Imagistică prin rezonanță magnetică

Informațiile prezentate nu sunt sfaturi medicale și este posibil să nu fie corecte. Conținutul are doar scop ilustrativ și nu înlocuiește sfatul medicului: citiți avertismentele .

Imagistică prin rezonanță magnetică
Procedura medicala Imagine sagitală a unui genunchi obținută prin rezonanță magnetică
Clasificare și resurse externe
ICD - 9	88,91
Plasă	D008279
Sinonime
Rezonanță magnetică nucleară, RMN, RMN, MRT, RMN

Imagistica prin rezonanță magnetică (imagistică prin rezonanță magnetică, RMN), cunoscută și sub numele de tomografie prin rezonanță magnetică ( tomografie prin rezonanță magnetică, MRT) sau imagistica prin rezonanță magnetică tomografică (RMN), sau pur și simplu RM, este o tehnică care generează imagini, în principal, în scopuri diagnostice utilizate în domeniul medical , bazat pe principiul fizic al rezonanței magnetice nucleare .

Un scaner RMN 3 Tesla .

Adjectivul „nuclear” se referă la faptul că semnalul de densitate în RMN este dat de nucleul atomic al elementului examinat, în timp ce, în cele mai comune tehnici de imagistică radiologică , densitatea radiografică este determinată de caracteristicile orbitalilor electronici ai atomii afectați de raze X. Această specificație suplimentară nu introduce ambiguitate și, de asemenea, evită neînțelegerile cu dezintegrarea nucleară , fenomen cu care RMN nu are nimic în comun.

RMN-ul nu dăunează pacientului, iar acesta din urmă nu este supus radiațiilor ionizante ca în cazul tehnicilor care utilizează raze X sau izotopi radioactivi . Informațiile date de imaginile prin rezonanță magnetică sunt în esență de o natură diferită în comparație cu cea a celorlalte metode imagistice , de fapt este posibilă discriminarea între țesuturi pe baza compoziției lor biochimice , în plus există imagini ale secțiunilor corpului pe trei planuri diferite (axial, coronal, sagital), care însă nu îi conferă tridimensionalitate.

Există mai multe aplicații ale imagisticii prin rezonanță magnetică, cum ar fi imagistica prin rezonanță magnetică prin difuzie și rezonanța magnetică funcțională . Dezavantajele utilizării acestei tehnici sunt în principal costurile și timpul necesar pentru achiziționarea imaginilor.

fundal

Scanerul Mark One , primul echipament de rezonanță magnetică construit și utilizat

În 1971, la Universitatea Stony Brook , Paul Lauterbur a încercat să aplice gradienți de câmp magnetic în toate cele trei dimensiuni și o tehnică de proiecție posterioară pentru a crea imagini. Primele imagini cu două tuburi de apă obținute cu această tehnică au fost publicate în revista Nature , urmate de o fotografie a unui animal viu, o scoică și, în 1974, o imagine a cavității toracice a unui șoarece. Lauterbur a numit această metodă „zeugmatografie”, termen care a fost ulterior înlocuit cu „imagistică prin rezonanță magnetică”. ^[1] La sfârșitul anilor 1970 , fizicienii Peter Mansfield și Paul Lauterbur au dezvoltat tehnici particulare, cum ar fi tehnica de imagistică eco-planară (EPI). ^[2]

Progresele realizate în tehnologia semiconductoarelor s-au dovedit a fi fundamentale pentru dezvoltarea rezonanței magnetice în practică care, de fapt, necesită o cantitate mare de putere de calcul . Acest lucru a fost posibil datorită creșterii rapide a numărului de tranzistoare pe un singur circuit integrat . ^[3] Mansfield și Lauterbur au primit Premiul Nobel pentru fiziologie sau medicină în 2003 pentru „descoperirile lor în imagistica prin rezonanță magnetică”. ^[4]

Principii fizice

Rezonanță magnetică nucleară .

Principiul de funcționare se bazează pe supunerea pacientului la un câmp magnetic static puternic. Intensitatea câmpului magnetic poate varia de la zecimi de tesla , pentru mașinile mici dedicate studiului articulațiilor, la 3 tesla pentru mașinile aflate în prezent pe piață în scopuri de diagnostic. Unele mașini pentru rezonanță magnetică funcțională aflate în prezent pe piață ating câmpuri de 7 T, în timp ce în câmpul experimental sunt dezvoltate dispozitive 8 și 9 T.

În câmpul magnetic static, rotirile protonilor din interiorul țesuturilor tind să se alinieze cu liniile de forță (în mod paralel sau antiparalel); întrucât rotirile aliniate în direcție paralelă sunt în număr mai mare, țesuturile ajung să posede o ușoară magnetizare totală. Această aliniere nu este niciodată totală, ci mai degrabă rotirile diferiților protoni încep să preceseze în jurul direcției câmpului magnetic.

Această precesiune arată o frecvență tipică numită frecvență Larmor, care este în ordinea MHz și, prin urmare, în domeniul frecvenței radio (pentru un câmp 1 T, frecvența este de 42 MHz pentru atomul de hidrogen ); atunci dacă pacientului i se aplică un câmp magnetic rotativ la această frecvență exactă și cu suficientă energie, este posibil să se rotească magnetizarea protonilor printr-un unghi arbitrar (numit unghi de basculare ) care depinde de tipul de imagini care trebuie obținute.

Furnizarea acestei energii la aceeași frecvență de precesiune este fenomenul care dă metodei numele de „ rezonanță ”; este același principiu prin care, asigurând împingerea la momentul potrivit, amplitudinea oscilațiilor unui leagăn poate fi mărită, deși în cazul nostru se aplică la nivel atomic.

