Scopri la FID Risonanza Magnetica: Cos'è, Come Funziona e Perché è Rivoluzionaria!

La risonanza magnetica (RM), in sigla RMN o RM, è una tecnica diagnostica strumentale di imaging ampiamente utilizzata nella diagnosi di patologie cerebrali e nella ricerca delle funzioni a esse correlate.

Principi Fisici della Risonanza Magnetica

Il fenomeno fisico su cui si basano le immagini RM è legato alle proprietà magnetiche dei nuclei atomici. La grandezza fisica che descrive tali proprietà è il momento angolare μ (detto comunemente spin) che, secondo le regole della meccanica quantistica, può assumere solo valori interi o seminteri (½): lo spin di un nucleo è la somma degli spin di tutte le particelle costituenti.

La RM può essere eseguita solo su isotopi con uno spin nucleare diverso da zero: tra questi il nucleo dell’idrogeno è quello più diffusamente applicato per immagini RM in vivo, considerata la sua abbondanza biologica.

Quando un nucleo interagisce con un campo magnetico statico (B0), μ tende ad allinearsi a esso con un moto detto di precessione, caratterizzato da una frequenza angolare ben precisa, detta frequenza di Larmor o di risonanza, che dipende esclusivamente dal tipo di nucleo e dall’intensità del campo magnetico B0.

Poiché la RM non osserva un singolo nucleo, ma deriva statisticamente dall’effetto combinato dei nuclei presenti entro il campione in esame, viene definita una risultante della somma di tutti i momenti magnetici μ dei singoli nuclei (rappresentata da un vettore di magnetizzazione M), ciascuno dei quali può avere un allineamento parallelo o antiparallelo a B0.

In base alle leggi della meccanica quantistica, vi è un leggero eccesso di momenti magnetici lungo una direzione rispetto a un’altra, e questo fa sì che il vettore M risultante non sia mai nullo e perciò possa essere misurato. Quindi il vettore M, risultante dall'azione del campo magnetico sugli spin nucleari, è proporzionale a quella dell'eccesso di spin (popolazione N1) definito dal modello quantistico e orientazione uguale a quella del campo esterno B0 applicato.

Per rilevare M occorre perturbare lo stato di equilibrio del sistema, per es. con un impulso a radiofrequenze (impulso di eccitazione, RF). Per rilevare questo vettore M occorre perturbare il sistema dal suo stato di equilibrio, ad esempio applicando un secondo campo magnetico B1 perpendicolare a B0 e variabile nel tempo.

Al termine dell’impulso si ristabilisce l’equilibrio di partenza tra spin e B0, detto processo di rilassamento: si hanno un rilassamento longitudinale, caratterizzato dalla costante T1, che riguarda i trasferimenti di energia tra gli spin e l’ambiente che li circonda, e un rilassamento trasversale, caratterizzato dalla costante T2, che coinvolge i trasferimenti di energia tra i singoli spin.

Il Segnale FID (Free Induction Decay)

Il ritorno all’equilibrio del vettore di magnetizzazione di un sistema di spin che ha assorbito un impulso RF genera un segnale RM, chiamato FID (Free Induction Decay), che può essere rilevato come corrente elettrica da un’antenna o da una bobina. Dove il primo termine indica un integrale su linea chiusa e il secondo un integrale di superficie.

La tensione V(t) può essere amplificata e demodulata per ottenere il segnale di risonanza magnetica nucleare, detto FID, Free Induction Decay (segnale di induzione libera). L’andamento temporale della corrente generata ha la forma di una sinusoide che decade naturalmente secondo una costante del tempo T2 *. Il FID contiene tutte le informazioni del sistema di spin essendo la Trasformata di Fourier dello spettro di assorbimento dei protoni.

Tutti i moti periodici, e quindi anche la precessione dei protoni e del vettore di magnetizzazione, sono descritti da tre parametri: ampiezza, frequenza di oscillazione e fase.

Localizzazione Spaziale del Segnale RM

Una volta generato il segnale RM è necessario definirlo spazialmente, così da localizzare la regione anatomica in esame. Questo avviene utilizzando le cosiddette bobine di gradiente di campo magnetico. L’intensità di tali gradienti è misurata in T/m (tesla per metro: i valori tipici degli scanner attualmente in commercio sono dell’ordine di decine di mT/m), che rappresenta un parametro importante del dispositivo.

I gradienti impiegati sono: gradiente di selezione della sezione (Gs), gradiente di codifica di frequenza (gradiente di imaging, Gf), gradiente di codifica di fase (Gp).

La selezione della fetta viene effettuata associando ad un impulso rf (Bosc ) il così detto gradiente di selezione della sezione Gs. Sapendo in quale area del volume è stato applicato il gradiente e misurando il segnale di ritorno è possibile assegnare al segnale una posizione nel campione e, nello stesso tempo, avere una misura della densità protonica in una ben precisa fetta del materiale.

