Quando si applica al sistema un campo a radiofrequenza B1, l'effetto è quello di allontanare il vettore di magnetizzazione M dalla situazione iniziale, in cui è diretto come il campo Bo, fino a fargli formare un angolo a che dipende dall' ampiezza del campo B1 ( fig. 6).
Non appena cessa l' azione del campo B1, il vettore M torna all' equilibrio, che corrisponde alla ricostituzione di Mo lungo z, compiendo un percorso a spirale con precessione alla frequenza di Larmor ( fig.7 ) .
Il processo avviene attraverso due meccanismi di rilassamento con andamento esponenziale: il rilassamento trasversale o spin-spin, ed il rilassamento longitudinale o spin-reticolo.
L'interazione spin-spin causa lo smorzamento della componente trasversale di M con una costante di tempo T2 detto tempo di rilassamento trasversale. I diversi campi
locali prodotti dai singoli spins sugli spins vicini, l'effettiva disomogeneità del campo Bo e le
disuniformità del tessuto fanno sì che ogni spin sia sottoposto ad un campo leggermente differente. Di conseguenza ciascuno spin avrà una frequenza di precessione diversa dagli altri e la componente Mxy comincerà a smorzarsi a causa di una perdita di coerenza di fase.
La ricostituzione di Mo lungo z avviene con un tempo caratteristico T1, detto tempo di rilassamento longitudinale. Questo processo coinvolge uno scambio di energia con il reticolo ed è causato dall' interazione spin-reticolo. Il reticolo è il sistema di atomi e molecole in moto di cui fanno parte gli spins; lo scambio di energia può avvenire in maniera rapida ed efficiente se le molecole e gli spins precessano alla stessa frequenza, ovvero alla frequenza di Larmor.
I valori dei tempi di rilassamento dipendono dalla mobilità che hanno i singoli momenti magnetici delle strutture molecolari cui appartengono e dal mezzo nel quale le molecole sono immerse.
Nei tessuti con alto contenuto d'acqua, dato che le molecole d'acqua sono piccole e precessano molto rapidamente, lo scambio energetico richiede più tempo (T1 lungo). Il campo magnetico locale fluttua anch'esso velocemente ed effettuando una media, non risultano sensibili disomogeneità, per cui i protoni permangono in fase più a lungo (T2 lungo, dell' ordine dei secondi).
Nel caso di liquidi impuri costituiti da molecole di dimensioni diverse, le differenti velocità di precessione creano una più evidente variazione di campo locale (T2 più breve, dell'ordine dei µsec) ed il trasferimento di energia viene agevolato dato che le molecole precessano a frequenze vicine a quella di Larmor (T1 più breve).
Nelle fig.8 e fig.9 sono illustrati i differenti tempi di rilassamento di due tessuti con diverso contenuto d'acqua .
Ponendo nel piano xy una bobina ricevente, il moto del vettore M induce ai capi di questa una forza elettromotrice, secondo la legge di Faraday-Neumann, che rappresenta il segnale NMR (fig.10). L’andamento di questo segnale, chiamato FID (free induction decay), in funzione del tempo è un'oscillazione a frequenza wo smorzata con una costante di tempo pari a T2 e con intensità proporzionale alla grandezza della magnetizzazione trasversale (fig.11).
Il segnale NMR dipende dai parametri T1, T2, e dal numero totale di nuclei per unità di volume (densità protonica). L' intensità del FID è infatti direttamente correlabile
con la densità protonica attraverso la sua ampiezza e al T2 attraverso il suo tempo di decadimento. La misura di T1 non è invece diretta e dipende dalle tecniche adottate per l'acquisizione.
Scegliendo opportunamente la sequenza di impulsi a RF è possibile imporre al sistema di spins una dinamica prescelta, per ottenere successivamente l'informazione fisica voluta dal segnale NMR in funzione del tempo.
Partial saturation/saturation recovery sequence
La sequenza di impulsi consiste in una successione di impulsi di 90°, distanziati di un tempo TR (time to repeat), (fig.12).
fig.12 illustrazione schematica della partial saturation / saturation recovery sequence
Per effetto dell'impulso di 90°, scompare la componente Mz, mentre risulta Mo=Mxy (fig.13b). Il sistema si riporterà all'equilibrio non appena cessa l'eccitazione (figg.13c-d-e).