După impuls, rotirile protonilor vor tinde să revină la starea inițială de aliniere de-a lungul câmpului (fenomen de relaxare); printr-o bobină de recepție, tendința magnetizării este măsurată în plan perpendicular pe câmpul magnetic principal ( Free Induction Decay , sau FID ). Această relaxare are loc cu două constante de timp distincte: prima, notată cu t ₁ , indică viteza cu care magnetizarea directă este reconstituită de-a lungul direcției câmpului principal și depinde de interacțiunea dintre protoni și moleculele înconjurătoare ( relaxarea spinului) . rețea ), al doilea, notat cu t ₂ , indică rapiditatea cu care componenta de magnetizare transversală este distrusă în condiții ideale și depinde de interacțiunea reciprocă a protonilor din apropiere ( relaxare spin-spin ). În situații reale, componenta transversală este distrusă datorită pierderii coerenței fazei între diferiții protoni ai probei observate, cu un timp numit t ₂ * < t ₂ . Fiind expresia diferitelor proprietăți fizice, aceste constante sunt funcții ale intensității câmpului magnetic și, în general, independente una de cealaltă.

În teorie, ar fi posibil să se facă măsurători prin detectarea semnalului emis de o mare varietate de nuclee atomice, cum ar fi sodiu , fosfor , carbon și hidrogen, prin setarea frecvenței de rezonanță a bobinelor de radiofrecvență la valoarea adecvată. Cu toate acestea, în domeniul diagnosticului, hidrogenul este utilizat în prezent aproape exclusiv ca sursă de semnal.

RMN din punct de vedere medical

Animația RMN a creierului într-un caz de glioblastom înainte de operație, un exemplu de achiziție pe diferite planuri anatomice

Transversal

Sagittal

Coronal

La prima vedere, o imagine de rezonanță este similară cu o imagine obținută prin tomografie computerizată (CT). Extern, echipamentul pentru un CT și un RMN este adesea similar: diferența principală este lungimea tubului în care este inserat pacientul, mai mică în cazul CT, în general mai mare în cazul RMN. La ambele pacient, pe un pat motorizat, este introdus într-un inel. Deși aceasta este forma cea mai comună pentru o mașină RMN umană, sunt posibile și alte geometrii (potcoavă sau pătrat, de exemplu).

Pacientul nu trebuie să poarte absolut obiecte metalice potențial feromagnetice , cum ar fi ceasuri, brățări, lanțuri; trebuie acordată o atenție deosebită pentru a se asigura că pacientul nu a suferit în trecut accidente ca urmare a căruia așchii de metal ar fi putut rămâne în țesuturi sau operații chirurgicale care au implicat implantarea unor materiale similare. Obiectele confecționate din material feromagnetic cufundat într-un câmp magnetic intens suferă forțe semnificative care le pot determina să se miște cu consecința deteriorării țesuturilor, de exemplu în cazul așchiilor care se aflau în apropierea vaselor de sânge; chiar și în absența acestui risc, prezența materialului feromagnetic, modificând câmpul electromagnetic la care sunt supuse țesuturile, poate provoca o încălzire anormală a țesuturilor înconjurătoare, cu consecința posibilă deteriorare.

Prezența protezelor , clemelor vasculare , stenturilor , stimulatoarelor cardiace sau a altor dispozitive medico-chirurgicale poate împiedica, în multe cazuri, executarea sau citirea corectă a examenului. Din anii 1990 , materialele compatibile cu RM au fost utilizate din ce în ce mai des ^[5], dar creșterea puterii dispozitivelor face ca această problemă să fie încă actuală: din acest motiv este necesar să se cunoască, pentru fiecare material utilizat, până la ce intensitate a câmpului magnetic trebuie considerată fără RM.

Imaginile RMN variază de obicei între 256 × 256 pixeli (imagini cardiace) și 1024 × 1024 pixeli (imagini cerebrale de înaltă rezoluție) pentru o adâncime de 16 biți / pixel. Aceasta are ca rezultat o rezoluție spațială intrinsecă destul de mică (detalii despre 1 mm sunt practic la limita vizibilității), dar importanța acestei examinări constă în faptul că se poate discrimina, de exemplu, între un țesut hepatic și unul din splină (care în comparație cu razele X au aceeași transparență ), sau țesuturi sănătoase din cauza leziunilor . Timpii de scanare sunt mult mai mari decât în cazul altor tehnici radiologice (un examen RMN complet durează de la 30 la 60 de minute), iar rezoluția temporală este în general destul de mică (câteva imagini pe secundă pentru rezoluții spațiale mai mici).

O caracteristică fundamentală a rezonanței este posibilitatea de a varia tipul de contrast al imaginii pur și simplu prin modificarea secvenței de excitație pe care o efectuează mașina. De exemplu, este posibil să evidențiați sau să suprimați semnalul datorat sângelui sau să obțineți informații cu caracter funcțional , mai degrabă decât pur și simplu morfologice.

Rezonanța magnetică este o tehnică de imagistică multiplanară, deoarece este posibil să se obțină imagini pe planuri axiale, coronale sau sagittale și multiparametrice, deoarece parametrii de referință utilizabili sunt atât densitatea protonului, cât și timpul de relaxare t ₁ și t ₂ .

Riscuri pentru sănătate

Investigația prin rezonanță magnetică, deoarece nu implică absorbția radiațiilor ionizante de către pacient, este indicată în ceea ce privește tomografia computerizată atunci când nu este necesar să existe o rezoluție spațială foarte mare. Este, de asemenea, mai util în cazul leziunilor localizate în țesuturi apropiate de structurile osoase, care pot să nu fie detectabile prin raze X. Se preferă tomografiei computerizate și în anumite categorii de pacienți (femei însărcinate, copii) în care este preferabil să se evite expunerea la raze X din motive radioprotectoare.

