invertiti in questo processo. Quello che rimane è solo lo sfasamento causato dal campo magnetico fluttuante.
2.8 Immagine MRI
La creazione di immagini richiede l’applicazione di gradienti nel campo magnetico statico Bz dell’ordine di 0.2 - 0.3 T, che provoca una variazione della frequenza di Larmor ω0 con la posizione. Al campo magnetico statico si sovrappone un campo molto più debole, dell’ordine dei mT, variabile con le direzioni degli assi.Facendo in modo che ogni voxel dell’immagine abbia una frequenza e/o una fase diversa rispetto a tutti gli altri, si riescono a separare i segnali provenienti da una singola porzione.
L’applicazione di un gradiente lungo la direzione z, fa sì che la frequenza di Larmor degli atomi vari linearmente lungo questa direzione. Come conse-guenza, il corpo all’interno del magnete viene suddiviso in piani isofrequen-ziali paralleli. Un impulso radio ad una specifica frequenza (monocromatico) applicato mentre il gradiente è attivo, ecciterà un solo piano, lasciando in condizione di equilibrio tutti gli altri. In questo modo si seleziona solo una “fetta” del paziente.
La selezione della fetta è seguita dai gradienti di Bz nelle direzioni x e y. Se si applica il gradiente durante la lettura, la frequenza di Larmor del segna-le varia in modo analogo a come varia Bz. Se si applica il gradiente prima della lettura, si crea uno spostamento della fase del segnale dipendente dalla posizione, che può essere rivelato [20, 21].
2.8.1 Lettura del segnale e ricostruzione dell’immagine
In un sistema di imaging MR per selezionare una fetta sottile del cam-pione si applica un gradiente magnetico nella direzione z. Con l’applicazione del gradiente di campo nella regione d’interesse, le linee di campo vengono deviate, convergendo e il campo aumenta linearmente con z. Per modificare lo spessore della fetta d’interesse, si agisce variando la durata dell’impulso o il gradiente. Mentre è applicato un gradiente, le componenti trasverse di
2.8 Immagine MRI
spin a diversi valori di z, precedono a differenti velocità. Quindi al termine dell’impulso π/2 è necessario applicare un gradiente di campo lungo l’asse z con segno opposto, al fine di riportare gli spin nella fase che possedevano in corrispondenza del segnale di selezione della fetta. Il gradiente è interrotto quando tutti gli spin della fetta selezionata ritornano in fase. Essi continuano quindi a precedere nel piano xy alla frequenza di Larmor.
L’acquisizione delle informazioni sulle posizioni x e y, avviene mediante la creazione di gradienti di Bz nella direzione x o nella direzione y. Il segnale è misurato mentre è applicato il gradiente, la frequenza di Larmor varia con la posizione.
Una delle tecniche di ricostruzione dell’immagine, nota come tecnica della
Fig. 2.9: Un gradiente Bz fa si che la frequenza di Larmor vari con la posizione. Se il segnale è misurato mentre è applicato il gradiente, la frequenza varia con la posizione. Se il segnale è misurato dopo che il gradiente è stato applicato e rimosso, resta uno spostamento di fase dipendente dalla posizione.
proiezione, si basa sull’applicazione di un gradiente di volta in volta legger-mente ruotato nel piano xy. Inviando la combinazione corretta delle correnti di gradiente x e y attraverso le bobine, il gradiente ruota; non sono necessarie componenti rotanti meccaniche [22].
2.8 Immagine MRI
2.8.2 Contrasto dell’immagine e parametri dell’impulso
Un’immagine MR può essere modificata regolando il tempo di ripetizione TR e il tempo di eco TE. Il momento magnetico nel campione al momento della misura, considerando entrambi i tempi di rilassamento T1 e T2, è:
M (TR, TE) = M0(1 − 2eTRT1+ TE
2T1 + e−TRT1) × e−TET2 (2.18) se TR>> TE, l’espressione si semplifica:
M (TR, TE) = M0(1 − e−TRT1)e−TET2 (2.19) dove M0è proporzionale al numero degli spin dei protoni per unità di volume N. Si consideri un campione che mette a confronto i muscoli (M0 = 1.02 in unità arbitrarie, T1 = 500ms e T2 =35ms) con il grasso (M0 = 1.24, T1 = 200ms e T2=60ms). La 2.10 mostra due campioni in cui TR è relativamente lungo. Se il tempo di eco è breve, allora l’immagine è quasi indipendente sia da T1che da T2ed è chiamata immagine a densità pesata. Se TEè più lungo, allora domina il termine di decadimento trasverso ed è chiamata immagine T2 pesata. Il segnale è spesso debole e quindi rumoroso poiché c’è stato tanto decadimento.
La 2.11 mostra cosa accade se il tempo di ripetizione è piccolo rispetto a T1. Questa è un’immagine T1 ponderata poiché le differenze in T1 sono responsabili della maggior parte delle differenze nell’intensità del segnale. Si supponga che il valore di T2 per il grasso sia più piccolo del valore per il muscolo; allora ci dovrebbe essere un valore di TE per il quale le due curve della magnetizzazione trasversa si incontrino e i due tessuti dovrebbero essere indistinguibili nell’immagine. A un valore più grande di TE, le loro luminosità relative dovrebbero essere invertite.
2.8 Immagine MRI
Fig. 2.10: Curva di magnetizzazione per due tessuti: muscolo e grasso. Il tempo di ripetizione è grande confrontato con il tempo di rilassamento longitudinale. Un tempo di eco lungo da una densità d’immagine che è molto sensibile al valore T2. Un tempo di eco corto (persino più piccolo di quello mostrato) dà un’immagine che dipende principalmente dalla densità di spin.
Fig. 2.11: Immagini spin – eco prese con piccoli e grandi valori di TE, che mostrano la differenza nei valori di T2 per differenti parti del cervello.
Capitolo 3
Un metodo di analisi:
la Registrazione
Le immagini mediche sono sempre più utilizzate per la diagnosi, per i piani di trattamento e per il monitoraggio della progressione delle malattie neurodegenerative, come la SM. Esse vengono utilizzate per studiare l’evol-versi delle malattie e comprenderne il loro sviluppo. In molti studi, vengono acquisite più immagini dello stesso paziente in tempi diversi, per controllare l’evolversi della malattia. In altri studi è opportuno confrontare le immagini acquisite da diversi pazienti col fine di effettuare un confronto fra struttu-re corrispondenti, per evidenziastruttu-re variazioni morfologiche tra soggetti affetti dalla malattie e soggetti sani.
L’introduzione di tecniche di acquisizione delle immagini computerizza-te ha portato diversi benefici. Le immagini compucomputerizza-terizzare, infatti, offrono una risoluzione maggiore e consentono una loro migliore manipolazione, al-lineando con precisione le informazioni contenute nelle diverse immagini, e fornendo gli strumenti per una visualizzazione combinata delle immagini. Una fase fondamentale in questo processo è l’allineamento o la registrazione delle immagini [23].
Negli ultimi anni lo sviluppo tecnologico dei dispositivi di acquisizione del-le immagini, ha portato ad un aumento della quantità di immagini ottenute, rendendo necessario l’utilizzo di metodi di registrazione automatica.