Capitolo I
LA RISONANZA MAGNETICA NUCLEARE
1.1 Principi fisici
I principi fisici del fenomeno della Risonanza Magnetica si fondano sul fatto che i nuclei di protoni degli atomi di idrogeno che compongono i tessuti del corpo possiedono ciascuno un momento magnetico, ed essendo disposti questi casualmente, danno luogo ad una magnetizzazione totale nulla; con l’applicazione di un campo magnetico statico B0, un eccesso di nuclei allineati parallelamente alla direzione del campo crea una magnetizzazione netta M0. Secondo la teoria elettromagnetica, i momenti magnetici dei nuclei tendono ad allinearsi al campo applicato secondo un moto di precessione ad una frequenza ω0 detta di Larmor, legata all’intensità del campo B0 applicato dalla relazione ω0 =γ * B0 dove γ è la costante giromagnetica ed è una proprietà fisica dei nuclei degli atomi.
Con l’applicazione del campo suddetto, nascono due livelli energetici sui quali si distribuiscono i nuclei atomici a seconda della direzione parallela o antiparallela dei loro momenti magnetici rispetto a quella del campo,
dando luogo rispettivamente ad un livello statistico a bassa energia ed uno ad alta energia: l’energia di eccitazione da fornire ad un nucleo per portarlo dalla configurazione energetica minima a quella massima è fornita dall’equazione di Planck: E=h*ω0 dove h è la costante di Planck divisa per 2π . Fornendo ai nuclei questa energia mediante un campo magnetico a radiofrequenza (RF), i protoni vengono eccitati dopodichè tendono a tornare nello stato di minima energia (magnetizzazione netta con direzione parallela al campo statico B0) emettendo un segnale a radiofrequenza alla frequenza ω0 (segnale FID) che viene captato mediante un’antenna posta perpendicolarmente alla direzione del campo statico.
Supponendo che la direzione del campo statico B0 sia l’asse Z, esaurita la fase di eccitazione a RF la magnetizzazione totale tende ad orientarsi lungo l’asse Z e la componente del momento magnetico nel piano XY decade esponenzialmente (decadimento trasversale) con un tempo di
“rilassamento” T2; simultaneamente anche la componente lungo l’asse Z del momento totale tende ad allinearsi alla posizione di equilibrio lungo quest’asse, subendo anch’essa un decadimento esponenziale (decadimento longitudinale) con tempo di “rilassamento” T1.
Per ottenere informazioni sulla localizzazione spaziale e quindi distinguere i nuclei mediante la direzione del loro momento magnetico, si impongono variazioni spaziali sul campo magnetico mediante l’applicazione di gradienti di campi magnetici che fanno oscillare le regioni del volume in esame ciascuna ad una propria frequenza. Il gradiente di campo magnetico utilizzato è lineare in modo che il campo e la frequenza risultante variano linearmente con la distanza lungo l’oggetto in esame. Con l’utilizzo del gradiente di campo magnetico si ottiene che la frequenza di risonanza nei piani perpendicolari alla direzione del gradiente è costante: in questo modo, nell’analisi dello spettro del segnale ricevuto l’ampiezza spettrale di una particolare frequenza corrisponde direttamente al contributo al segnale di tutti i nuclei giacenti in un piano perpendicolare alla direzione del gradiente di campo applicato.
Il segnale FID ricevuto viene quindi analizzato mediante la Trasformata di Fourier per ottenere la mappa della distribuzione spaziale dei momenti magnetici.
Le immagini che si ottengono sono essenzialmente delle mappe di distribuzione di densità dei nuclei di idrogeno e di parametri che riflettono il loro movimento nei liquidi cellulari e nei grassi.
1.2 L’ hardware in MRI
I componenti fondamentali di un sistema di imaging per Risonanza Magnetica sono mostrati in Fig. 1.1.
Fig. 1.1 Schema di un sistema di imaging NMR PAZIENTE
BOBINE RF
BOBINE RF BOBINE GRADIENTI
BOBINE GRADIENTI MAGNETE
MAGNETE
AMPLIFICATORI GRADIENTI
AMPLIFICATORI RF
RICEVITORE RF
GENERATORE IMPULSI GRADIENTI
GENERATORE IMPULSI
RF
CONVERTITORE A/D
COMPUTER
Il magnete è il componente principale di un tomografo RM ed ha il compito di generare un campo statico con grande omogeneità e stabilità nel tempo.
Esistono diversi tipi di magnete, con caratteristiche tecniche differenti e costi di acquisto e di gestione diversi. I tipi più usati sono:
-magnete permanente -magnete resistivo
-magnete superconduttivo
Il magnete permanente (Fig. 1.2) è formato da blocchi di materiale ad alta memoria magnetica che, una volta magnetizzati, mantengono indefinitamente il campo magnetico creato dal loro assemblaggio. Questi tipi di magnete hanno un costo di acquisto e delle spese di gestione bassi ma possono raggiungere intensità di campo relativamente bassi.
