The Basics of MRI

Capitolo 8

TECNICHE DI BASE PER L'IMAGING



Introduzione

Nel precedente capitolo abbiamo discusso i principi dell'imaging di risonanza magnetica con l'uso della trasformata di Fourier. Gli esempi presentati riguardavano una sequenza di imaging 90-FID semplificata. Sebbene i principi siano corretti, alcuni aspetti sono stati semplificati per rendere la presentazione più facile da capire. In particolare, l'utilizzo del FID come segnale per fare imaging consente di acquisire soltanto una metà dello spazio-k. Per acquisire l'intero spazio-k (sia la metà destra che quella sinistra) è necessario produrre dei segnali di echo e ciò avviene durante il rifasamento di un sistema di spin.

Un segnale di echo può essere generato sia utilizzando un'inversione di gradienti di campo magnetico sia utilizzando degli impulsi di radiofrequenza.

Imaging con sequenze ad echi richiamati da gradienti

Il concetto alla base della formazione di un segnale di echo con gradienti di campo magnetico è che un gradiente può "sfasare" e "rifasare" un sistema di spin in maniera controllata. L'attivazione di un gradiente di rifasamento ("wind-up") nella direzione della codifica in frequenza fa sì che il sistema di spin sia in fase al centro della finestra di acquisizione. Questo è il diagramma temporale di una sequenza di questo tipo. Viene applicato un impulso RF di selezione della fetta che produce tipicamente un angolo di rotazione minore di 90°. Insieme all'impulso RF viene applicato un gradiente di selezione della fetta.

Segue l'applicazione di un gradiente di codifica di fase variandone l'intensità tra Gφm e -Gφm in 128 o 256 passi come è stato fatto per tutte le altre sequenze.

Contemporaneamente al gradiente di codifica di fase viene applicato un gradiente di codifica in frequenza inizialmente di segno negativo per produrre un defasamento degli spin per poi diventare positivo durante l'acquisizione del segnale e far sì che gli spin siano in fase al centro della finestra di acquisizione. L'attivazione di questo gradiente ed il conseguente rifasamento del sistema di spin producono un segnale di echo. Si vuole qui sottolineare che è l'inversione del gradiente che origina il segnale di echo. Non confondete questo tipo di echo "richiamato da gradiente" con quello prodotto da un impulso RF a 180°.

Il tempo di echo (TE) è definito come il tempo che intercorre tra l'inizio dell'impulso RF ed il valore massimo nel segnale. La sequenza viene ripetuta ogni TR secondi.

S = k ρ (1-exp(-TR/T1)) senϑ exp(-TE/T2*) / (1-cosϑ exp(-TR/T1))

Ulteriori dettagli sulle questo tipo di sequenze (gradient-echo) saranno presentati nel Capitolo 12.

Imaging con sequenze ad echi richiamati da radiofrequenza

Alla base della formazione di un segnale di echo con impulsi a radiofrequenza vi è la possibilità di "rifasare" un sistema di spin applicando impulsi RF in determinanti istanti di tempo. Anche in questo caso, si fa in modo che il sistema di spin sia in fase al centro della finestra di acquisizione.

Avevamo già visto nel Capitolo 4 che un segnale di risonanza magnetica può essere prodotto con una sequenza spin-echo. Un vantaggio nell'uso della sequenza spin-echo è che essa introduce nel segnale la dipendenza dal T2. Poiché alcuni tessuti e patologie hanno valori simili di T1 ma differenti valori di T2 è vantaggioso avere una sequenza di imaging che produca immagini T2-dipendenti. La sequenza di imaging spin-echo verrà rappresentata solo come diagramma temporale, dal momento che l'evoluzione dei vettori di magnetizzazione dall'applicazione dei gradienti di selezione dello strato, di codifica di fase e di codifica della frequenza sono simili a quelli presentati nel Capitolo 7.

Nel diagramma temporale per una sequenza di imaging spin-echo sono riportati gli impulsi RF, i gradienti di campo magnetico e il segnale. Un impulso RF a 90° di selezione della fetta viene applicato insieme con un gradiente di selezione della fetta; dopo un tempo τ, unitamente al gradiente di selezione della fetta, viene applicato un impulso a 180° che produce un segnale di echo al tempo TE=2τ.

