The Basics of MRI

Capitolo 12

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 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.

Imaging Volumetrico (Imaging 3D)

L'imaging volumetrico è l'acquisizione dei dati di risonanza magnetica da un volume piuttosto che da una fetta, volume che è possibile immaginare come costituito da un insieme di molte fette contigue.

Il diagramma temporale di una sequenza di impulsi per imaging volumetrico è del tipo. C'è un impulso RF di selezione del volume ed un gradiente che ruota i soli spin del volume da esaminare. Questa combinazione di impulsi è del tutto simile a quella per la selezione di una fetta tranne che per lo "spessore" della fetta che può arrivare a 10 o 20 cm. Gli impulsi per la selezione del volume sono seguiti da un gradiente di codifica della fase nel piano e da un altro nella direzione dello spessore di fetta. 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. Nell'imaging 3D, dunque, alla codifica fase-frequenza utilizzata per l'imaging 2D si aggiunge una codifica di fase nella terza dimensione.

Il tempo di imaging è uguale al prodotto di TR volte il numero di incrementi della codifica di fase nel piano per il numero di incrementi nella direzione dello spessore di fetta. A causa di questo elevato valore, per l'imaging volumetrico vengono tipicamente utilizzate sequenze gradient echo. Rispetto all'imaging 2D l'imaging volumetrico permette di aumentare considerevolmente la risoluzione nella direzione dello spessore di fetta. Generalmente si usano sequenze 3D quando si vuole uno spessore di fetta inferiore ai 3 mm o per acquisizioni ad alta risoluzione con voxel isotropico.

Imaging dei flussi (Angiografia MRI)

L'angiografia è 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 però 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'intensità è proporzionale alla velocità del flusso. Ci sono 3 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 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'è segnale perché 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 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 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 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 una fase in radianti 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 le posizioni sono uguali 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 quello che abbiamo fatto è 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 saranno cancellati mentre quelli relativi a spin in movimento (flusso) 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, cancelliamo i vettori provenienti dagli spin stazionari e gli spin in movimento risulteranno avere una magnetizzazione netta. L'effetto risultante sarà 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 90o 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.

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 è la proiezione coronale del flusso della testa; la seconda è una proiezione assiale del cervello.

Angiografia Contrast Enhanced

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 è 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 qualità delle immagini dell'angiografia MR contrast enhanced ha reso la MRI 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 usata per l'angiografia phase contrast. La principale differenza sta nel fatto che i gradienti devono essere incrementati in ampiezza così da poter ottenere l'immagine dei moti più lenti di diffusione molecolare nel corpo. Si rimanda il lettore alla seconda metà della precedente sezione (angiografia phase contrast) per i dettagli della sequenza.

Imaging a numero di eccitazioni e ad echo frazionari

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 numero di eccitazioni (Nex) frazionario e l'imaging 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 è necessario prima esaminare la relazione tra i dati nelle due diverse metà dello spazio-k.

I dati dello spazio-k sono dati complessi che rappresentano le componenti di magnetizzazione Mx e My. I dati complessi nella metà destra dello spazio-k sono i complessi coniugati dei dati nella metà sinistra. Allo stesso modo, i dati nella metà superiore dello spazio-k sono i complessi coniugati di quelli della metà inferiore.

Imaging a Nex frazionario

L'imaging a Nex frazionario trae vantaggio dalla relazione fra complessi coniugati che vi è tra la metà 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 metà 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 metà. 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 risiede nel poter acquisire un'immagine più velocemente e con lo stesso contrasto tra i tessuti del caso in cui Nex=1.

Imaging a echo frazionario

L'imaging a echo frazionario è simile all'imaging a Nex frazionario in cui la relazione tra complessi coniugati delle metà sinistra e destra dello spazio-k vengono utilizzate per accorciare il tempo di echo in una sequenza di imaging. Se non è necessario registrare l'intero echo, il valore minimo di TE può essere diminuito per raccogliere più segnale. In alcuni casi, è possibile ottenere tempi di acquisizione più brevi.

Imaging con sequenze Fast Spin-Echo

Una sequenza di imaging fast spin echo è 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 verrà diviso in 4 sezioni. Il primo echo verrà utilizzato per riempire la parte centrale dello spazio-k, linee 96-160. Il secondo echo sarà utilizzato per le linee 64-96 e 160-192. Il terzo echo riempirà le linee 32-64 e 192-224. L'ultimo echo riempirà le linee 1-32 e 224-256 dello spazio-k. Ci sono alcuni problemi con i passaggi tra le sezioni dello spazio-k, ma poiché in queste regioni ci sono pochi dati è possibile correggerli. Il beneficio della tecnica sta nel fatto che un'immagine completa, come mostrato nell'esempio, può essere registrata in un quarto del tempo.

