Risonanza Magnetica: Scopri Tutto Quello che Devi Sapere per Prepararti al Meglio!

Subito dopo la sua scoperta negli anni Quaranta del Novecento, il fenomeno della risonanza magnetica nucleare (RMN), cominciò immediatamente a essere utilizzato come strumento di analisi spettroscopica in chimica.

Le prime immagini RMN, ottenute tramite l’uso di gradienti di campo magnetico, furono pubblicate nel 1973 da Paul Lauterbur, che denominò la tecnica zeugmatography (dal greco zeũgma: legame, unione). Tale pubblicazione è riconosciuta come la nascita della risonanza magnetica per immagini (Magnetic resonance imaging, MRI), e fruttò al suo autore nel 2003 il premio Nobel per la medicina in condivisione con Peter Mansfield (che ne introdusse il formalismo matematico).

Principi di base della Risonanza Magnetica

La tecnica di Risonanza Magnetica per Immagini (RMI o MRI) viene utilizzata per produrre immagini ad alta definizione dell'interno del corpo umano, in particolare dei tessuti molli. Essa rappresenta una metodica innocua poiché utilizza campi magnetici senza radiazioni ionizzanti e si basa sul principio di Risonanza Magnetica Nucleare (RMN), ossia sfrutta le proprietà fisiche dell’atomo di idrogeno sottoposto a campi magnetici ed impulsi a radio-frequenza.

La risonanza magnetica, a differenza della radiografia e della tomografia computerizzata (TC) non comporta alcun tipo di esposizione alle radiazioni. Questa tecnologia si basa sul fatto che il corpo consiste principalmente di acqua contenente atomi di idrogeno. Quando questi atomi sono esposti al campo magnetico durante la risonanza essi vengono ruotati dalla loro posizione naturale e si allineano l'uno con l'altro.

Gli ioni di idrogeno in diversi tessuti ritornano altrettanto rapidamente alle loro posizioni originali, per questo i segnali generati dai vari tessuti sono diversi. Le differenze di velocità e intensità delle onde radio vengono catturate da un particolare ricevitore, che invia quindi il segnale per l'elaborazione a un computer che genera immagini dettagliate dell'area rilevata. Le immagini mostrano diverse sezioni della parte esaminata del corpo.

Caratteristiche e Vantaggi della MRI

Una delle caratteristiche della RMN è la possibilità di manipolare i parametri di acquisizione per ottenere uno spettro quasi infinito di diversi contrasti d’immagine, che riflettono caratteristiche fisiche e chimiche del tessuto in esame. Grazie alla sua capacità di creare immagini molto dettagliate anche di parti del corpo racchiuse nelle ossa, la MRI ha rivoluzionato la diagnosi di malattie, tra l'altro nel cervello e nel midollo spinale.

Ad esempio, la MRI è di gran lunga la tecnica migliore per diagnosticare l’ernia del disco e capire che estensione ha e l'impatto sia sul midollo spinale che sui tessuti circostanti. Una risonanza magnetica fornisce una migliore differenza di contrasto tra i diversi tipi di tessuti molli rispetto alla tomografia computerizzata. La MRI consente anche una separazione più chiara dei tessuti molli sani e malati.

La nascita di apparecchiature RM a campo magnetico ultra alto (3.0 Tesla o più) assicura un’ottima risoluzione spaziale delle strutture cerebrali e spinali. Vengono ben visualizzati tutti i processi che comportano un'alterazione strutturale del tessuto nervoso come le infiammazioni, le ischemie, la neurodegenerazione come nella malattia di Alzheimer e di altre malattie neurodegenerative.

La RM può essere eseguita con o senza iniezione endovenosa di un mezzo di contrasto, che, a differenza del mezzo di contrasto usato per la TAC (Tomografia Assiale Computerizzata), ha nessuno o pochi effetti collaterali. Il mezzo di contrasto facilita la visualizzazione di processi infiammatori e di tessuti molto vascolarizzati, come ad esempio nel caso di tumori.

Applicazioni Cliniche della Risonanza Magnetica

Proprio grazie a questa proprietà, oltre alle applicazioni più squisitamente diagnostiche, la RMN è usata oggi anche come strumento di ricerca nello studio della fisiologia e della fisiopatologia di svariate condizioni cliniche. Tramite tecniche RMN è cioè possibile misurare la concentrazione di acqua e di altre molecole di interesse biologico, le caratteristiche di diffusione dei tessuti, la permeabilità delle membrane, il flusso sanguigno, e altri parametri rilevanti. Alterazioni di queste grandezze possono accompagnarsi ad alterazioni biologiche causate da uno stato patologico, e per questo la RMN è uno strumento di indagine fisiopatologica dal potenziale enorme.