La differenza fra due tessuti, in questo caso, dipende dal valore della componente longitudinale, ovvero dalla differenza del parametro T1 .
Infatti, osservando la fig.14, se il tempoTR è breve, l'intensità del vettore di magnetizzazione trasversale (e quindi del FID) sarà sensibilmente diversa per i due tessuti.
Si ottiene quindi un' immagine il cui contrasto è dovuto al parametro T1 (T1-weighted image).
Se il tempo TR è lungo, il vettore longitudinale avrà recuperato interamente il suo valore iniziale per entrambi i tessuti (saturazione), e la differenza nel segnale ottenuto sarà da attribuire alla diversa densità protonica .
Spin echo sequence
La sequenza spin-eco è costituita da due impulsi, il primo di 90°, e il secondo, applicato dopo un tempo TE/2, di 180°, che inverte la direzione della magnetizzazione. Il tempo di ripetizione della sequenza è detto TR (fig. 15).
Dopo l'impulso di 90°, l'effetto della disomogeneità del campo Bo fa sì che gli spins risultino sfasati fra loro, il segnale decade con una costante di tempo T2* ( fig 16 ).
(e) segnale di echo
Inviando dopo un tempo opportuno TE/2 l'impulso a 180°, questo inverte il senso di rotazione per cui gli spins più veloci sono ora gli ultimi e dopo un tempo TE/2 raggiungono i più lenti, ora in testa. Quando questo avviene gli spins sono tutti in fase e il vettore di magnetizzazione trasversale ha nuovamente intensità massima e ciò provoca il segnale di eco. Ripetendo l'impulso di 180° è possibile ottenere diversi segnali di eco, tuttavia questi risulteranno via via attenuati per l'azione della disuniformità del campo.
L'inviluppo dei massimi del segnale ottenuto decade con costante di tempo pari a T2 (fig.17).
I parametri che influenzano il risultato dell' immagine sono i tempi TR e TE:
TR lungo e TE breve
Con TR lungo i tessuti avranno recuperato la magnetizzazione longitudinale, la differenza in T1 non influenzerà il segnale, mentre un TE breve non sarà sufficiente ad evidenziare le differenze in T2. Il segnale risultante sarà dovuto alla diversa densità protonica (fig.18).
TR e TE lunghi
L’immagine risultante è essenzialmente influenzata dal parametro T2 (T2-weighted), (fig.19).
TR e TE brevi
Il segnale sarà influenzato dal parametro T1, mentre , essendo breve TE, non saranno evidenti e quindi significative le differenze di T2 (T1-weighted), (fig.20).
TR breve e TE lungo
Per entrambi i parametri si ottiene un segnale troppo debole per avere informazioni.
Questa tecnica è la più utilizzata attualmente negli esami diagnostici e permette
di ottenere informazioni su tutti e tre i parametri di interesse: T1, T2 e la densità protonica.
Fast imaging sequences
Per ottenere il rifasamento degli spins dopo avere inviato un impulso a 90°, viene applicato un gradiente di campo magnetico al sistema, oltre al campo già esistente Bo. L'effetto di questo campo irregolare è quello di accentuare le disuniformità di campo nel settore esaminato. La magnetizzazione trasversale, e quindi il segnale, scompare più rapidamente. Invertendo la direzione del gradiente si ottiene lo stesso effetto dell'impulso di 180° : si rileva infatti un segnale di eco detto eco di gradiente.
Il vantaggio di questa tecnica, rispetto alla precedente, risiede nella notevole riduzione del tempo di acquisizione dell' immagine, dovuta ad una sensibile riduzione del TR. Infatti per emettere un impulso di 180°, e affinchè questo sia efficace, occorre un tempo TR di gran lunga maggiore.
Per un immagine NMR il tempo di acquisizione è dato da
Tacq= TR x Nx Nex
N rappresenta in numero di righe costituenti l'immagine; nel formato standard sono previsti 256*256 pixel, quindi 256 righe.
Nex è il numero di volte in cui si ripete la stessa misura. Per migliorare la qualità dell'immagine occorre, infatti, ripetere la stessa acquisizione più volte e poi mediare i risultati ottenuti.
TR è il tempo che intercorre fra due sequenze di impulsi. E' evidente come, riducendo TR, diminuisca Tacq.