Se la slice si trova sul piano xy si può pensare di applicare un gradiente Gf, detto gradiente di codifica di frequenza, lungo l’asse x . Facendo seguire il gradiente di codifica delle frequenze da un gradiente di codifica delle fasi Gp, orientato lungo y, ripetuto più volte con ampiezze diverse, si crea uno shift delle fasi lungo y.

Lo spazio k è uno spazio geometrico bidimensionale in cui ogni elemento è costituito da un numero complesso (Aeφ+jωt= Re + jIm), rappresentato da una frequenza ω e una fase φ (A=ampiezza). Non c’è una corrispondenza diretta tra lo spazio k e lo spazio fisico.

Nel k spazio i dati di ogni eco sono organizzati in base al loro contenuto informativo: i punti a maggior contrasto (ottenuti con gradienti di codifica di fase deboli) si trovano al centro, i punti con livello di dettaglio fine (ottenuti con forti gradienti di fase) si collocano nella zona periferica.

Se fosse possibile utilizzare tutti i punti dello spazio k potremmo risalire con esattezza all’immagine finale utilizzando una Trasformata di Fourier bidimensionale. In realtà gli elementi dello spazio k vengono campionati, demodulati e digitalizzati per cui il processore del sistema RM esegue una Trasformata di Fourier discreta e bidimensionale, discreta perché i dati da elaborare sono digitali (bit) e bidimensionale perché viene eseguita dapprima lungo l’asse di codifica delle fasi e successivamente lungo l’asse di codifica delle frequenze per la parte reale e quella immaginaria dello spazio k.

Per ottenere altre righe dello spazio k occorre applicare un gradiente di codifica di fase, Gp, preceduto dall’impulso П. La risoluzione (Δkx , Δky) con cui si osserva lo spazio k dipende dalla velocità di campionamento del segnale: aumentando la velocità , a parità di tempo, si ottengono più dati ravvicinati tra loro.

L’immagine derivante dal campionamento dello spazio k ha una dimensione data dal così detto FOV (field of view), range di ricostruzione dell’immagine, ed è costituita da una matrice di elementi detti pixel . La risoluzione del FOV dipende da come viene effettuato il campionamento. Da ciò si desume che a campionamenti fini corrispondono FOV grandi e, viceversa, se si riduce il FOV aumenta la distanza tra i campioni dello spazio k.

La risoluzione lungo x dipende pertanto dall’intensità del gradiente di codifica di frequenza e dal tempo di campionamento.

Componenti Fondamentali di un Apparecchio RM

L’elemento fondamentale di un apparecchio RM è il magnete, che produce il forte campo magnetico statico (B0), dalla cui intensità (misurata in T) dipendono le prestazioni dell’apparecchio.

Esponendo il sistema da studiare a una sequenza d’impulsi RF di opportuna intensità e tempo di attivazione è possibile produrre un segnale RM con specifiche caratteristiche.

Nel corso degli anni sono state sviluppate moltissime sequenze per visualizzare i vari tipi di tessuti, basandosi sulle diverse caratteristiche di T1 e T2 di ciascuno di essi. Ogni sequenza è costituita da numerosi parametri, di cui i più importanti sono il tempo di ripetizione (TR, intervallo di tempo tra due impulsi di eccitazione successivi) e il tempo di eco (TE, tempo tra l’impulso di eccitazione e il momento della lettura del segnale).

Le sequenze con un breve TR non permettono al sistema di tornare all’equilibrio: la magnetizzazione longitudinale non recupera del tutto il suo valore iniziale e di conseguenza il segnale raccolto dipende dal valore T1 (sequenze T1-dipendenti), per cui, per es., il grasso appare bianco. L’influenza di T1 è minimizzata con l’aumentare del TR: un TR lungo permette di esaltare il contrasto T2 dei tessuti (sequenze T2-dipendenti), come il segnale del liquor e quello del tessuto cerebrale. Ottimizzando i valori di TR e TE per minimizzare l’influenza sia di T1 sia di T2, si possono ottenere immagini pesate in densità protonica.

Tra le prime sequenze utilizzate, ancora oggi quella più importante per l’imaging morfologico, è la spin-eco, capace di determinare un alto contrasto tra i differenti tessuti e dotata di una relativa insensibilità alle disomogeneità del campo magnetico.

Uno dei limiti della RM è l’eccessiva durata del tempo di acquisizione delle immagini, legata alla necessità di campionare più volte lo stesso segnale RM. Per ridurre questi tempi di acquisizione sono state sviluppate sequenze cosiddette rapide, tra le quali la gradient-eco, che però ha lo svantaggio di un’alta sensibilità alle disomogeneità del campo magnetico causate, per es., dalla presenza di materiale ad alta suscettibilità magnetica (protesi dentarie, clip metalliche e varie protesi cerebrali e craniche di metallo, ecc.).