Fig. 1.2 Magnete permanente
Il magnete resistivo (Fig. 1.3) è paragonabile ad una grossa elettrocalamita, formata da spire di conduttore nelle quali circola costantemente corrente. Essi hanno una configurazione di tipo “aperto” e costi di gestione contenuti. Il passaggio di corrente genera una grande quantità di calore e quindi necessitano di sistemi di raffreddamento.
Fig. 1.3 Magnete resistivo
Il magnete superconduttivo (Fig. 1.4) impiega superconduttori, materiali che, in particolari situazioni di temperatura (prossima allo zero assoluto), si lasciano attraversare dalla corrente elettrica praticamente senza opporre resistenza. La corrente, in tal modo, può generare campi di elevatissima intensità.
Fig. 1.4 Magnete superconduttivo
Le bobine di gradiente (Fig. 1.5) sono avvolgimenti che generano campi magnetici variabili nel tempo e nello spazio, sovrapposti al campo magnetico principale, che rendono riconoscibile ogni suo punto caratterizzandolo con una propria intensità di campo magnetico. I gradienti sono tre, orientati secondo le tre dimensioni spaziali, e rendono possibile la selezione di sezioni assiali, sagittali e coronali.
Fig. 1.5 Bobine di gradiente
Il sistema di trasmissione RF fornisce il campo magnetico a radiofrequenza ed è costituito da un trasmettitore RF (oscillatore accordato alla frequenza di Larmor), da un amplificatore di potenza a RF e da una bobina, che genera un campo magnetico ortogonale al campo magnetico principale.
Il sistema di ricezione RF rivela la magnetizzazione nucleare e genera un segnale di uscita che deve essere trattato dal computer.
Le bobine RF verranno discusse più dettagliatamente nel prossimo paragrafo.
1.3 Le bobine RF
Le bobine a radiofrequenza (RF coils) sono delle componenti fondamentali in un sistema MRI ed hanno due funzioni : quella di generare impulsi alla frequenza di Larmor per l’eccitazione dei nuclei nel campione in esame (bobina RF trasmittente) e quella di captare il segnale emesso dai nuclei alla stessa frequenza (bobina RF ricevente).
Il campo magnetico degli impulsi a radiofrequenza generati dalla bobina di trasmissione è indicato nella letteratura come B1 ed ha direzione perpendicolare a quella del campo magnetico principale B0.
Per ottenere immagini MRI di alta qualità, le bobine RF devono possedere dei requisiti fondamentali :
-quando è utilizzata in trasmissione (TX), una bobina deve generare un campo B1 omogeneo nel volume di interesse in modo da eccitare uniformemente i nuclei e deve possedere un campo di vista (FOV) elevato poiché spesso la regione di interesse non è perfettamente nota a priori;
-quando utilizzata in ricezione (RX), una bobina deve avere un elevato rapporto segnale-rumore (SNR) e deve poter ricevere il segnale RF con lo stesso guadagno per ogni punto del volume in esame.
Secondo la loro forma, le RF coils si possono classificare in due gruppi:
-volume coils, che comprende Helmholtz coils, saddle coils, e birdcage coils (tra tutte queste, le birdcage coils, mostrata in Fig. 1.6, sono le più utilizzate grazie alla loro capacità di generare un campo B1 altamente omogeneo su di un grande volume all’interno della bobina).
Fig. 1.6 Birdcage coil
-surface coils, che comprende single-loop e multiple-loop coils di varie forme (queste bobine, mostrate in Fig. 1.7, sono molto più piccole delle volume coils ed hanno un valore di SNR più grande poiché ricevono il rumore solo da zone vicine).
Fig. 1.7 Surface coil
Il dilemma che il progettista di bobine RF per trasmissione/ricezione si trova ad affrontare è quello che deriva dal fatto che la bobina deve avere dimensioni elevate in modo da produrre un campo B1 il più uniforme possibile ma, valendo il teorema della reciprocità dei campi elettromagnetici, una bobina di grandi dimensioni riceverà una maggior quantità di rumore dal volume in esame e quindi il SNR dell’immagine sarà significativamente ridotto. Il problema può essere risolto mediante l’utilizzo di due bobine separate: una per la trasmissione, tipicamente una birdcage coil, che garantisce un’eccitazione uniforme della zona interessata, ed un’altra per la ricezione, in genere una surface coil, posizionabile molto vicino alla regione di interesse, che ha la caratteristica di avere un piccolo campo di vista (FOV).
Quando vengono utilizzate due bobine separate per la trasmissione e per la ricezione è importante garantire il loro disaccoppiamento elettronico in modo da minimizzare la mutua induttanza che deriva dal fatto che le due bobine sono accordate sulla stessa frequenza.