Un gradiente di codifica di fase viene applicato tra gli impulsi a 90° e 180°. Come nelle precedenti sequenze di imaging, il gradiente di codifica di fase è variato tra Gφm e -Gφm in 128 o 256 passi. Questo gradiente potrebbe essere applicato dopo l'impulso a 180° ma nella pratica, per minimizzare il TE, viene applicato tra gli impulsi di 90° e 180°.

Il gradiente di codifica in frequenza viene applicato dopo l'impulso a 180° durante il tempo in cui viene raccolto l'echo (per questo anche detto gradiente di lettura). L'echo è il segnale registrato; il FID, che si genera dopo ogni impulso a 90°, non viene utilizzato. Un ulteriore gradiente viene applicato tra gli impulsi a 90° e 180°. Questo gradiente agisce lungo la stessa direzione del gradiente di codifica in frequenza e sfasa gli spin in modo che tornino in fase al centro dell'echo. In effetti, questo gradiente fa sì che il segnale si trovi all'estremità dello spazio-k quando inizia l'acquisizione dell'echo.

L'intera sequenza viene ripetuta ogni TR secondi fino al completamento di tutti i passi della codifica di fase. Il segnale di una sequenza spin-echo è della forma:

S = k ρ (1-exp(-TR/T1)) exp(-TE/T2)

Imaging con sequenze Inversion Recovery

Un vantaggio nell'uso di una sequenza inversion recovery è quello di consentire l'annullamento del segnale proveniente da un tessuto in base al suo T1. Ricordate dal Capitolo 4 che l'intensità del segnale è zero quando TI = T1 ln2. Ancora una volta, questa sequenza sarà presentata nella sola forma di diagramma temporale, poiché l'evoluzione dei vettori di magnetizzazione dall'applicazione dei gradienti di selezione della fetta, di codifica di fase e di codifica in frequenza sono simili a quelli presentati nel Capitolo 7.

Verrà ora presentata una sequenza inversion recovery che usa una sequenza spin-echo per rivelare la magnetizzazione. Gli impulsi RF sono 180-90-180. Una sequenza inversion recovery che utilizzi dei gradienti per generare un segnale di echo è del tutto simile, con la differenza che al posto di una spin-echo vi sarà una sequenza gradient-echo.

Il diagramma temporale per una sequenza di imaging inversion recovery presenta gli impulsi RF, i gradienti di campo magnetico e il segnale. Viene applicato un impulso RF a 180° selettivo di una fetta insieme con un gradiente di selezione della fetta. Trascorso un periodo di tempo uguale a TI, viene applicata una sequenza spin-echo.

Il resto della sequenza è equivalente ad una sequenza spin-echo. Questa componente spin-echo registra la magnetizzazione presente al tempo TI dopo il primo impulso a 180° (come già detto potrebbe essere utilizzata una sequenza gradient-echo al posto della spin-echo). Tutti gli impulsi RF nella sequenza spin-echo sono di selezione di uno strato e sono applicati in combinazione con i gradienti di selezione degli strati. Tra gli impulsi di 90° e 180° viene applicato un gradiente di codifica di fase che viene variato tra Gφm e -Gφm in 128 o 256 passi.

Il gradiente di codifica di fase non potrebbe essere applicato dopo il primo impulso a 180° perché in quell'istante non avremmo magnetizzazione trasversale per codificare la fase. Il gradiente di codifica in frequenza viene applicato dopo il secondo impulso a 180° durante il periodo in cui viene raccolto l'echo.

Il segnale registrato è l'echo (il FID dopo l'impulso a 90° non viene utilizzato). Il gradiente di defasamento è applicato tra gli impulsi a 90° e 180° per posizionare l'inizio dell'acquisizione del segnale all'estremità dello spazio-k, come è stato già descritto nella sezione sull'imaging con sequenze spin-echo. L'intera sequenza viene ripetuta ogni TR secondi. La forma del segnale per una sequenza IR ripetuta che usa un echo richiamato da gradiente è del tipo:

S = k ρ (1-2exp(-TI/T1)+exp(-TR/T1))

mentre per una sequenza che usa un echo richiamato da radiofrequenza è del tipo:

S = k ρ (1-2exp(-TI/T1)+exp(-TR/T1)) exp(-TE/T2)

Imaging con soppressione del grasso

Il segnale del grasso è talvolta causa di problemi in MRI. Esso tende infatti ad essere iperintenso originando artefatti e/o creando difficoltà nell'interpretazione delle immagini stesse. Per questo motivo vi è la possibilità di utilizzare sequenze "a soppressione del grasso" al fine di acquisire immagini utilizzando il solo segnale dell'acqua contenuta nell'oggetto. In pratica, se l'oggetto da esaminare contiene sia idrogeni dell'acqua che idrogeni del grasso, la tecnica, ai fini dell'acquisizione dell'immagine, è in grado di "azzerare" i segnali NMR provenienti dal grasso.