În ceea ce privește măsurile de siguranță pentru operatori, pacienți și personalul de service, procedurile de control pentru toate materialele feromagnetice sunt fundamentale.

Pentru operatori, nu s-a demonstrat încă nici un prejudiciu asupra sănătății care rezultă din rămânerea în câmpuri statice, deși toate reglementările actuale prevăd riscul (a se vedea Decretul european 35 - iunie 2013), indicând angajatorul care este direct responsabil.

Există instrumente portabile (denumite în mod necorespunzător „ dozimetre ”) pentru eșantionarea pe termen lung a câmpului magnetic.

Tehnologie

Un scaner comercial este alcătuit în principal din elemente care creează câmpuri magnetice statice sau variabile în timp și spațiu, coordonate de electronice de control complexe. Aceste elemente sunt:

magnetul principal, a cărui funcție este de a crea un câmp magnetic static și omogen de intensitate mare pentru a permite polarizarea nucleelor;
bobinele de radiofrecvență, care generează câmpul magnetic rotativ la frecvența Larmor ;
bobinele de gradient , care generează câmpuri magnetice care variază liniar în spațiu, indispensabile pentru generarea de imagini;
diverse bobine auxiliare, care sunt utilizate pentru a compensa orice neomogenitate sau pentru a modifica în alt mod geometriile câmpurilor principale.

Magnet principal

Un aparat de rezonanță magnetică electromagnet supraconductor

Un magnet permanent pentru RMN

Unitate mobilă la Glebefields Health Center din Tipton , Anglia

Magnetul principal este cea mai mare și mai scumpă componentă a scanerului și orice altceva din scaner poate fi considerat auxiliar acestuia. Funcția sa este de a crea un câmp magnetic constant în spațiu și timp. Cea mai importantă specificație a unui magnet pentru imagistica prin rezonanță magnetică este puterea câmpului produs. Câmpurile magnetice mai mari măresc raportul semnal-zgomot al imaginii (SNR), permițând rezoluții mai mari sau scanări mai rapide. Cu toate acestea, intensitățile mai mari necesită magneți mai scumpi, cu costuri de întreținere mai mari, precum și necesitatea unor măsuri de siguranță mai precise. În prezent ( 2007 ), câmpurile magnetice de 1,5 T sunt considerate un bun compromis între cost și performanță pentru utilizarea clinică generală. Cu toate acestea, introducerea câmpurilor magnetice 3T începe, în special pentru aplicațiile de rezonanță magnetică funcționale ale creierului sau imagistica cardiacă. Unele studii sunt în curs cu privire la imagistica umană cu câmpuri magnetice de 7 T și un scaner pentru tot corpul este în prezent în construcție (adică capabil să imagineze fiecare district corporal) la 11,7 T (proiect Neurospin francez ^[6] ). Pentru experimentele pe cobai și animale mici, în prezent se utilizează câmpuri magnetice de până la 17 T.

Un parametru la fel de important pentru evaluarea calității unui magnet este omogenitatea acestuia: fluctuațiile intensității câmpului în regiunea observată ar trebui să fie mai mici de 0,001%.

Sunt utilizate trei tipuri de magnet:

magnet permanent: magneții convenționali din materiale feromagnetice (de ex. oțel ) pot fi folosiți pentru a obține câmpul principal. Magneții de acest tip sunt extrem de voluminoși (cu o greutate care poate depăși 100 de tone ), dar odată instalate necesită costuri de întreținere reduse. Magneții permanenți pot atinge doar intensități de câmp limitate (în mod normal mai mici de 0,4 T), iar stabilitatea lor în timp și omogenitatea nu sunt excelente. De asemenea, pun probleme de siguranță, deoarece câmpul magnetic nu poate fi dezactivat niciodată.
electromagnet rezistiv: este un solenoid din sârmă de cupru . Avantajele acestui tip de magnet sunt costul redus, dar puterea câmpului este limitată și stabilitatea slabă. Electromagnetul necesită un curent electric substanțial pentru a menține câmpul activ, ceea ce îl face scump de utilizat. Această soluție este în general depășită.
electromagnet supraconductor : atunci când un aliaj de niobiu - titan este răcit de heliu lichid la 4 K , devine supraconductor, adică își reduce rezistența electrică la zero. Prin construirea unui electromagnet cu cablu supraconductor, este posibil să se obțină intensități de câmp foarte mari cu caracteristici de stabilitate excelente. Construcția unui astfel de magnet este extrem de costisitoare, iar heliul pentru răcire este scump și foarte greu de manevrat. Cu toate acestea, în ciuda costului, magneții supraconductori răciți cu heliu sunt cei mai utilizați în scanerele moderne. În ciuda izolației termice , căldura prezentă în mediul din jurul scanerului provoacă o fierbere lentă și evaporarea heliului lichid. În consecință, este necesar să completați heliul în mod regulat. Din acest motiv, un criostat poate fi folosit pentru recondensarea heliului evaporat. În prezent sunt disponibile și scanere care nu sunt răcite cu heliu, unde cablul magnetic este răcit direct de criostat.

Magneții principali sunt disponibili în diferite forme. Magneții permanenți sunt fabricați cel mai frecvent sub formă de potcoavă , în timp ce cei supraconductori sunt de obicei toroidali . Cu toate acestea, uneori se folosesc magneți permanenți pătrați și magneți supraconductori de potcoavă.

Bobine de gradient

O componentă fundamentală a unui scaner imagistic sunt „ bobinele de gradient ”, înfășurări în care curentul care curge prin ele este modulat în conformitate cu directivele secvenței de excitație și care au scopul de a modifica intensitatea câmpului magnetic lung pe cele trei spațiale. topoare . Principala lor caracteristică este generarea de câmpuri magnetice care variază liniar ca intensitate de-a lungul unei direcții și sunt uniforme față de celelalte două.