Oltre ai metodi di fast imaging, è possibile ridurre TR sfruttando altre tecniche:
multislice imaging
Esaminando diversi slices invece di uno solo, allo stesso momento, si riduce
il tempo per slice notevolmente (fig.21).
Utilizzando alcune sostanze paramagnetiche come mezzo di contrasto, il loro piccolo campo magnetico locale riduce il tempo di rilassamento degli spins circostanti. Questo effetto è chiamato spins relaxation enhancement e la sostanza utilizzata più comunemente per la NMR è il gadolinium (terra rara).
Selezione dello slice da esaminare
Applicando al sistema un gradiente di campo magnetico (slice selecting gradient) oltre al campo statico Bo, ogni differente sezione del corpo subisce l'azione
di un campo a diversa intensità .
Ricordando che la frequenza di precessione è proporzionale al campo applicato, scegliendo gli impulsi RF a frequenza opportuna è possibile selezionare lo slice da esaminare. In fig 22, per esempio, il gradiente di campo varia linearmente da 1.4 T ai piedi del paziente, fino a 1.6 T alla testa, di conseguenza varia la freq. di precessione da 60 a 68 MHz. Per selezionare lo slice1 è sufficiente inviare impulsi con un range di freq. fra 64 e 65 MHz. Variando il campo o variando il range di freq. si può modificare lo spessore del settore. Potendo imporre il gradiente di campo in qualsiasi direzione, con questo metodo si può definire ogni tipo di immagine piana.
Provenienza del segnale
Per individuare da quale punto del particolare settore (slice) in esame proviene il segnale, un ulteriore gradiente di campo viene imposto subito dopo l'applicazione dell'impulso RF (frequency encoding gradient).
L'andamento del campo, decrescente da destra a sinistra come in fig. 23, provoca una nuova distribuzione delle frequenze di precessione.
Il risultato è che ogni colonna di spins emette un segnale a frequenza diversa ( fig.24). Operando la trasformata di Fourier di questo segnale si ottiene uno spettro formato da righe, ciascuna delle quali è associabile ad una ben determinata posizione spaziale. Ciò permette la ricostruzione dell'immagine.
Applicando inoltre per un tempo breve un gradiente di campo come in fig.25 (phase encoding gradient), questo causa una temporanea accelerazione degli spins in funzione della diversa intensità di campo. Al cessare della sollecitazione questi precessano nuovamente alla stessa frequenza, ma sfasati fra loro. Il segnale che si ottiene da ogni colonna ha quindi la stessa frequenza, ma fase diversa per ogni riga.
Il paziente è posto all' interno di un magnete e sottoposto ad un campo statico, omogeneo di intensità generalmente da 0.2T a 1.5T.
Per tomografi a basso campo (0.1-0.2T) vengono preferibilmente utilizzati magneti permanenti, che garantiscono un minor costo a scapito di una certa instabilità termica. I magneti resistivi permettono campi più elevati generati dalla corrente che scorre in una bobina. Lo svantaggio risiede nella quantità di calore dissipata nella resistenza e quindi nella realizzazione di opportuni impianti di raffreddamento.
Per campi magnetici fino a 2T vengono impiegati magneti superconduttori, che hanno il vantaggio di una maggiore stabilità nel tempo e di una migliore omogeneità, con costi di esercizio più elevati.
Il magnete è corredato di bobine per generare i gradienti di campo e della bobina per la radiofrequenza. In alcuni casi si fa uso di bobine superficiali, capaci di rilevare i segnali locali (in generale a profondità pari al raggio delle bobine); in pratica la loro risoluzione spaziale è limitata dalle loro dimensioni.
L’intero sistema è schermato da una gabbia di Faraday eliminare tutti i disturbi a RF provenienti dall'esterno.
Lo strumento è naturalmente controllato da un calcolatore che determina le sequenze, le forme d'onda per l'irraggiamento selettivo, l'acquisizione dei dati e la loro elaborazione per produrre l'immagine (Fig.26).
I problemi connessi all’uso dell’NMR riguardano da un lato effetti di tipo biologico, cioè effetti diretti sull’uomo, e dall’altro aspetti di compatibilità elettromagnetica.
Gli effetti biologici sono relativi a sensazioni di vertigine, di magnetofosfeni e di sapore metallico nella bocca, che sono stati riscontrati in alcuni soggetti sottoposti alla tecnica NMR. Si trattava, tuttavia, di tomografi NMR con campi magnetici statici dell’ordine di 4T. Tali valori di campo si hanno solo su macchine sperimentali; infatti tipicamente i valori del campo magnetico statico vanno da 0.12T a 1.5T, e solo occasionalmente si sono ottenuti simili effetti con un campo magnetico statico di 1.5T.