Sono stati sviluppati diversi metodi per realizzare acquisizioni fat-suppressed, due dei quali, il metodo "Inversion Recovery" ed il metodo "di Saturazione", sono descritti di seguito. Sebbene utilizzate per la soppressione del grasso, queste tecniche potrebbero allo stesso modo essere impiegate per sopprimere il segnale dell'acqua (questa condizione viene, per esempio, realizzata negli studi di spettroscopia). L'imaging a soppressione del grasso è talvolta chiamato imaging di chemical shift.

Il metodo Inversion Recovery è basato sulle differenze in T1 dell'acqua e del grasso. 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 del grasso (o più in generale del tessuto che si desidera sopprimere). Le sequenze STIR e FLAIR sono basate su questo principio.

Il metodo di Saturazione utilizza la differenza che acqua e grasso hanno in termini di frequenza di risonanza. Prima di far partire una sequenza standard, il sistema viene "preparato" inviando un impulso RF centrato sulla frequenza di risonanza della componente da sopprimere. Questo impulso, definito di "saturazione", azzera la magnetizzazione della componente che si desidera sopprimere. In questo modo, la sequenza di imaging che segue non rivelerà nessun segnale dalla componente soppressa. L'animazione seguente mostra il diagramma temporale della sequenza. L'impulso di saturazione consiste di un impulso, selettivo di una frequenza, che causa l'azzeramento della componente Z della magnetizzazione per la componente da sopprimere (cui viene fatto seguire un gradiente di defasamento per l'azzeramento della magnetizzazione trasversale della componente da sopprimere). Mostriamo di seguito il diagramma temporale nel caso in cui l'impulso di saturazione è seguito da una sequenza spin-echo. Le sequenze Fat-Sat e CHESS sono basate su questo metodo.

Mezzi di contrasto

Un mezzo di contrasto (m.d.c) è una sostanza che viene introdotta nel corpo per aumentare il contrasto tra i tessuti. I mezzi di contrasto sono principalmente costituiti da sostanze paramagnetiche, ma possono essere utilizzate anche sostanze ferromagnetiche. Con meccanismi di azione differenti questi due tipi di sostanze agiscono sui tempi di rilassamento dell'acqua.

Meccanismo di azione
Le sostanze ferromagnetiche modificano il contrasto dei tessuti modificando nel loro intorno il campo magnetico Bo e di conseguenza il T2* delle molecole di acqua dei tessuti nei quali la sostanza va a distribuirsi. Agenti di contrasto ferromagnetici sono tipicamente nanoparticelle di ferro legate a un substrato organico.

Le sostanze paramagnetiche modificano il contrasto creando campi magnetici variabili nel tempo che stimolano il rilassamento spin-reticolo e spin-spin delle molecole di acqua. All'origine di questi campi magnetici variabili nel tempo vi sono i moti rotazionali delle molecole del mezzo di contrasto e le transizioni tra gli stati di spin degli elettroni spaiati della sostanza paramagnetica. Campi magnetici a frequenza ν e 2ν inducono una diminuzione del T1 mentre quelli a frequenza < 2ν inducono una diminuzione del T2. Un tipico mezzo di contrasto paramagnetico è uno ione complesso di un metallo paramagnetico come il manganese (Mn+2), il ferro (Fe+3) o il gadolinio (Gd+3). Quest'ultimo è attualmente l'elemento più usato per i mezzi di contrasto. Esso ha uno spin elettronico di 7/2 e quindi ha ben 7 elettroni spaiati che stimolano il rilassamento degli spin tramite transizioni e moti rotazionali.

La variazione indotta dal mezzo di contrasto nei tempi di rilassamento T1 o T2 dell'acqua per unità di concentrazione si definisce relassività (r1 o r2). Per illustrare questo concetto, nell'esempio che segue riportiamo il grafico di 1/T1 (s-1) in funzione della concentrazione di gadolinio [Gd+3] a 273 K. L'intercetta sull'asse delle ordinate restituisce il valore di 1/T1 dell'acqua a concentrazione zero. La pendenza della retta è la relassività r1. La relazione matematica che lega T1, r1, e la concentrazione di mezzo di contrasto paramagnetico è la seguente:

1/T1 (dopo m.d.c) = 1/T1 (Acqua) + r1 [Gd]

I valori di relassività sono generalmente espressi per un dato valore del campo magnetico Bo ed una data temperatura.