De exemplu, activând doar bobina de gradient de -a lungul axei Z (în mod convențional, direcția în care este orientat câmpul magnetic principal), va exista un câmp uniform în interiorul magnetului în fiecare plan XY, în timp ce în direcția Z va varia în funcție de la formula $B_{0}+G_{z}z$ ${\ displaystyle B_ {0} + G_ {z} z}$ ${\ displaystyle B_ {0} + G_ {z} z}$ , unde este $B_{0}$ ${\ displaystyle B_ {0}}$ ${\ displaystyle B_ {0}}$ este puterea inițială a câmpului magnetic, e $G_{z}$ ${\ displaystyle G_ {z}}$ ${\ displaystyle G_ {z}}$ este intensitatea gradientului , măsurată în T / m . Valorile tipice pentru sistemele de gradient ale scanerelor aflate în prezent pe piață variază de la 20 mT / m până la 100 mT / m. În practică, având în vedere un scaner care are o suprafață utilă pentru imagistica ( câmpul vizual ) lung de 50 cm și o intensitate a câmpului de 1,5 T, atunci când o bobină de gradient de 20mT / m este activă la intensitate maximă, vor fi 1,495 T la un moment dat capăt și 1,505 T la cealaltă.

Efectul bobinelor de gradient este de a schimba frecvența de rezonanță a nucleelor într-o manieră dependentă de poziția spațială. Acest concept este baza generării imaginii.

Geometria bobinelor de gradient

Reprezentarea schematică a geometriei bobinelor de gradient într-un scaner toroidal. În mov, bobina acționează de-a lungul axei Z, în verde și portocaliu bobinele care acționează de-a lungul axelor X și Y

Majoritatea scanerelor de pe piață au în prezent un magnet supraconductor în formă de toroidă. Din acest motiv, bobinele de gradient au geometrii diferite în funcție de direcția spațială în care sunt active (a se vedea figura), astfel încât să poată fi integrate în structura scanerului. Datorită formei geometrice diferite, performanța bobinelor nu este aceeași. În general, bobina îndreptată de-a lungul axei Z produce un câmp magnetic mai omogen și mai liniar, deoarece este solenoidal și ecuațiile care reglează câmpul în aceste condiții sunt relativ simple de rezolvat.

Cu toate acestea, datorită proprietăților fizice ale câmpului magnetic , este imposibil să se obțină un câmp perfect liniar orientat doar într-o singură direcție. În special, a treia ecuație a lui Maxwell :

{\vec {\nabla }}\cdot {\vec {B}}=0

{\ displaystyle {\ vec {\ nabla}} \ cdot {\ vec {B}} = 0}

{\ displaystyle {\ vec {\ nabla}} \ cdot {\ vec {B}} = 0}

neagă posibilitatea creării unui câmp liniar variabil în spațiu fără a forma câmpuri variate orientate diferit în celelalte direcții spațiale (numite câmpuri concomitente sau câmpuri Maxwell). Din acest motiv, bobinele de gradient , oricât de bine proiectate, nu pot menține o calitate uniformă în tot spațiul disponibil pentru imagistică și, în practică, este necesară o corecție finală a imaginii care să ia în considerare non-idealitatea câmpului de imagine. În special, câmpurile concomitente cresc în intensitate proporțional cu pătratul distanței de la centrul magnetului și sunt vizibile în special în imaginile de fază.

Zgomot acustic

Pornirea, oprirea și comutarea bobinelor de gradient determină o schimbare a forței Lorentz experimentată de bobinele de gradient, prin expansiuni și contracții minute ale bobinelor de gradient. Comutarea este de obicei în domeniul de frecvență sonor, astfel încât vibrația rezultată produce o senzație acustică constând dintr-un sunet de clic sau o serie de bipuri . Acest lucru este mai pronunțat cu mașinile cu câmp ridicat și cu tehnicile de imagistică rapidă în care nivelul de presiune acustică poate ajunge la 120 dB (echivalent cu un motor cu reacție la decolare) pentru un magnet de 3 T , și apoi un protector auditiv (căști sau dopuri pentru urechi) ) adecvat este esențial pentru pacient în timpul examinării RMN.^[7] ^[8] ^[9] ^[10]

Bobine auxiliare

În jurul magnetului principal există și alte bobine pe lângă bobinele cu gradient , care au funcția de a îmbunătăți caracteristicile sistemului în sine.

Bobine de strălucire

Aceste bobine au scopul de a crea câmpuri magnetice, astfel încât să anuleze imperfecțiunile și neliniaritatea câmpului magnetic principal, pentru a-l face mai omogen și, prin urmare, pentru a menține frecvența Larmor cât mai constantă posibil în zona de imaginat.

În loc de bobine controlate electronic, sau mai des în plus față de ele, se folosește și un „shimming pasiv”, format din elemente din material feromagnetic plasate în jurul câmpului magnetic principal, care îi distorsionează liniile de flux .

Bobine de ecranare (ecranare)

Aceste bobine pot fi controlate autonom (ecranare activă) sau pot fi simple înfășurări cuplate inductiv cu bobinele de gradient .

Scopul acestor înfășurări este de a genera un câmp magnetic care este anulat odată cu câmpul primar sau cu câmpul produs de bobinele de gradient în punctele în care nu se dorește un efect magnetic, de exemplu în afara magnetului.