Imaging Chemical Shift (Soppressione del grasso)

L'imaging chemical shift è la produzione di un'immagine con una sola componente di chemical shift in un dato campione. Ad esempio, se l'oggetto da esaminare è 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 è 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 è il grasso, per l'acqua la componente è l'acqua). Questa tecnica è 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 è 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 è il grasso. Questo impulso è 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 è seguito da una sequenza spin-echo. Questa tecnica funziona meglio quando il T1 della sequenza è lungo rispetto al tempo tra l'impulso di saturazione e la sequenza spin-echo.

Imaging con sequenze Echo Planar (MRI funzionale)

L'imaging echo planare è 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 è utile chiarire il concetto di spazio-k. Un'immagine di risonanza magnetica è riferita ad una regione dello spazio. La sua trasformata di Fourier è 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. Poiché si ha un passo della codifica di fase ogni TR secondi, il tempo richiesto per la produzione dell'immagine è 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 planar. C'è 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. Poiché la sequenza echo planare è tipicamente una sequenza a singola fetta, non è necessario che l'impulso a 180o sia di selezione della fetta. Le direzioni della codifica di fase e di frequenza sono alternate così da scandire l'intero spazio-k. Ciò 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, apparirà più chiaro. Potete vedere che c'è un gradiente di codifica di fase, seguito da un gradiente di codifica di frequenza, durante il quale viene registrato un segnale. Poi c'è un altro gradiente di codifica di fase seguito dal gradiente di codifica di frequenza di polarità 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 velocità con la quale lo spazio-k viene attraversato è così rapida che è possibile, a seconda della dimensione della matrice di acquisizione, ottenere da 15 a 30 immagini al secondo. Questa è l'acquisizione a frequenza video.

Quando l'imaging echo planare venne sviluppato, si pensò che avrebbe avuto un grande impatto nel produrre immagini di risonanza magnetica in tempo reale. La sua più grande applicazione apparve essere nell'area dell'MRI funzionale del cervello. L'imaging funzionale permette di visualizzare quali zone del cervello stanno “lavorando” durante lo svolgimento di un determinato compito. Durante l'attività cerebrale c'è un rapido momentaneo incremento di flusso sanguigno in specifici centri del cervello deputati al pensiero. Quando muovete il vostro indice destro, ad esempio, c'è 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'è un incremento di ossigeno che, in quanto paramagnetico, ha effetto sul T1 e sul T2 dei tessuti locali del cervello; la differenza in T1 e T2 rispetto ai tessuti circostanti determina un contrasto tra i tessuti.

Spettroscopia NMR in vivo

La spettroscopia di risonanza magnetica nucleare (NMR) in un contesto clinico è 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. È relativamente facile ottenere uno 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 specifica e confinata regione. Sono state riportate in letteratura molte tecniche per ottenere spettri da piccole regioni di un campione. È ancora più utile dal punto di vista clinico, ma più 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 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 la 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 cosi 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 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 è 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 è un esempio della variazione di intensità vista in una sfera di acqua studiata con una bobina posizionata su un lato.

Perciò, alcune localizzazioni di uno spettro possono essere ottenute, ma sfortunatamente le rotazioni di 270, 450, 630 ... contribuiranno di più al segnale poiché la sensibilità della bobina di superficie aumenta quanto più ci si avvicina alla superfice. Una soluzione a questo problema è alterare l'omogeneità del campo Bo vicino alla superficie, eliminando così il segnale delle rotazioni 270, 450, 630 .... L'alterazione del campo magnetico Bo in questo caso può essere effettuata per mezzo di materiali ferromagnetici o da 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 uno 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 sono "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. Il campo magnetico mostrato nella finestra di animazione realizzerà 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 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. Questo tipo di tecnica spettroscopica è 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 è 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 è 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 è 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 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 dovunque nell'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 180o seguiti da un impulso a 90o. Il FID è 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 è la Depth-REsolved Surface Spectroscopy (DRESS). . Consiste di un singolo impulso di selezione di fetta a 90o 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 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 più semplice delle tecniche di imaging spettroscopico è basata sul 3-D o sulla tecnica di imaging volumetrico, descritta precedentemente in questo capitolo, con alcune modifiche. L'impulso RF è selettivo per il volume e il gradiente di lettura (Gf) è 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, 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. 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 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 seguente sequenza di impulsi è applicata per ottenere queste proiezioni. Un impulso RF è applicato per ruotare la magnetizzazione di 90 gradi. 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 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 = 90o 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 nell'NMR sono quelle dei metaboliti. La concentrazione della maggior parte dei metaboliti è tipicamente ordini di grandezza inferiore di quella del segnale dell'acqua o del grasso nei tessuti. Perciò, il segnale NMR dell'1H proveniente dall'acqua e dal grasso deve essere soppresso quando si effettua una spettroscopia 1H dei metaboliti.

Mezzi di contrasto

Un mezzo di contrasto è 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. È possibile variare i valori di T1 e di T2 modificando il numero di campi magnetici oscillanti in prossimità di un nucleo. Un tipico mezzo di contrasto è 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 tossicità, 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 è ottenuto da un tessuto che ha una più alta affinità 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 più forte.

