine spaziale-spaziale.

Questa tecnica è 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 = 90° è 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 più interessanti sono quelle dei metaboliti. La concentrazione della maggior parte dei metaboliti è tipicamente ordini di grandezza inferiore rispetto al segnale dell'acqua o del grasso presenti nei tessuti. Per questo motivo, quando si effettua una spettroscopia 1H dei metaboliti, il segnale NMR dell'1H proveniente dall'acqua e dal grasso deve essere soppresso.

Contrasto a trasferimento di magnetizzazione

Il contrasto a trasferimento di magnetizzazione è una nuova metodica per migliorare il contrasto tra i tessuti utilizzando espedienti fisici piuttosto che chimici. La tecnica è applicabile se nella regione anatomica esaminata ci sono almeno due sistemi di spin capaci di scambiarsi energia, e se uno dei sistemi ha un T2 più breve dell'altro. I due sistemi di spin potrebbero essere proteine ed acqua.

La sequenza di impulsi è molto simile a quella per l'imaging a soppressione del grasso. Viene applicato un impulso di saturazione con una frequenza che dista circa 1 kHz dalla frequenza di risonanza (off-resonance saturation pulse), cui segue una sequenza gradient-echo o una sequenza spin-echo.

Le proteine hanno un T2 molto più breve di quello dell'acqua. A causa della relazione inversa tra il T2 e la larghezza delle linee di spettro, nello spettro NMR di questi due sistemi di spin ritroveremo un picco molto largo proveniente dalle proteine e un picco molto stretto proveniente dall'acqua con la conseguenza che il segnale proveniente dalle proteine non sarà visibile nell'immagine perché la larghezza di riga fa sì che il segnale si disperda sull'intera immagine. L'applicazione di un "off-resonance saturation pulse" porta il sistema di spin delle proteine (e non quello dell'acqua) in saturazione. Potenzialmente, ogni proteina a contatto con una molecola d'acqua è in grado di trasferire la propria magnetizzazione. La saturazione delle proteine finisce così per avere un effetto sul segnale dell'acqua e sul contrasto tra acqua legata alle proteine e acqua libera.

Un modo di visualizzare il trasferimento di magnetizzazione è quello di immaginare i sistemi di spin (proteine e acqua) come serbatoi di energia. Consideriamo un serbatoio di proteine collegato ad un serbatoio di acqua, ed un altro serbatoio di acqua non collegato. L'energia collocata in uno dei serbatoi possa essere 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, influenzerà l'energia del sistema di spin dell'acqua ad esso collegato. Se si utilizza una sequenza di impulsi per esplorare la magnetizzazione dei due sistemi di spin dell'acqua mentre c'è ancora energia nel serbatoio delle proteine, il serbatoio dell'acqua connesso al sistema delle proteine produrrà un'immagine simile a quella che si otterrebbe utilizzando un TR breve, mentre, il sistema di acqua non collegato produrrà un'immagine come se fosse stato utilizzato un TR lungo. A questo punto, tra i due tipi di acqua ci sarà contrasto anche se i valori di T1 sono equivalenti.

Imaging ad ampiezza di banda variabile

Con il termine "ampiezza di banda" (bandwidth) si indica l'intervallo di frequenze nel quale è codificata l'informazione sulla posizione. L'ampiezza di banda determina la frequenza di campionamento da utilizzare per i segnali di FID o di echo e questa scelta ha influenza sulla quantità di rumore in un'immagine. Più alta è la frequenza di campionamento, maggiore è il rumore nell'immagine. Similmente, diminuendo la frequenza di campionamento si ha minor rumore nell'immagine. Per migliorare il rapporto segnale-rumore è vantaggioso utilizzare la minore frequenza di campionamento possibile. Poiché la frequenza di campionamento fs è legata al campo di vista (FOV), come visto nel Capitolo 7, per mantenere il FOV costante il gradiente di codifica in frequenza Gf deve essere diminuito proporzionalmente alla frequenza di campionamento.