Deși nu se cunosc efecte nocive ale unui câmp magnetic static asupra țesuturilor organice, cel puțin la intensitățile utilizate pentru imagistica de diagnosticare, este o bună practică să încercați să reduceți câmpurile nedorite, atât din motive de precauție, cât și pentru protecția echipamentelor electrice și electronice în împrejurimile.scannerului și în interiorul scanerului în sine. Câmpurile magnetice variabile creează curenți induși în materialele conductoare (numite curenți turbionari , literalmente „curenți vortex” deoarece curg de-a lungul liniilor circulare) care pot crea interferențe în echipamente și efecte biologice la ființele vii, deoarece acestea interferează cu câmpul electric slab al neuronilor , crearea stimulării periferice a neuronilor motori sau, în cele mai grave cazuri, tulburări vizuale temporare până la stimularea fibrelor cardiace, cu riscul de fibrilație ventriculară .

Procedura de imagistică

O succesiune de impulsuri de radiofrecvență și aplicarea gradienților constituie așa-numitele „secvențe de impuls” sau „secvențe de excitație”. Impulsurile de radiofrecvență au funcția de a perturba echilibrul rotirilor și de a genera semnalul, în timp ce impulsurile de gradient afectează frecvența și faza semnalului primit și sunt necesare pentru a obține imaginea.

Imagistica

Același subiect în detaliu: k-space .

Reprezentarea mecanismului de selectare a feliei. Aplicarea gradientului face ca frecvența Larmor să varieze liniar în interiorul volumului. Un impuls radio monocromatic excită doar un singur plan al volumului.

Reprezentarea schematică a codificării frecvenței.

Generarea de imagini are loc prin achiziționarea repetată a semnalelor provenite din corp și prin modularea adecvată a bobinelor de gradient . Asigurându-vă că fiecare voxel al imaginii are o frecvență și / sau o fază diferite de toate celelalte, este posibil să separați semnalele provenite dintr-o singură porțiune.

Imagistica are loc prin trei procese separate:

selectarea unei „felii”;
codificare de frecvență;
codificare fază.

Selectarea „feliei”

Aplicarea unui gradient de -a lungul unei direcții determină frecvența Larmor a atomilor să varieze liniar de-a lungul acelei direcții. Ca rezultat, corpul din interiorul magnetului este împărțit în planuri paralele de frecvență. Un impuls radio la o frecvență specifică (monocromatică) aplicat în timp ce gradientul este activ va excita un singur plan, lăsându-i pe toți ceilalți în echilibru.

Codificare de frecvență

Prin aplicarea unui gradient după pulsul de radiofrecvență și în timpul achiziționării semnalului emis, frecvența de emisie a protonilor variază liniar de-a lungul spațiului. Semnalul dobândit este suma semnalelor la diferite frecvențe, care poate fi obținută prin transformata Fourier . Făcând fiecare frecvență să corespundă unei poziții spațiale, se obține o locație într-o dimensiune. Pentru a localiza rotirile și în cea de-a doua direcție spațială, este necesar să utilizați codificarea fazelor.

Codificarea fazei

Gradientul în a doua direcție spațială se aplică după pulsul de radiofrecvență, dar înainte de achiziție. Rotirile de-a lungul acelei direcții în momentul achiziției vor fi dobândit o fază egală cu $f_{L}G_{y}yt$ ${\ displaystyle f_ {L} G_ {y} yt}$ ${\ displaystyle f_ {L} G_ {y} yt}$ unde este $f_{L}$ ${\ displaystyle f_ {L}}$ $f_L$ este frecvența Larmor, $y$ ${\ displaystyle y}$ $y$ este coordonata de-a lungul axei de codare e $t$ ${\ displaystyle t}$ $t$ este momentul aplicării gradientului . O codificare cu o singură fază nu este suficientă pentru a obține informații spațiale, pentru aceasta este necesar ca secvența să fie repetată de un anumit număr de ori pentru a obține o eșantionare semnificativă de-a lungul direcției fazei.

Secvențe de bază

Diferite tipuri de secvențe duc la imagini care evidențiază diferite caracteristici ale țesuturilor; în special, două secvențe clasice servesc la identificarea t ₁ și _respectiv t ₂ . Ambele se bazează pe aplicarea a două impulsuri de radiofrecvență capabile să rotească vectorul de magnetizare în spațiul de 90 ° și 180 °, dar cele două impulsuri sunt emise în ordine inversă în cele două secvențe. Acestea se numesc Inversion Recovery și Spin-Echo . Aplicarea unui singur impuls capabil să rotească magnetizarea la 90 ° produce o secvență numită Saturation Recovery .

Recuperarea saturației

Ajutor

Precesiune gratuită a unei rotiri într-un câmp magnetic după un impuls RF de 90 ° ( fișier info )

Redați fișierul media

În această secvență, se aplică un singur impuls care este capabil să rotească vectorul de magnetizare cu 90 ° (puls la 90 °), aducând toată magnetizarea prezentă pe axa paralelă cu câmpul principal, pe planul transversal. Precesiunea acestui vector produce un semnal monocrom care oscilează la frecvența Larmor, care este atenuat conform unei legi exponențiale cu o constantă de timp t _{2 *,} semnal numit decădere de inducție liberă (Free Induction Decay, sau pur și simplu FID):

M(t)=M_{0}\cos(2\pi \nu _{L}t)e^{-t/T_{2}^{*}}

{\ displaystyle M (t) = M_ {0} \ cos (2 \ pi \ nu _ {L} t) e ^ {- t / T_ {2} ^ {*}}}

{\ displaystyle M (t) = M_ {0} \ cos (2 \ pi \ nu _ {L} t) e ^ {- t / T_ {2} ^ {*}}}

dove M ₀ è la magnetizzazione presente sull'asse longitudinale al momento dell'impulso a 90°, ν _L è la frequenza di Larmor e t il tempo trascorso. Se il sistema era in condizioni di equilibrio al momento dell'impulso, allora M ₀ dipende solo dalla densità degli spin (densità protonica), se la sequenza viene ripetuta in maniera rapida (TR nell'ordine di t ₁ ), il sistema non ha il tempo di tornare allo stato di equilibrio, e quindi la magnetizzazione iniziale sarà quella che si è riuscita a ripristinare nel tempo TR, e quindi dipendente da t ₁ . Per questo motivo, sequenze con TR molto piccoli sono in generale definite t ₁ -pesate.

