2.
Principi fisici della Risonanza Magnetica
Rispetto ad altre metodologie diagnostiche, la RM si basa su fenomeni fisici peculiari, che coinvolgono i nuclei di elementi chimici presenti nel corpo, dotati di particolari proprietà magnetiche.
Infatti, il fenomeno della RM trova il suo fondamento nella proprietà di alcune specie nucleari, in particolare il protone dell’atomo di idrogeno, 1H, elemento costitutivo fondamentale delle molecole d’acqua e di altri composti naturali, quali grassi, proteine, ecc.
Tale nucleo possiede un movimento di rotazione intorno al proprio asse (spin), che porta alla generazione di un campo magnetico locale assimilabile a un microscopico ago magnetico, e capace quindi di orientarsi in un campo magnetico esterno Bo, di elevata intensità, costante nel tempo ed omogeneo nello spazio.
Proseguendo in tale analogia, in assenza di campo magnetico esterno Bo, l’insieme
di questi aghi magnetici si orienterà in modo casuale; ciò significa che la magnetizzazione netta risultante, Mo, sarà nulla.
In presenza del campo Bo, invece, si potrà osservare, come circa la metà dei
protoni assuma un orientamento parallelo al campo esterno, mentre una frazione di poco inferiore sia costituita da quelli allineati nella direzione opposta; in tal caso Mo sarà un vettore di modulo non nullo, orientato parallelamente a Bo.
Aumentando l’intensità del campo statico, cresce proporzionalmente anche quella del vettore Mo, con conseguente aumento della quantità di segnale utile per le
immagini RM.
Oltre alla magnetizzazione Mo, l’applicazione del campo esterno darà origine ad
una rotazione degli spin attorno all’asse diretto lungo Bo stesso, detto moto di
“precessione” dei nuclei.
Durante la precessione, l’asse di rotazione del protone ruota descrivendo un “cono” (questo movimento ricorda, per analogia, il moto di precessione dell’asse di una trottola attorno alle linee di forza del campo gravitazionale terrestre).
La frequenza del moto di precessione è proporzionale all’ampiezza del campo Bo,
secondo la seguente equazione, detta di Larmor:
0
B
L γ
ϖ = (1)
dove γ è una grandezza specifica, caratteristica del nucleo in esame, detta costante giromagnetica, e per l’idrogeno è tale che:
T MHz 58 , 42 2π = γ (2) ovvero: T Hz rad 7 10 75 , 26 × = γ (3)
Pertanto, per un campo Bo di valore 1.5 T, la frequenza di risonanza magnetica
nucleare vale 63.87 MHz.
All’interno dei tessuti biologici i nuclei di idrogeno sono orientati casualmente, e così come precedentemente descritto, applicando un campo magnetico statico, questi si vanno ad orientare secondo tale campo nella direzione parallela (up) od antiparallela (down) a seconda della minore o maggiore energia dei nuclei; lo stato di allineamento preferito è, perché più stabile, quello al quale compete meno
La differenza numerica, che dipende da Bo e dalla temperatura, è, comunque,
molto piccola; quindi, per ogni singolo protone esiste quasi la medesima probabilità di assumere uno o l’altro dei due stati descritti.
Tale situazione può essere modificata fornendo al sistema un’energia pari a ΔE, cioè alla differenza di energia tra l’orientamento parallelo e antiparallelo.
Affinché tale energia possa essere assorbita da un dato campione o struttura anatomica, occorre scegliere come frequenza di eccitazione esattamente quella caratteristica dei nuclei di H, data dall’equazione di Larmor; questo significa che l’energia verrà somministrata sotto forma di onde elettromagnetiche a radiofrequenza.
È in queste condizioni che si realizza il fenomeno di “risonanza magnetica nucleare” del sistema di spin in esame.
L’impulso a RF è tale da ruotare la magnetizzazione netta Mo di un angolo θ, dalla
sua posizione di equilibrio.
Fig. 2 Rotazione del vettore Mo
L’angolo θ, detto “flip-angle”, dipende dall’ampiezza e dalla durata del campo magnetico B1, secondo la seguente espressione:
Quando l’impulso a RF cessa, il sistema protonico cerca di ritornare nelle condizioni iniziali eliminando l’energia in eccesso accumulata durante l’eccitazione.
Questo riassetto energetico degli spin, detto rilassamento, comporta l’emissione di un segnale RM chiamato “free induction decay” (FID), rilevato tramite un’antenna accordata sulla frequenza di risonanza.
Fig. 3 Segnale “free induction decay” (FID)
In generale il segnale FID è caratterizzato da una densità protonica (DP), un tempo di rilassamento longitudinale T1, e un tempo di rilassamento trasversale T2.
Questi parametri dipendono dallo stato di aggregazione molecolare che compone ogni liquido organico e ogni tessuto, normale o patologico; per cui, il campione esaminato, a seconda della sua struttura chimica, emetterà un segnale FID diverso. Riprendendo in esame l’equazione di Larmor, è evidente la dipendenza lineare della frequenza di risonanza dall’intensità del campo magnetico statico Bo;
pertanto, facendo variare quest’ultimo attraverso lo spazio, mediante sovrapposizione di gradienti di campo orientati lungo le tre direzioni cartesiane, i nuclei che si trovano in punti diversi di una qualsiasi struttura anatomica, risuoneranno a frequenze differenti, e quindi potranno essere osservati in maniera distinta l’uno dall’altro (codifica spaziale).