Fino a ora l’applicazione clinica più promettente della trattografia è risultata essere la pianificazione neurochirurgica, al fine di valutare se l’asportazione di una massa tumorale rischia di compromettere importanti fasci di sostanza bianca.

RMN Quantitativa

Spesso si utilizza l’espressione RMN quantitativa per distinguere tali applicazioni avanzate, per la maggior parte ancora confinate alla ricerca clinica, dalla diagnostica per immagini, dove la RMN viene usata per produrre immagini qualitative, ovvero ‘fotografie’ dettagliate degli organi in esame, che richiedono l’interpretazione da parte di un radiologo.

Tipicamente, la RMN quantitativa si basa sullo sviluppo di un modello che spieghi la dipendenza del segnale RMN da un processo fisico. Tale modello può quindi essere usato per estrarre delle grandezze fisiche da una serie di misure ottenute variando i parametri di acquisizione. Le tecniche quantitative non sono completamente validate come strumenti clinici, e di conseguenza la loro utilità nel singolo soggetto è limitata.

Relaxometry

Si indica con il termine relaxometry la quantificazione dei tempi di rilassamento (T1, T2). I tempi di rilassamento caratterizzano il tempo richiesto dagli spin in un particolare tessuto per ritornare all’equilibrio dopo una perturbazione del campo magnetico e dipendono dalle caratteristiche microscopiche del tessuto in esame.

È opportuno chiarire la differenza fra le immagini pesate in T1 (o in T2) e le ‘mappe’ quantitative dei tempi di rilassamento. In un’immagine pesata in T1, il segnale e il contrasto sono influenzati dalla costante di rilassamento T1, ma dipendono anche da altri fattori come la densità protonica e il rilassamento T2.

Il contributo relativo di ogni fattore è controllato dai parametri di acquisizione, scelti dall’operatore: di conseguenza l’intensità di ogni pixel non è una misura riproducibile e quantitativa di una proprietà intrinseca del tessuto, ma semplicemente un numero che rappresenta l’intensità di segnale in un scala arbitraria. Al contrario, con il termine mappa si intende un’immagine ottenuta come il risultato di un’elaborazione di più immagini di partenza, in cui ogni pixel rappresenta una grandezza con un preciso significato fisico o biologico, espressa in un’uni-tà di misura definita (nel caso delle mappe T1, in ms).

Il valore della constante T1 è influenzato dalla concentrazione di macromolecole e dal contenuto d’acqua nei tessuti. Per questa ragione la sua misura è utile per la caratterizzazione di alcuni stati patologici. Esistono diversi metodi per misurare questa grandezza: i più diffusi si basano su sequenze inversion recovery o gradient echo.

In presenza di alterazioni patologiche tissutali, sono osservabili variazioni dei tempi di rilassamento longitudinali. Tra gli esempi più noti, vi sono diverse patologie di interesse neurologico, dove un allungamento del tempo di rilassamento longitudinale può riflettere fenomeni di demielinizzazione, sofferenza ischemica, presenza di tessuto neoplastico.

Il concetto di rilassamento trasversale è meno intuitivo del concetto di rilassamento longitudinale. Entrambi costituiscono meccanismi di dispersione dell’energia accumulata dagli spin. Mentre il rilassamento longitudinale è esclusivamente legato alla ridistribuzione energetica verso il lattice molecolare, cioè la riserva energetica costituita dagli stati energetici associati con le vibrazioni e rotazioni molecolari, al rilassamento trasversale contribuisce anche la cessione di energia degli altri momenti magnetici elettronici e nucleari.

L’interazione con questi dipoli magnetici tende a distruggere la coerenza di fase fra spin, causa cioè l’accumulo di ritardi casuali nel moto di precessione che risultano nell’annullamento della componente trasversale della magnetizzazione M. La costante T2 governa questo processo, ed è più breve di T1. Oltre ai momenti magnetici microscopici, il decadimento della componente trasversale della magnetizzazione è accelerato dalla presenza di disomogeneità e perturbazioni del campo magnetico statico B0, facendo sì che gli spin perdano coerenza di fase con una costante di tempo T2*, più breve di T2.