Inversion Recovery

Aiuto

Rappresentazione degli spin in una sequenza di inversion recovery ( info file )

Riproduci file multimediale

In questa sequenza vengono applicati due impulsi a radiofrequenza per ogni ripetizione (più gli impulsi di gradiente per ottenere l'immagine come visto poco sopra), il primo a 180°, ed il secondo, dopo un tempo t _I , a 90°.

Il primo impulso non produce nessun segnale, in quanto la magnetizzazione cambia di verso ma si mantiene parallela al campo magnetico principale; tuttavia, essa tenderà a riacquistare il verso originario secondo una legge esponenziale data dalla seguente formula:

$M(t)=M_{0}(1-2e^{-t/t_{1}})$ $M(t)=M_{0}(1-2e^{-t/t_{1}})$ $M(t)=M_{0}(1-2e^{-t/t_{1}})$

All'istante t _I , la magnetizzazione lungo la direzione parallela all'asse principale viene ruotata fino a portarsi nel piano trasverso, in cui inizierà il moto di precessione. Questo moto, genera un segnale di intensità proporzionale al modulo del vettore magnetizzazione, e quindi proporzionale a $|1-2e^{-t_{I}/t_{1}}|$ $|1-2e^{-t_{I}/t_{1}}|$ $|1-2e^{-t_{I}/t_{1}}|$ . Come si osserva, dal momento che t _I è un parametro scelto dall'operatore, l'intensità del segnale dipende dal parametro fisico t _I e dal vettore magnetizzazione iniziale M ₀ , proporzionale alla densità protonica. Se si vuole ottenere una misura esatta di questi parametri, sono necessarie più scansioni con diversi T _I seguiti da un'operazione di regressione nonlineare .

Lo scopo principale delle sequenze Inversion Recovery è la soppressione del segnale del tessuto adiposo ( fat suppression ) oppure del sangue ( black blood ), in quanto scegliendo un t _I pari a $t_{1}\ln(2)$ $t_{1}\ln(2)$ $t_{1}\ln(2)$ , il segnale proveniente dal tessuto corrispondente al t ₁ scelto viene annullato. Per ottenere una valida soppressione del grasso il valore tipico nelle apparecchiature da 1,5 T (attualmente le più diffuse) è di circa 150–170 ms .

Spin-Echo

Lo stesso argomento in dettaglio: Spin echo .

Aiuto

Rappresentazione degli spin in una sequenza di spin echo ( info file )

Riproduci file multimediale

schema dei segnali RF nella sequenza di spin echo

Anche in questo caso vengono usati due impulsi RF a 90° e 180°, ma stavolta vengono applicati in ordine inverso rispetto alla sequenza di inversion recovery . Il primo segnale a 90° ruota tutta la magnetizzazione nel piano trasverso rispetto al campo magnetico applicato, e produce un segnale FID che tende a zero con la costante di tempo t _2* . Applicando dopo un certo intervallo di tempo TE/2 un impulso a 180°, il verso in cui gli spin precedono cambia. Siccome ogni spin si trova immerso nello stesso campo magnetico precedente, esso "tornerà indietro" con la stessa velocità di prima, causando un "riavvolgimento" delle fasi e una riacquisizione della coerenza da parte del segnale. Al tempo TE gli spin saranno tutti di nuovo in fase, e si produrrà un'eco, la cui ampiezza massima sarà inferiore all'ampiezza del FID registrato precedentemente, in quanto nel frattempo gli spin avranno ricevuto un certo decadimento t ₂ . In pratica, il modulo del vettore magnetizzazione trasversa al tempo TE sarà pari a:

$M(T_{E})=M_{0}e^{-T_{E}/T_{2}}$ $M(T_{E})=M_{0}e^{-T_{E}/T_{2}}$ $M(T_{E})=M_{0}e^{-T_{E}/T_{2}}$

producendo quindi un'eco di ampiezza proporzionale a tale valore. In maniera simile al caso precedente, i parametri fisici da cui dipende l'ampiezza di questo segnale sono il tempo di rilassamento t ₂ e la densità protonica.

Modalità di imaging (contrasti)

A differenza di altre tecniche di imaging, che permettono la raccolta di informazioni su una sola grandezza fisica (attenuazione ai raggi X nelle tecniche radiografiche, concentrazione di tracciante nelle tecniche di medicina nucleare ecc.), l' imaging a risonanza magnetica produce immagini che rispecchiano differenti proprietà fisiche, a seconda del tipo di sequenza utilizzata. Immagini di differenti grandezze fisiche vengono dette avere differente contrasto .

Le modalità di imaging più comuni e storicamente precedenti rispetto alle altre sono quattro:

densità protonica;
pesata t ₁ ;
pesata t ₂ ;
pesata t ₂ *;

Per avere un'analisi morfologica completa della regione oggetto di indagine, almeno due di questi contrasti (ad esempio t ₁ e t ₂ ) vengono acquisiti. Agenti di contrasto paramagnetici come il gadolinio hanno la proprietà di ridurre notevolmente il t ₁ dei tessuti con cui vengono a contatto, di conseguenza immagini con questo contrasto possono efficacemente mettere in risalto le zone raggiunte dall'agente. Questo è utile, ad esempio, per l'ottenimento di angiogrammi , e per la visualizzazione di emorragie .