I problemi di compatibilità elettromagnetica si ebbero sopratutto nelle prime applicazioni di questa tecnica diagnostica: si verificarono infatti casi di oggetti metallici che si trovavano nel locale dell’NMR e che sottoposti all’azione del campo magnetico , volavano nella stanza colpendo i soggetti e provocando danni notevoli.
Un altro tipo di problema è quello relativo agli oggetti metallici che possono trovarsi all’interno del soggetto sottoposto alla tecnica, come pace-makers e arti artificiali.
Per prevenire questi problemi sono stati emanati dei regolamenti dal consiglio dei Ministri, che disciplinavano l’installazione e l’uso delle apparecchiature a RM per uso diagnostico. L’ultimo di questi regolamenti risale all’Agosto del 1994 ed è ad esso che faremo riferimento. In questo si fa una distinzione tra le apparecchiature non soggette ad autorizzazione e quelle soggette ad autorizzazione regionale o ministeriale.
Apparecchiature non soggette ad autorizzazione
Sono apparecchiature settoriali, dedicate cioè agli arti, con valori di campo statico non superiori a 0.5T. Queste devono essere sotto la responsabilità di uno specialista medico radiologo e possono essere installate in strutture sanitarie sia pubbliche che private. Il locale in cui è installata l’apparecchiatura deve essere una zona ad accesso controllato con divieto di accesso alla persone non autorizzato, e cosa che più ci interessa, alla persone portatori di pace-makers e a tutte le categorie di persone per cui esiste una controindicazione alla esposizione al campo magnetico; è inoltre vietato introdurre nel locale oggetti ferromagnetici mobili.
Apparecchiature soggette ad autorizzazione regionale
Sono le apparecchiature con valori di campo statico non superiore a 2T. L’autorizzazione è concessa solo se si ha la verifica della compatibilità dell’installazione rispetto alla programmazione sanitaria.
Apparecchiature soggette ad autorizzazione ministeriale
Sono apparecchiature con campi statici superiori a 2T. L’autorizzazione deve contenere il progetto di ricerca scientifica o clinica per cui è necessario l’uso di campi magnetici superiori a 2T, e deve essere rinnovata ogni 5 anni.
Alla fine del periodo di utilizzo si deve inviare al Ministero della Sanità una relazione sui risultati della ricerca che riporti in particolare l’efficacia clinica, l’analisi del rapporto rischio / beneficio, e le verifiche di produttività e funzionalità.
La tomografia NMR è una tecnica diagnostica non invasiva, non utilizza radiazioni ionizzanti, evidenzia molto bene i tessuti molli e permette anche l’acquisizione di immagini 3D.
I vantaggi che offre, rispetto alle tecniche di imaging convenzionali, hanno permesso una crescita notevole del mercato di scanners NMR che, negli ultimi 10 anni, è passato da 50 a 650 milioni di dollari!
Allo stato attuale la tomografia NMR ha raggiunto ottimi risultati diagnostici nelle patologie a livello cranico, poichè si ottengono immagini della morfologia cranica con buona risoluzione ed elevato contrasto fra sostanza grigia bianca e liquor. Per quanto riguarda il tronco, i vantaggi dell’NMR stanno emergendo da quando si è passati all’uso quasi esclusivo di magneti superconduttori ad alto campo e, al livello del torace, di sistemi che consentono la sincronizzazione sia cardiaca che respiratoria.
L’NMR è utilizzata efficacemente anche in angiografia, come metodo non invasivo di imaging vascolare. L’unico limite all’utilizzo di questa tecnica risiede nella complessità dell’esame diagnostico per il paziente: questi viene introdotto nel magnete di forma cilindrica per tutta la durata dell’indagine, in genere non breve.
Questa condizione non confortevole è particolarmente avvertita dai bambini e dai soggetti claustrofobici, che devono essere perciò sottoposti a sedazione.
Per ovviare a questo inconveniente, negli ultimi due anni, è stato sviluppato un nuovo tipo di scanner NMR con una struttura aperta detta
"a braccio" (C-arm), come mostrato in fig.27.