Immediatamente dopo l’avvento di un impulso a 90°, tutti gli spin si trovano in fase, e la componente trasversale della magnetizzazione è massima. Poiché la velocità di precessione di ogni spin è proporzionale al campo magnetico da esso avvertito, le piccole disomogeneità di campo causano un progressivo sfasamento, che può essere recuperato con l’introduzione di un impulso di inversione (a 180°).

Grazie a questo accorgimento, dopo un intervallo di tempo identico a quello intercorso tra l’impulso a 90° e quello a 180°, gli spin si trovano nuovamente in fase e si assiste alla produzione di una ‘eco’, cioè alla formazione di una nuova componente di magnetizzazione trasversale. La magnetizzazione trasversale può essere riformata più volte tramite una successione di impulsi a 180° ripetuti a intervalli regolari.

La costante di rilassamento trasversale riflette principalmente il contenuto di acqua nei tessuti. Le applicazioni cliniche più note, nuovamente in campo neurologico, includono patologie caratterizzate da processi ischemici acuti e cronici e patologie demielinizzanti. Un’ulteriore applicazione riguarda il monitoraggio dello sviluppo cerebrale (processi di mielinizzazione delle fibre cerebrali) durante l’età evolutiva.

In tessuti complessi come quelli biologici, il decadimento della magnetizzazione trasversale ha spesso un andamento più complesso rispetto al modello monoesponenziale tradizionalemte adottato: è frequente osservare infatti un andamento di tipo biesponenziale, caratterizzato cioè dalla sovrapposizione di almeno due componenti che decadono con velocità diverse.

Diffusione

Le molecole d’acqua, come ogni particella contenuta in un fluido, sono sottoposte a un moto browniano, in virtù dell’energia termica molecolare di cui sono dotate. A ogni urto, la singola particella cambia in modo accidentale la propria direzione di spostamento, cosicché nel tempo compie una traiettoria casuale.

Il moto casuale dei protoni si manifesta come un’attenuazione del segnale RMN misurato in presenza di forti gradienti di campo magnetico. Questo fenomeno può essere sfruttato per rilevare spostamenti molecolari che avvengono nella scala temporale dell’ordine dei millisecondi.

Poiché la mobilità molecolare è influenzata dalla struttura e dalle proprietà dei tessuti, come la presenza di strutture subcellulari, la misura della diffusione fornisce indici circa la configurazione tissutale a livello microscopico.

Il succes-so della tecnica dell’RMN pesata in diffusione fu inizialmente dovuto all’osservazione (effettuata prima in modelli animali, e poi in vivo) che il coefficiente di diffusione decresce rapidamente nel tessuto cerebrale interessato da un evento ischemico. Questo permette l’identificazione dell’evento in fase preclinica, quando è ancora possibile un intervento di riperfusione con salvataggio di parte del tessuto colpito da ischemia.

L’interpretazione di questo fenomeno, generalmente accettata anche se non completamente verificata, è legata all’interruzione della respirazione cellulare (processo metabolico che produce la maggior parte dell’energia per il fabbisogno cellulare) e al conseguente blocco della pompa membranale che estromette dallo spazio intracellulare molecole di sodio per intromettere quelle di potassio.

In seguito si osservò che il fenomeno della diffusione è anisotropo (varia con la direzione di misura) in molti tessuti, come per esempio la sostanza bianca cerebrale e il muscolo. Questo aspetto, che inizialmente costituì un ostacolo e un fattore di complicazione nella misura della diffusione tramite tecniche RMN, divenne poi uno degli aspetti più interessanti della metodica.

In analogia con altri fenomeni anisotropi, la diffusione può essere descritta matematicamente da un tensore di ordine 2 (matrice 3×3), i cui elementi diagonali rappresentano i coefficienti di diffusione lungo le 3 direzioni principali del sistema di riferimento. Gli elementi fuori diagonale rappresentano il livello di correlazione fra lo spostamento medio delle molecole in due direzioni ortogonali.

L’introduzione del tensore permette non solo di derivare quantità scalari invarianti per rotazione (cioè indipendenti dal sistema di riferimento), ma anche di estrarre informazioni addizionali, come la quantificazione dell’anisotropia, e la determinazione della direzione principale della diffusione. Questo ha portato allo sviluppo delle tecniche di trattografia, principalmente applicate allo studio della sostanza bianca cerebrale.