Il contrasto t ₂ identifica particolarmente bene siero , acqua e liquido cefalorachidiano , e viene utilizzato per valutare se ci sono edemi associati a particolari lesioni .

Di seguito sono riportati esempi di tempi di rilassamento longitudinale e trasversale per alcuni tessuti biologici (il tempo T ₁ è riferito ad un campo magnetico statico di 1,5 tesla ) ^[11] :

Tessuto biologico	T ₂	T ₁ (a 1,5 T)
Sostanza grigia	101	920
Sostanza bianca	76	780
Liquido cerebrospinale	1660	3270
Muscoli scheletrici	47	860
Cuore	57	860
Fegato	43	520
Reni	58	1220
Milza	62	1070
Grasso sottocutaneo	85	230

La visualizzazione standard delle immagini a risonanza magnetica in scala di grigi si presenta come segue:

Segnale	T1-pesato	T2-pesato
Alto	Grasso ^[12] ^[13] Emorragia subacuta ^[14] Melanina ^[14] Fluidi ricchi di proteine ^[14] Sangue a scorrimento lento ^[14] Sostanze paramagnetiche , come gadolinio , manganese , rame ^[14] Necrosi corticale pseudo-laminare ^[14]	Tessuti contenenti molta acqua, ^[12] come nell' edema , nei tumori , nell' infarto , nell' infiammazione e nell' infezione ^[14] Metaemoglobina situata in zona extracellulare nelle emorragie subacute ^[14]
Intermedio	Materia grigia più scura rispetto alla materia bianca ^[15]	Materia bianca più scura rispetto alla materia grigia ^[15]
Basso	Osso ^[16] Urina Liquido cerebrospinale Aria ^[12] Tessuti contenenti molta acqua, ^[12] come nell' edema , nei tumori , nell' infarto , nell' infiammazione , nell' infezione , nelle emorragie croniche o iperacute ^[14] Bassa densità protonica , come nelle calcificazioni ^[14]	Osso ^[12] Aria ^[12] Grasso ^[12] Basa densità protonica come nelle calcificazioni e nella fibrosi ^[14] Materiali paramagnetici come deossiemoglobina , metaemoglobina intracellulare, ferro , ferritina , emosiderina , melanina ^[14] Fluidi ricchi di proteine ^[14]

Diffusione

Questo tipo di imaging misura la diffusione delle molecole d'acqua nel tessuti biologici. ^[17] In un mezzo isotropico (ad esempio in un bicchiere d'acqua), le molecole di liquido si muovono di moto browniano casuale. Invece nei tessuti biologici la diffusione può essere anisotropica . Ad esempio una molecola d'acqua all'interno di un assone di un neurone ha una probabilità molto bassa di attraversare la membrana mielinica . Di conseguenza la molecola si muoverà principalmente lungo l'asse della fibra neurale. Ribaltando il concetto, se misuriamo che le molecole d'acqua in una certa regione si stanno muovendo ( diffondendo ) lungo una particolare direzione, possiamo assumere che la maggior parte della fibre nella regione sono orientate parallelamente a questa direzione.

Ricostruzione Trattografica delle connessioni neurali via DTI

La tecnica di imaging del tensore di diffusione ( Diffusion tensor imaging , o DTI ), permette di misurare la diffusione nelle tre direzioni spaziali e l'anisotropia all'interno del singolo voxel. Questo permette il tracciamento di mappe delle direzioni delle fibre del cervello per esaminare le connessioni tra le varie aree (usando la trattografia ), oppure esaminare aree di degenerazione neuronale e demielinizzazione in malattie come la sclerosi multipla .

Un'altra tecnica di misurazione della diffusione è l'imaging pesato in diffusione ( Diffusion-weighted imaging , o DWI ). Questa tecnica permette la misurazione della distanza di diffusione delle molecole d'acqua. Più breve è questa distanza, più chiara appare la regione considerata. In seguito a un' ischemia cerebrale, le immagini DWI sono molto sensibili ai cambiamenti patofisiologici che avvengono nella lesione ^[18] Si pensa che l'aumento delle barriere alla diffusione delle molecole d'acqua come risultato dell'edema citotossico (rigonfiamento delle cellule), sia responsabile dell'incremento del segnale in una scansione DWI. Altre teorie propongono che l'effetto sia dovuto a cambiamenti nella permeabilità cellulare o al venir meno della flusso citoplasmatico dipendente dall' ATP . L'aumento del segnale DWI appare entro 5-10 minuti dall'insorgenza dei sintomi dell'attacco ischemico (in contrasto con la tomografia computerizzata , che normalmente identifica i cambiamenti nei tessuti con un ritardo di 4-6 ore) e rimane per un periodo fino a due settimane. La tomografia computerizzata, per la sua scarsa sensibilità all'ischemia acuta, è normalmente usata per verificare che non ci sia emorragia, che impedirebbe l'uso dell' attivatore tissutale plasminogeno ( t-PA ).

Accoppiato a misure di perfusione cerebrale, alcuni ricercatori sono stati in grado di determinare regioni di discordanza tra perfusione e diffusione, che potrebbero essere recuperate in seguito a terapia di riperfusione del tessuto.

È stato anche proposto che le misure di diffusione tramite MRI potrebbero essere in grado di identificare cambiamenti molto piccoli nella diffusione dell'acqua extracellulare, il che potrebbe avere applicazioni nel campo della risonanza magnetica funzionale : il corpo cellulare di un neurone si ingrandisce quando conduce un potenziale d'azione , impedendo di conseguenza la naturale diffusione delle molecole d'acqua. Nonostante questo processo sia stato provato a livello teorico, le prove sperimentali non sono ancora del tutto convincenti.