Struttura Chimica
Sfortunatamente, molti ioni metallici paramagnetici sono tossici. Per prevenire il loro legame con molecole all'interno del corpo, e diminuirne la tossicità, questi ioni metallici vengono tipicamente legati ad altre molecole o ioni, dette ligandi (L). La stabilità di un complesso metallo-ligando (ML) è espressa dalla costante di formazione (K) relativamente alla reazione:

M + L ML

dove

K = [ML] / [M] [L] .

(L' ideale sarebbe avere i valori di K in condizioni fisiologiche, quali per esempio a pH=7.4; in realtà, alcuni dei buffer usati per ottenere il pH desiderato possono far precipitare il Gd e alterare l'equilibrio. Per questa ragione nella tabella che riassume i più comuni mezzi di contrasto il valore di K è espresso a pH=7).

Ad ogni modo, la costante K non è la sola quantità indicativa della tossicità poiché il rilascio di ioni metallici tossici è ancora possibile con alti valori di K se un altro ligando (L') o un altro ione metallico (M') entra in competizione con L e M. Per esempio, lo scambio di ligandi

ML + L' ML' + L ,

rilascia ML' che può essere più tossico di ML.

Lo scambio di uno ione metallico del mezzo di contrasto con uno ione metallico in soluzione è detto transmetallation.

ML + M' M'L + M

Questo tipo di reazioni in mezzi di contrasto a base di gadolinio rilascia Gd tossico. Alcuni mezzi di contrasto vanno incontro a reazioni di transmetallation e allo scambio di ligandi più facilmente di altri. Gli agenti di contrasto contenenti ligandi ciclici, per esempio, sono meno soggetti a transmetallation rispetto ai mezzi di contrasto con ligandi lineari.

Sebbene si tratti sempre di iniettare una sostanza "estranea", molti mezzi di contrasto MRI sono sicuri se somministrati nelle giuste quantità e in soggetti che non hanno compromesse funzionalità renali. La somministrazione di alcuni mezzi di contrasto in soggetti con compromesse funzionalità renali può esser causa di Fibrosi Sistemica Nefrogenica (NSF).

Riportiamo nella tabella seguente alcuni tipici mezzi di contrasto.

Mezzi di contrasto paramagnetici  
Nome commerciale
(Produttore)
Nome
(Abbreviazione)
Applicazione   Struttura
Relassività
Ablavar
(Lantheus),
Vasovist
(Bayer Schering)
gadofosveset
trisodio
Angiografia
Dotarem
(Guerbet)
gadoteridolo
meglumina
(Gd-DOTA)
Sistema Nervoso Centrale, Vascolare
Eovist
(Bayer Schering),
Primovist
(Bayer Schering)
acido gadoxetico
dimeglumina
Fegato
Gadovist
(Bayer Schering)
gadobutrolo
(Gd-DO3A-butrol)
Angiografia
Magnevist
(Bayer Schering)
gadopentetico
dimeglumina
(Gd-DTPA)
Sistema Nervoso Centrale, Vascolare
MultiHance
(Bracco)
acido gadobenico
dimeglumina
(Gd-BOPTA)
Sistema Nervoso Centrale
Fegato
Angiografia
Omniscan
(GE)
gadodiamide
(Gd-DTPA-BMA)
Sistema Nervoso Centrale, Vascolare
OptiMARK
(Covidien)
gadoversetamide
Sistema Nervoso Centrale, Fegato
ProHance
(Bracco)
gadoteridolo
(Gd-HP-DO3A)
Sistema Nervoso Centrale, Vascolare
FerriSeltz
(Otsuka),
Geritol
(GlaxoSmithKline)
ferro ammonio
citrato
Stomaco e
parte superiore del piccolo intestino
Teslascan
(GE)
mangafodipir
trisodio
Fegato

Funzionalità
Un mezzo di contrasto viene solitamente somministrato per endovena, con l'eccezione dei mezzi di contrasto specifici per lo studio dell'apparato digerente. Dopo l'iniezione, il mezzo di contrasto viene veicolato dal sistema circolatorio attraverso il corpo. A questo punto i mezzi di contrasto vanno a distribuirsi a seconda della loro funzionalità; si dividono in: intravascolari, extracellulari, o intracellulari.