Infatti, in virtù della sua peculiare struttura anatomica, il sistema nervoso centrale è costituito da neuroni, i cui assoni sono organizzati in fasci relativamente ben orientati, lungo il cui asse maggiore gli ostacoli alla diffusione dell’acqua sono estremamente inferiori rispetto a quelli (citoscheletro, mielina) dell’asse ortogonale.

Tutte le grandezze derivate dal tensore di diffusione misurano qualche proprietà microscopica dei tessuti, legata alla cellularità, all’organizzazione e all’integrità tissutale, e sono pertanto utili a caratterizzare il tessuto sano e patologico. Oltre all’ischemia cerebrale, le tecniche di diffusione sono ampiamente usate nello studio di diverse patologie neurologiche (sclerosi multipla, epilessia, tumore, demenza) e psichiatriche (schizofrenia, disturbo bipolare).

Trasferimento di Magnetizzazione (MT)

Il fenomeno del trasferimento di magnetizzazione (MT) fu scoperto in seguito alle osservazioni sperimentali di Wolff e Balaban. Si notò un’attenuazione del segnale RMN qualora la misura fosse preceduta o associata con irradiazione a frequenze diverse dalla frequenza di Larmor (saturazione off resonance).

Il fenomeno, osservabile solo in alcuni tessuti, fu interpretato come un effetto dell’interazione fra i protoni contenuti nelle molecole d’acqua e quelli legati a macromolecole lipidiche e proteiche. Questi ultimi, infatti, a causa della rigida struttura molecolare in cui sono inseriti, hanno tempi di rilassamento T2 troppo brevi per essere misurabili mediante un acquisizione RMN convenzionale, ma sono anche caratterizzati da uno spettro di assorbimento di radiazione elettromagnetica molto più ampio delle molecole d’acqua.

Questa interpretazione del fenomeno MT è supportata dal fatto che la riduzione di segnale è proporzionale alla quantità di macromolecole presenti nel tessuto in esame. Per questa ragione, l’effetto è pressoché nullo nel liquido cefalo-rachidiano, che è costituito per la quasi totalità da molecole d’acqua.

Il fenomeno del trasferimento di magnetizzazione può essere quantificato tramite il cosiddetto magnetization transfer ratio (rapporto del trasferimento di magnetizzazione), o MTR, quantificato come la differenza percentuale fra il segnale RMN misurato in presenza e in assenza di saturazione off resonance.

Nei tessuti biologici, l’MTR è sensibile principalmente alla presenza di lipidi e proteine, quindi è un indice indiretto della densità di tali molecole. Nell’encefalo, queste sono costituite in gran parte da mielina (la guaina che riveste i fasci di sostanza bianca, permettendo una veloce trasmissione dei segnali neuronali), la cui misura riveste interesse in numerosissime patologie, tra cui la sclerosi multipla.

Perfusione

L’obiettivo della perfusione è la misura locale del flusso sanguigno a livello del microcircolo. Tale flusso è associato al metabolismo energetico ed è dunque di interesse nella fisiopatologia. La perfusione si differenzia dall’angiografia RMN, che consente la visualizzazione dei principali rami venosi e arteriosi, con lo scopo di rilevarne eventuali anomalie.

La misura della perfusione richiede l’utilizzo di un tracciante, che può essere esogeno, cioè un mezzo di contrasto paramagnetico che viene iniettato al paziente (dynamic contrast enhancement perfusion), o endogeno, come avviene nella tecnica chiamata arterial spin labelling (ASL). La prima soluzione è chiaramente più invasiva rispetto ad altre tecniche quantitative RMN, e il mezzo di contrasto più diffuso è il gadolinio, comunemente usato per la routine clinica.

L'esame MRI negli animali

L'animale deve rimanere completamente immobile durante l'esame, che di solito dura circa 30-90 minuti. Per questo motivo, l'animale deve essere anestetizzato e il medico veterinario anestesista è presente durante tutta la procedura. A causa dell’anestesia l'animale deve astenersi dal cibo la sera prima dell'esame. Un altro motivo per cui i cani devono essere sedati o anestetizzati è l'alto livello di rumore quando l'indagine è in corso.

Una "bobina" bianca è posata attorno all'area da indagare. Questa bobina cattura le onde radio provenienti dall’animale. La tabella di rilevamento viene inserita nel tunnel magnetico (che assomiglia a quello della tomografia computerizzata). Il tunnel è lungo circa 1,5 metri e aperto alle due estremità.