Nel corso degli anni Novanta del 20° sec. sono state introdotte sequenze ultrarapide (eco planari, EPI), che consentono di acquisire immagini nell’ordine di pochissime centinaia di millisecondi (un unico impulso di eccitazione in un unico TR). Grazie a esse, è possibile acquisire dati RM durante processi fisiologici rapidi, come quelli legati all’attività cerebrale, consentendo così di descrivere alcuni aspetti funzionali del cervello. Per es., nelle sequenze in diffusione (DWI, Diffusion Weighted Imaging) è possibile avere un indice del movimento browniano delle molecole d’acqua all’interno delle fibre di sostanza bianca dell’encefalo, descrivendole anatomofunzionalmente (fiber tracking) e caratterizzandole nei confronti di eventuali barriere dovute a tessuto patologico; oppure si possono descrivere alcuni aspetti della perfusione cerebrale (PWI, Perfusion Weighted Imaging) mediante l’iniezione di un mezzo di contrasto (MDC) paramagnetico per endovena e la rilevazione sequenziale rapida delle modificazioni della suscettibilità magnetica indotte dal passaggio dell’MDC attraverso i vasi del cervello.

Inoltre, le sequenze EPI sono alla base della RM funzionale vera e propria (fMRI), che consente di registrare variazioni vascolari locali (effetto BOLD, Blood Oxygen Level-Dependent) in risposta a specifici eventi funzionali (➔ imaging cerebrale funzionale, aspetti tecnici).

Spettroscopia con RM (MRS)

La spettroscopia con RM (MRS) rappresenta una particolare applicazione della sequenza spin-eco. Essa offre la possibilità di ottenere indici relativi ai processi biochimici cerebrali e si basa su un fenomeno chiamato chemical shift: la particolare microstruttura molecolare a cui sono legati i singoli protoni determina una variazione della frequenza di risonanza locale rispetto a quella di molecole vicine, rilevabile con sequenze RM dedicate e rappresentabile sotto forma di curve (spettri). Eseguendo campionamenti spettroscopici nel tessuto encefalico, in particolari frequenze di risonanza si registrano specifici metaboliti le cui variazioni possono essere strumento estremamente utile nell’inquadrare eventi patologici particolari, per es.

La Risonanza Magnetica in Chimica

La risonanza magnetica trova impiego anche in chimica. spettroscopia ad alta risoluzione, spettroscopia imaging MRI e infine spettroscopia Rheo-NMR. correlazione e quella ad alta risoluzione sono utilizzate principalmente come tecniche per caratterizzare la struttura delle molecole. La spettroscopia imaging e la Rheo-NMR sono solitamente utilizzate per individuare parametri chimico-fisici. di imaging NMR può visualizzare, in una specifica immagine, il profilo delle velocità del flusso e la densità molecolare all'interno di una cella reologica. invasivo e fornisce informazioni sull'esatta natura del flusso di deformazione. determinare immagini di velocità di flusso generate dallo shear all'interno della couette che crea flussi stazionari all'interno del sistema.

La spettroscopia monodimensionale in chimica-fisica viene utilizzata solitamente per il calcolo del coefficiente di autodiffusione. (acronimo: PG-NMR) fornisce un metodo conveniente e non invasivo per misurare il moto traslazionale molecolare correlabile al coefficiente di autodiffusione D.

Applicazioni Geofisiche

La risonanza magnetica viene utilizzata anche per eseguire dei sondaggi geofisici sul posto. Essa valuta sia la quantità d'acqua presente, la loro saturazione in acqua (arrivando a distinguere fra fluidi mobili e non mobili) e la permeabilità delle stesse.

Quando rimuoviamo il campo magnetico la restituzione di tale energia viene registrata dalla spira stessa. dell'acqua nel sottosuolo (perché difficilmente si trova petrolio negli strati superficiali). meati o se è acqua libera di muoversi nel mezzo poroso ed essere dunque emunta, e a che profondità si trova il tetto della falda.

Sicurezza in RM

Le procedure di esame devono essere sempre giustificate in relazione al beneficio clinico che ci si aspetta di ottenere, al rischio connesso all'esposizione e alla disponibilità di eventuali procedure alternative che implichino minori rischi. L’esposizione a campi magnetici statici elevati, gradienti di campo magnetico variabili nel tempo e campi a radiofrequenza può avere effetti biologici indesiderati sui pazienti sottoposti a RM e deve pertanto essere attentamente valutata.

Le donne in gravidanza possono essere sottoposte ad esami RM solo se strettamente necessario (e comunque utilizzando sequenze compatibili con la RMN) per quanto debba essere preservato il principio di giustificazione in alcuni casi particolari, come indagini da eseguirsi su pazienti in gravidanza.