FOV = fs / γ Gf

Mostriamo di seguito come appare il diagramma temporale di una sequenza spin-echo nel caso in cui si utilizzino, rispettivamente, un'alta frequenza di campionamento, , e una bassa frequenza di campionamento. .

L'utilizzo di una bassa frequenza di campionamento ha tre potenziali svantaggi:
1. un più marcato artefatto da chemical shift;
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 acquisita con un'ampiezza di banda di 16 kHz e l'altra con un'ampiezza di banda di 3 kHz. Notate che nell'immagine a 3 kHz c'è un cambiamento nel segnale del grasso verso la direzione anteriore ed una perdita di contrasto. Nell'imaging ad ampiezza di banda variabile il range dei tempi TE utilizzabili in una sequenza spin-echo è ristretto perché appena la frequenza di campionamento diminuisce, la finestra di campionamento si allunga. .

Nelle applicazioni di imaging nelle quali questi svantaggi non sono critici e vi è l'esigenza di migliorare il rapporto segnale-rumore, l'imaging ad ampiezza di banda variabile può portare molti benefici.

Immagini T1, T2 e ρ

Il tempo di rilassamento spin-reticolo (T1), il tempo di rilassamento spin-spin (T2) e la densità di spin (ρ) sono proprietà 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. Più piccolo è il voxel corrispondente ad un pixel, più verosimilmente i valori calcolati sono rappresentativi di un singolo tessuto; più grande è il voxel, più 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 si vuole produrre un'immagine T2 viene utilizzata una sequenza di impulsi spin-echo per registrare una serie di immagini con differenti TE. Riportando in un grafico il segnale per un dato pixel per ogni valore di TE è possibile ottenere il T2 con un'interpolazione.

Un'immagine T1 può essere creata dalla stessa sequenza di impulsi acquisendo una serie di immagini al variare del TR. Riportando in un grafico il segnale per un dato pixel per ogni valore del TR è possibile ottenere il T1 con un'interpolazione. Trovati T1 e T2, la densità di spin può essere calcolata utilizzando l'equazione del segnale di una sequenza spin-echo ed un qualsiasi segnale spin-echo.

Le procedure appena descritte produrranno immagini T1, T2 o ρ, ma non sono le più efficienti o accurate. Si rimanda il lettore alla letteratura scientifica per la trattazione di metodi più appropriati. ,

Classificazione dei tessuti

La classificazione dei tessuti, o segmentazione delle immagini come viene chiamata, è l'identificazione dei tessuti in un'immagine di risonanza magnetica. La classificazione è basata su una proprietà del tessuto nell'immagine. Ad esempio, in questa immagine spin-echo , in cui il liquido cerebro-spinale (CSF) e la sostanza grigia sono più chiari rispetto agli altri tessuti, l'intensità del pixel può 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'intensità del pixel. Inoltre, il contenuto rosso, verde e blu di ogni pixel dovrebbe essere sempre lo stesso per ottenere le tonalità di grigio dei pixel. Possiamo segmentare il CSF e la sostanza grigia dagli altri tessuti in questo esempio modificando la look-up table cosicché le componenti verde e blu di un pixel siano eliminate per valori maggiori di 865. Questa procedura renderà rossi i pixel di CSF e di sostanza grigia. L'immagine è quindi segmentata in due classi di tessuti: (1) sostanza grigia e CSF e (2) altri tessuti.

Il processo di segmentazione è fatto con l'aiuto di algoritmi in grado di segmentare con logiche molto più avanzate della semplice discriminazione dei valori dei pixel rispetto ad un valore di soglia, come illustrato nell'esempio precedente. Possono utilizzarsi 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 più difficile lavorare. Immagini che mostrano variazioni di sensibilità di una bobina di imaging non possono essere usate perché gli algoritmi di segmentazione non possono distinguere una variazione di intensità causata dalla sensibilità della bobina da quella relativa al tessuto. È più facile lavorare con immagini calcolate di T1, T2 e ρ perché queste non mostrano variazioni di intensità provocate da variazioni della sensibilità della bobina di imaging.