Può succedere anche che lo studio iniziale sia integrato con lo studio di follow-up dopo la somministrazione del mezzo di contrasto per endovena. La risonanza magnetica comporta l’esposizione dell'animale a un potente campo magnetico. Tutti i metalli, compreso il chip (microchip), danno origine a disturbi locali dell'immagine sotto forma di una cavità nera.

A parte queste precauzioni, la risonanza magnetica di per sé non è associata ad alcuna forma di pericolo o effetti collaterali e, poiché i raggi X non vengono utilizzati, l'esame può essere ripetuto più volte senza causare problemi. I pazienti di solito tornano a casa il giorno stesso dell'esame in attesa della risposta. Poiché l’esame genera moltissime immagini, in genere è necessario un po’ di tempo per rivederlo e valutarlo.

Mezzi di contrasto e sicurezza

I mezzi di contrasto per la RMI sono comunemente usati per visualizzare strutture anormali o lesioni del nostro corpo. I mezzi di contrasto contenenti gadolinio per la RMI sono soluzioni acquose che si iniettano nell’organismo per migliorare la qualità dell’immagine ed avere una visione più dettagliata dell’immagine. I mezzi di contrasto a base di gadolinio, un metallo raro che si estrae dalla terra, sono stati autorizzati per la prima volta nell’Unione Europea nel 1980.

La Fibrosi Sistemica Nefrogenica (NSF ), anche conosciuta come Dermopatia Nefrogenica Fibrosante (NFD ) è stata diagnosticata per la prima volta nel 1997. Questa malattia si verifica solo in pazienti con grave disfunzione renale. Si ritiene inoltre che il rischio per lo sviluppo di questa malattia sia maggiore nei pazienti che hanno avuto o che sono in attesa di trapianto di fegato. La NSF si sviluppa in un arco di tempo che va da alcuni giorni a parecchie settimane. I primi sintomi sono rappresentati dalla comparsa sulla pelle di chiazze rosse o brune o di papule. La pelle degli arti e qualche volta del tronco, si presenta ispessita e legnosa al tatto. Inoltre la superficie della pelle può assumere l’aspetto di una buccia d’arancia.

Da quando la NFS è stata per la prima volta riconosciuta nel 1997, i ricercatori hanno prospettato diverse teorie sulle possibili cause della malattia. Tuttavia solo all’inizio del 2006 è stata ipotizzata e una correlazione tra l’NSF ed i mezzi di contrasto contenenti Gadolinio. I pazienti con grave insufficienza renale e quelli che hanno avuto o che sono in attesa di trapianto di fegato sono a rischio di sviluppare la NSF dopo la somministrazione di gadolinio. Anche i neonati ed i bambini fino ad 1 anno di età sono a rischio perché i loro reni non sono completamente sviluppati.

Omniscan viene eliminato dall’organismo attraverso i reni, ed i pazienti con insufficienza renale eliminano dall’organismo il mezzo di contrasto molto più lentamente rispetto ai pazienti con funzionalità renale normale. I mezzi di contrasto contenenti gadolinio hanno differenti proprietà fisico chimiche che influiscono sulla loro interazione con l’organismo.

Le conoscenze attuali suggeriscono che il rischio di sviluppare NSF può essere correlato alla struttura fisico chimica del mezzo di contrasto contenente gadolinio. La maggior parte dei casi di NSF è stata associata ai mezzi di contrasto Omniscan e OptiMARK che hanno strutture simili. Un piccolo numero di casi è stato associato al Magnevist e, ad oggi, nessun caso di NSF è stato associato agli altri mezzi di contrasto contenenti gadolinio.

Sono stati segnalati casi di Fibrosi Sistemica Nefrogenica (NSF) associati all’esposizione alla gadodiamide e ad altri mezzi di contrasto a base di gadolinio in pazienti con funzionalità renale gravemente compromessa (GFR< 30 ml/min/1.73m2) ) e nei pazienti che sono stati o sono in attesa di essere sottoposti a trapianto di fegato.

La US Food and Drug Administration (FDA) raccomanda di iniziare immediatamente la dialisi in pazienti con malattia renale allo stadio finale dopo MRI o MRA (Risonanza Magnetica Angiografica) se è stato usato un mezzo di contrasto contenente gadolinio.

L’NSF è stata osservata solamente in pazienti con grave insufficienza renale. Questi pazienti non possono eliminare la gadodiamide dal proprio organismo così rapidamente come quelli con normale funzionalità renale e ciò permette più tempo agli ioni gadolinio (Gd3+ ) di essere liberati dal mezzo di contrasto e danneggiare la pelle ed altri organi.