Quindi, per ottenere un’immagine di una data sezione del corpo (trasversa, longitudinale od obliqua rispetto alla direzione di Bo) è necessario utilizzare tre
tipi di campo magnetico con diverse caratteristiche, sia spaziali sia temporali: il campo magnetico statico Bo, che deve essere per quanto più possibile uniforme
nel tempo ed omogeneo nello spazio; un campo magnetico B1, perpendicolare
come direzione a quella di Bo e variabile con frequenza RF, che ha lo scopo di
promuovere l’assorbimento e la successiva ri-emissione di energia da parte dei nuclei sotto osservazione, ovvero che fornisce l’energia necessaria per il prodursi del fenomeno di risonanza magnetica; ed infine, caratteristica peculiare della MRI, gradienti di campo variabili nel tempo (dB/dt) le cui componenti nelle tre direzioni cartesiane consentono la codifica spaziale.
Sebbene, gradienti ed impulsi RF, siano entrambi determinati da campi magnetici variabili, questi differiscono tra loro per l’entità delle relative frequenze.
I gradienti di campo magnetico, infatti, presentano frequenze molto basse comprese tra qualche hertz e circa 100 KHz; invece, le frequenze degli impulsi RF sono molto elevate e variano tra circa 20 e 200 MHz, con potenza media fino a 100 W (potenza istantanea di picco di 10 kW), a seconda delle esigenze diagnostiche.
2.
1 La strumentazione RM
Un apparato di RM ad uso clinico è generalmente costituito da un magnete (superconduttore, resistivo, permanente o ibrido) in cui viene introdotto il corpo o parte di esso, un sistema elettronico di rice-trasmissione di segnali a RF, un generatore di gradienti di campo magnetico variabili nel tempo.
I magneti superconduttori sono i più diffusi e permettono di generare, con modesto dispendio di corrente, un campo magnetico statico Bo di elevata
omogeneità e di elevata intensità; questi si basano sulla proprietà di alcuni elementi (niobio, titanio etc.) di non produrre resistenza elettrica se si trovano a
temperature inferiori ad una particolare temperatura critica (di solito compresa tra 10 e 20 °K).
Fig. 4 Struttura interna di uno scanner MRI
Avvolgimenti di spire superconduttrici immerse in elio liquido sono utilizzati per la costruzione di magneti per apparecchiature RM a corpo intero operanti a campi intermedi (0,5-1,0 T) o alti (1,5-4,0 T).
Le odierne tecnologie consentono la realizzazione di magneti operanti anche a campi assai più elevati (7-10 T) per la progettazione di nuovi prototipi di apparecchiature RM.
All’interno del magnete sono sistemati degli avvolgimenti resistivi, chiamati bobine di “shim” (che consentono di ottimizzare il grado di omogeneità del campo magnetico nel corpo in esame) e gli avvolgimenti, anch’essi resistivi, necessari per la formazione dei gradienti di campo magnetico lungo Z.
Fig. 5 Bobine per la generazione dei Gradienti di campo magnetico
I gradienti di campo Bo lungo X e Y sono creati da una coppia di bobine a forma
di 8, quella dell'asse X crea un gradiente di Bo nella direzione X, in accordo al
verso della corrente che circola nelle bobine; quella dell'asse Y crea un gradiente di Bo lungo l'asse Y.
Per quanto riguarda la stimolazione e l’osservazione del fenomeno della risonanza propriamente detto, sono ovviamente necessarie le unità per la trasmissione e la ricezione degli impulsi a radiofrequenza, integrate con le relative stazioni di controllo e gestione automatico dei dati; nella seguente figura sono riportati alcuni tipi di bobine a radiofrequenza, scelte a seconda delle molteplici esigenze diagnostiche.
In particolare, la bobina a gabbia di uccello (Bird Cage Coil) è la bobina di scelta per immagini della testa e del cervello, mentre il solenoide a singola spira (Single Turn Solenoid) è utile per creare immagini delle estremità, come le mammelle e il polso.
Le bobine di RF possono essere divise in tre categorie generali; 1) bobine emittenti e riceventi, 2) bobine solamente riceventi e 3) bobine solamente emittenti.
Le bobine di RF, quando vengono utilizzate come bobine emittenti, creano un campo magnetico B1 che, in una sequenza di impulsi, ruota la magnetizzazione
netta; quando vengono utilizzate come bobine riceventi, servono a rilevare la magnetizzazione trasversale che precede nel piano XY.
Le bobine di superficie (Surface Coil) sono molto usate perché sono bobine solo riceventi e hanno un buon rapporto segnale-rumore per tessuti vicini alla bobina; invece il solenoide multi-spira (Multi Turn Solenoid), la bobina a gabbia di uccello, il solenoide a singola spira e la bobina a sella (Saddle Coil) sono utilizzate tipicamente come trasmettitori e ricevitori di energia di RF.