Nell'esempio riportato sopra, non sarebbe stato possibile segmentare la sostanza grigia dal CSF perché i due tessuti hanno intensità simili nell'immagine spin-echo. Più le regioni spettrali con cui lavoriamo sono indipendenti, più è facile segmentare i tessuti. Ad esempio, la segmentazione dei tessuti del cervello può essere compiuta con immagini calcolate T1 , T2 e ρ. , Queste immagini sono utilizzate per creare un istogramma tridimensionale nel quale tessuti simili formano dei gruppi di punti (cluster). Assegnando ai pixel in un dato intervallo di valori T1, T2 e ρ un particolare colore si ottiene l'immagine risultante con i tessuti segmentati.

Un ulteriore esempio di segmentazione, basato sulla morfologia o struttura nell'immagine, è mostrato di seguito. Sono utilizzate immagini 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 e 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 proprietà 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.

Imaging con gas nobili iperpolarizzati

L'imaging con gas nobili iperpolarizzati è l'imaging del segnale NMR proveniente da un gas nobile, quale 129Xe o 3He. Lo Xeno è utilizzato anche come anestetico, e tanto si conosce dei suoi effetti fisiologici da rendere più semplice l'imaging dello 129Xe iperpolarizzato. Lo 129Xe è un nucleo di spin 1/2 con abbondanza naturale del 26.44% e un rapporto giromagnetico di 11.8 MHz/T.

L'iperpolarizzazione dello 129Xe è prodotta 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 vuol dire un segnale più grande, rendendo possibile l'imaging di un gas. Il T1 dello 129Xe "in vivo" varia tra 1 e 50 s. Visto il lungo T1, per l'imaging vengono tipicamente utilizzate sequenze con un basso valore di flip angle (gradient echo con θ = 5°).

Mostriamo di seguito, a titolo di esempio, un'immagine spin-echo del cervello di un ratto. A questa immagine è stata sovrapposta un'immagine, a falsi colori di 32x32 pixel, del segnale NMR dello 129Xe nel cervello a seguito della 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.

Elastografia a risonanza magnetica (MRE)

La elastografia a risonanza magnetica (MRE) è l'imaging della propagazione di onde acustiche trasversali mediante l'MRI. Il contrasto nell'MRE è legato al coefficiente di elasticità del tessuto. Le immagini di risonanza magnetica sono registrate mentre al volume in esame sono inviate onde acustiche di bassa frequenza (20-1000 Hz). Le indicazioni per l'utilizzo di questa tecnica sono nella localizzazione di patologie dei tessuti molli, basata sul differente coefficiente di elasticità dei tessuti. Per questo motivo, ci si riferisce ad essa come "palpazione a risonanza magnetica".

Risonanza di spin elettronico (ESR)

La risonanza di spin elettronico (ESR), o risonanza paramagnetica elettronica (EPR) come spesso è chiamata, è una tecnica di risonanza magnetica molto simile all'NMR. La differenza è che l'ESR è basata sullo spin dell'elettrone invece che sullo spin di un nucleo. In presenza di un campo magnetico lo spin di un elettrone non appaiato può assumere due sole orientazioni: parallelo o antiparallelo al campo magnetico. Analogamente al caso dell'NMR, un fotone con energia pari alla differenza di energia tra i due livelli elettronici induce una transizione tra i livelli. La spettroscopia ESR è lo studio della materia basato sull'assorbimento di energia in ESR. L'imaging ESR è 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 più comunemente utilizzate come sonde per lo studio, mediante ESR, di processi biologici.

A causa del valore molto più piccolo della massa dell'elettrone rispetto a quella di un nucleone, il rapporto giromagnetico dell'elettrone è circa 658 volte quello di un protone. Di conseguenza, nell'ESR vengono usate frequenze molto maggiori rispetto all'NMR a parità di intensità 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 è all'interno della regione delle microonde dello spettro elettromagnetico.


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