Un'altra classe di mezzi di contrasto è quella attivata da meccanismi fisiologici del corpo o da una proprietà di un tumore. Due proprietà di questo tipo sono il pH e gli ioni calcio. La finestra di animazione mostra un mezzo di contrasto che è sensibile agli ioni calcio. I gruppi -COO- hanno una selettività più alta per Ca2+ che per Gd3+. All'aumentare della concentrazione di ioni di calcio, i gruppi -COO- si legano preferenzialmente a Ca2+ ed espongono più molecole di acqua ai Gd3+ ed ai loro campi magnetici fluttuanti.

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. Affinché 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 più breve dell'altro.

La sequenza di impulsi è 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 è 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 sarà perciò 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 avrà 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 è quello di immaginare i sistemi di spin di acqua e proteine come serbatoi di energia. In questa immagine c'è un serbatoio di proteine collegato ad un serbatoio di acqua, ed un altro serbatoio di acqua non collegato. L'energia può 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, influenzerà 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'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 utilizzato un TR breve. Il sistema di acqua non collegato produrrà un' immagine come se fosse stato utilizzato un TR lungo. A questo punto ci sarà contrasto tra i due tipi di acqua, anche se i valori di T1 per i due tipi di acqua sono equivalenti.

Imaging ad ampiezza di banda variabile

La quantità di rumore in un'immagine è legata alla frequenza di campionamento del FID o dell'echo. 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 in un'immagine 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, il gradiente di codifica in frequenza Gf deve essere diminuito proporzionalmente alla frequenza di campionamento per mantenere il FOV costante.

FOV = fs / γ Gf

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 più 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 è 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'è 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 è ristretto nell'imaging ad ampiezza di banda variabile perché appena la frequenza di campionamento diminuisce, cresce la finestra di campionamento. .

Nelle applicazioni di imaging nelle quali questi tre 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 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 può essere disegnato su un grafico per ogni valore del TE per trovare 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. Il segnale per un dato pixel può essere disegnato su un grafico per ogni valore del TR per trovare 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.

Queste 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 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 eseguiti da un computer. Questi algoritmi sono in grado di segmentare con logiche molto più 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 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 sono indipendenti le regioni spettrali con cui lavoriamo più è facile segmentare i tessuti. Ad esempio, la segmentazione dei tessuti del cervello può 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, è 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 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 come anestetico, e molto si conosce degli effetti fisiologici dello Xeno 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.

Lo 129Xe iperpolarizzato è 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 più grande e rende possibile l'imaging di un gas. Il T1 dello 129Xe nei tessuti varia approssimativamente da 15 a 40 s. Poiché 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 è un esempio di un'immagine spin-echo del cervello di un ratto. Sovrapposta a questa immagine vi è 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.

Imaging parallelo

La codifica della sensibilità (SENSE: SENSitivity Encoding), l'acquisizione simultanea di armoniche spaziali (SMASH: SiMultaneous Acquisition of Spatial Harmonics) e i profili di sensibilità 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 è 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 ciò sia possibile, rivedete gli errori di campionamento nel Capitolo 5, gli artefatti di ribaltamento nel Capitolo 11 e la sensibilità delle bobine di superfice nella sezione bobine RF del Capitolo 9.

Se uno spazio immagine è sottocampionato nella direzione della codifica di fase di un fattore 2, il tempo per acquisire l'immagine risulterà dimezzato, ma ciascun pixel nell'immagine rappresenterà i dati di due punti dello spazio. Per rappresentare ciò con una equazione, sia f la frequenza di campionamento corrente e fo la frequenza di campionamento ottimale per un'immagine. Lo spazio immagine è sottocampionato se f < fo e sopracampionato se f > fo. Definendo il fattore di campionamento come,

k = f/fo,

per k<1 si è nelle condizioni di sottocampionamento. In un'immagine sottocampionata il numero di punti dello spazio rappresentati per ciascun pixel è 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 metà superiore dell'immagine B contengono informazioni sia del ¼ inferiore che del quarto basso della metà superiore dell'immagine A. I pixel nella metà inferiore dell'immagine B contengono informazioni sia del ¼ superiore che del quarto alto della metà inferiore dell'immagine A. Con l'imaging SENSE, SMASH o SPACE-RIP è possibile decodificare le informazioni nell'immagine B e ottenere l'immagine A nella metà 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 conterrà dei ribaltamenti relativi alle quattro sezioni definite dalle linee rosse e sarà un quarto delle sue dimensioni originali. Ciascuna delle quattro bobine produrrà 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 avrà una mappa di sensibilità (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 necessità di avere 1/k bobine per imaging e la disponibilità 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.

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 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 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 a risonanza magnetica molto simile all'NMR. La differenza è che l'ESR è 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 può 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 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 con l'ESR di processi biologici.

A causa del valore molto più piccolo della massa di un 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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