I mezzi di contrasto intravascolari rimangono "confinati" nel sistema circolatorio fino a quando non vengono eliminati attraverso i reni. Sono tipicamente impiegati in angiografia (MRA).

I mezzi di contrasto extracellulari viaggiano attraverso il sistema circolatorio e passano nel fluido interstiziale, ma non penetrano nella cellula. Danno luogo ad un rapido rilassamento dell'acqua extracellulare e ad una diffusione di ioni H+ attraverso la membrana cellulare così veloce da indurre un rilassamento anche dell'acqua all'interno della cellula. I tumori hanno una vascolarizzazione maggiore dei tessuti sani e quindi ricevono una maggiore quantità di contrasto rispetto ai tessuti sani. Di conseguenza, maggiore è la vascolarizzazione maggiore è il cambiamento in T1 e maggiore è il contrasto.

I mezzi di contrasto intracellulari vanno un passo oltre i mezzi di contrasto extracellulari in termini di diffusione potendo entrare nella cellula. Sono anche detti organospecifici poiché si accumulano in uno specifico tessuto. La causa dell'accumulo è da ricercare nell'affinità del mezzo di contrasto con quello specifico tessuto. Questi mezzi di contrasto hanno un gruppo designato, indicato dalla lettera P nello schema, che potrebbe essere costituito da transferrina o altra proteina, anticorpi, porzioni di DNA o oligonucleotidi. Il gruppo P è legato a uno ione Gd protetto o a qualche altro ione paramagnetico, o ad una particella di sostanza ferromagnetica.

Alcuni agenti di contrasto extracellulari sono attivati da meccanismi fisiologici del corpo come il pH e la concentrazione di una determinata sostanza. L'attivatore induce un cambiamento nella struttura del mezzo di contrasto che "modifica" l'accesso al Gd da parte delle molecole di acqua e quindi dei valori di relassività r1 e r2. La finestra di animazione mostra un mezzo di contrasto che è sensibile agli ioni calcio. I gruppi -COO- hanno una più alta selettività per Ca2+ che per Gd3+; all'aumentare della concentrazione di ioni calcio, i gruppi -COO- si legano preferenzialmente a Ca2+ ed espongono più molecole di acqua al Gd3+ ed ai loro campi magnetici fluttuanti.

Imaging 2D (multistrato) e Imaging 3D (volumetrico)

La risonanza magnetica è una tecnica di imaging molto flessibile e permette acquisizioni sia in modalità 2D-multislice che 3D.

Per quanto visto finora, il tempo di acquisizione di un'immagine relativa ad una singola slice è uguale al prodotto del tempo di ripetizione (TR) della sequenza per il numero di passi relativi alla codifica di fase. Per un TR di un secondo e 256 attivazioni del gradiente di codifica di fase, il tempo totale di imaging richiesto per produrre l'mmagine di una singola fetta risulterebbe di 4 minuti e 16 secondi. Volendo acquisire 20 fette di una regione anatomica, il tempo di imaging risulterebbe approssimativamente di un'ora e mezza. Ovviamente non può essere così nel caso dell'imaging diagnostico su pazienti. Osservando il diagramma temporale di una sequenza di imaging con un TR di un secondo ci si rende conto che la maggior parte del tempo della sequenza è inutilizzato. Questo tempo può essere utilizzato per eccitare altre fette dell'oggetto esaminato con l'unica limitazione che l'eccitazione utilizzata per una fetta non deve influenzarne un'altra. Questa condizione può essere realizzata variando la frequenza degli impulsi RF a 90° per una data intensità del gradiente di selezione della fetta in modo che non vi sia sovrapposizione delle tre bande di frequenza. Nell'animazione che segue vengono applicati tre impulsi RF in un periodo TR. Ciascuno di essi ha un diverso picco in frequenza ν1, ν2 e ν3 e interesserà, di conseguenza, differenti fette dell'oggetto esaminato.

Vediamo adesso le differenze tra le modalità di acquisizione "multislice": sequenziale, interlacciata e n passo m. Supponiamo di voler acquisire un insieme di 10 fette contigue di spessore 3mm a coprire un volume di 30mm. Nella modalità di acquisizione sequenziale le fette verrebbero acquisite nell'ordine in cui si presentano (1,2,3,4,...) mentre nella modalità "interlacciata" le fette contigue non vengono acquisite simultaneamente (e.g. 1,3,5,... 2,4,6,...). Se nel volume posizioniamo 4 fette in modo che siano ugualmente spaziate tra loro (1,4,7,10) l'acquisizione è detta "4 passo 2". La modalità di acquisizione interlacciata (in inglese interleaved) è da preferire poiché gli impulsi RF di selezione di una fetta non sono mai perfetti e potrebbero interessare le fette vicine (cross-talk).

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. Ad una codifica fase-frequenza utilizzata nel caso dell'imaging 2D si aggiunge una codifica di fase nella terza dimensione.

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.

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 utilizzano sequenze 3D quando si vuole uno spessore di fetta inferiore ai 3 mm o per acquisizioni ad alta risoluzione con voxel isotropico.

Orientazione del piano di Imaging

La scelta del piano di imaging è determinata dal quesito diagnostico. Se l'anatomia di interesse non giace su uno dei tre piani di imaging ortogonali agli assi X, Y o Z, l'MRI ha la possibilità di produrre immagini di piani comunque orientati nello spazio rispetto agli assi X, Y, Z di un convenzionale sistema di riferimento. L'orientazione del piano di imaging viene decisa dall'operatore attraverso il posizionamento della serie sull'immagine localizer ed è implementata dalla macchina applicando combinazioni lineari di gradienti di campo magnetico X, Y e Z in modo da produrre un gradiente di selezione perpendicolare al piano di imaging, un gradiente di codifica di fase lungo uno dei due assi del piano di imaging e un gradiente di codifica in frequenza lungo il rimanente asse dell'immagine.
Ad esempio, se vogliamo studiare uno strato localizzato lungo l'asse X ma passante tra gli assi Z e Y in modo da formare un angolo di 30° con l'asse Y e di 60° con l'asse Z, è necessaria la seguente combinazione di gradienti:

Gradiente di selezione dello strato Gz = Gs sen 60°
Gy = -Gs cos 60°
Gradiente di codifica di fase Gz = Gφ sen 30°
Gy = Gφ cos 30°
Gradiente di codifica in frequenza Gx = Gf

I gradienti di codifica di frequenza e di fase sono intercambiabili. Il diagramma temporale per la sequenza sarà il seguente.

L'acquisizione di piani di imaging "obliqui" è molto frequente in MRI poiché non sempre i piani di imaging di interesse diagnostico sono perpendicolari agli assi X, Y, Z o paralleli gli uni agli altri.


Esercizi

  1. Quante fette potete acquisire con una sequenza ad echi richiamati da gradienti che utilizza un gradiente di selezione di fetta di 20 ms, un gradiente di codifica di fase di 10 ms, un gradiente di codifica in frequenza di 100 ms ed un TR di 1 secondo?

  2. Disegnate il diagramma temporale per una sequenza di imaging inversion recovery che utilizza una sequenza ad echi richiamati da gradienti piuttosto che una spin-echo per rivelare il segnale presente TI secondi dopo l'impulso di inversione (180°).

  3. Volete fare l'imaging di uno strato obliquo localizzato a 45° dall'asse +Z e a 45° dall'asse +Y. Poiché i gradienti possono essere solo prodotti con i 3 sistemi di bobine di gradiente localizzati lungo gli assi x,y e z, quale combinazione dei 3 gradienti deve essere applicata per produrre un gradiente di selezione di strato, di codifica di fase e di codifica in frequenza?

  4. Quante fette potreste riprodurre con una sequenza gradient echo che utilizzi un gradiente di selezione di fetta di 20 ms, un gradiente di codifica di fase di 10 ms, un gradiente di defasamento di 10 ms, un gradiente di codifica in frequenza di 100 ms ed un TR = 1s?

  5. Assumendo un sistema di coordinate standard, quali componenti dei gradienti Gx, Gy e Gz dovrebbero essere applicate per creare i gradienti Gstrato, Gfase e  Gfrequenza per la seguente selezione di strato? Lo strato sia localizzato a 30° dall'asse Z e formi angoli uguali rispetto agli assi +X e +Y.

  6. Quali sono i valori di T1 nei seguenti casi: a) una soluzione acquosa 1 mM di Gd+3 a 7 T e 293 K, e b) una soluzione acquosa 1 mM di Omniscan a 0.43 T e 313 K?


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