Come molte altre applicazioni più avanzate, questa tecnica è normalmente associata a sequenze di eccitazione rapide, come ad esempio l' echo planar imaging .

Riassunto sequenze principali

Lo stesso argomento in dettaglio: Sequenze di risonanza magnetica .

Oltre alle sequenze di base, sono state sviluppate numerose altre sequenze utili allo studio e alla diagnosi di molteplici patologie. Qui di seguito una tabella in cui si riassumono le principali sequenze utilizzate nell'imaging a risonanza magnetica.

Gruppo	Sequenze	Abbreviazione	Principi fisici	Principali caratteristiche cliniche	Esempio
Spin echo	Pesatura in T1	T1	Misurazione del rilassamento longitudinale utilizzando tempo di ripetizione (TR) e tempo di echo (TE) brevi.	Basso segnale proveniente dall'acqua, ^[12] come nel caso di edema , tumori , ischemia , infiammazione , infezione , emorragie croniche o acute, ^[14] Alto segnale dal grasso ^[12] ^[14] Alto segnale dalle sostanze paramagnetiche come il gadolinio (utilizzato come mezzo di contrasto in risonanza magnetica ^[14] Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
	Pesatura in T2	T2	Misurazione del rilassamento trasversale utilizzando lunghi tempi di TR e TE.	Alto segnale da tessuti ricchi di acqua. ^[12] Basso segnale del grasso. ^[12] Basso segnale per le sostenza paramagnetiche. ^[14] Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
	Pesatura di densità protonica	DP	Lungo tempo di TR (per ridurre il T1) e breve tempo TE (per minimizzare il T2) ^[19]	Artropatie e traumi muscolo-scheletrici. ^[20] Alto segnale dai menischi ^[21] (vedi immagine)
Gradient echo	Precessione libera stazionaria	SSFP	Mantenimento di una magnetizzazione trasversale costante e residua su cicli successivi. ^[22]	Realizzazione di cardio RM (vedi video). ^[22]
Inversion recovery	Short tau inversion recovery	STIR	Soppressione del grasso grazie all'impostazione di un tempo di inversione che annulla il suo segnale. ^[23]	Alto segnale nell' edema , come nelle più gravi fratture da stress. ^[24] Nell'immagine un caso di sindrome da stress tibiale
	Fluid attenuated inversion recovery	FLAIR	Soppressione dei liquidi grazie ad un tempo di inversione che annulla il loro segnale.	Alto segnale da infarti lacunari , placche da sclerosi multipla , Emorragia subaracnoidea e meningite (vedi immagine). ^[25]
	Double inversion recovery	DIR	Soppressione simultanea del liquido cerebrospinale e materia bianca graxei a due tempi di inversione. ^[26]	Altro segnale dalle placche della sclerosi multipla (vedi immagine). ^[26]
Diffusion weighted ( DWI )	Convenzionale	DWI	Misura del moto browniano delle molecole d'acqua. ^[27]	Alto segnale dopo pochi minuti dall'infarto cerebrale (nella foto). ^[28]
	Apparent diffusion coefficient	ADC	Riduce la pesatura T2 prendendo multiple immagini DWI con differente pesatura DWI. ^[29]	Basso segnale pochi minuti dopo un ictus cerebrale (vedi immagini). ^[30]
	Tensore di diffusione	DTI	Trattografia (nella foto) ottenuta misurando il moto browniano complessivo delle molecole d'acqua nelle direzioni delle fibre nervose. ^[31]	Valutazione della deformazione della materia bianca dovuta ad un tumore ^[31] Una riduzione della anisotropia frazionale può indicare demenza ^[32]
Perfusion weighted ( PWI )	Dynamic susceptibility contrast	DSC	Viene iniettato gadolinio come mezzo di contrasto e viene realizzate immagini a rapida ripetizione (generalmente gradient-echo o echo-gradient pesate in T2) per quantificare la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità. ^[33]	Negli infarti cerebrali, il tessuto ischemico e la penombra ischemica presentano una perfusione diminuita (immagine). ^[34]
	Dynamic contrast enhanced	DCE	Misurazione dell'accorciamento del rilassamento T ₁ indotto da un bolo di mezzo di contrasto di gadolinio. ^[35]
	Arterial spin labelling	ASL	Marcatura magnetica del sangue arterioso prima che entri nella regione di interesse dell'imaging. ^[36] Non è necessario infondere gadolinio come mezzo di cotrasto. ^[37]
Risonanza magnetica funzionale ( fMRI )	Blood-oxygen-level dependent	BOLD	Modifiche nella saturazione di ossigeno dipendente dal magnetismo dell' emoglobina che riflette l'attività del tessuto. ^[38]	Localizzazione delle aree del cervello più attive prima di un intervento chirurgico. ^[39]
Magnetic resonance angiography ( MRA ) e venografia	Time-of-flight	TOF	Il sangue che entra nell'area di interesse non è stato saturato e quindi fornisce un segnale più elevato quando viene utilizzato un breve tempo di echo.	Diagnosi di aneurisma , stenosi o dissecazione . ^[40]
Magnetic resonance angiography ( MRA ) e venografia	Phase-contrast MRA	PC-MRA	Due gradienti di uguale intensità ma in direzione opposte vengono usati per codificare lo sfasamento che è proporzionale alla velocità degli spin. ^[41]	Diagnosi di aneurisma , stenosi o dissecazione (immagine). ^[40]	( VIPR )
Susceptibility weighted		SWI	Sensibile al sangue e al calcio.	Rilevare piccole emorragie (Nell'immagine un danno assonale diffuso ) o il calcio. ^[42]

Impiego clinico

L'imaging a risonanza magnetica è utilizzato, in campo medico, per lo studio di diversi organi e per la formulazione di diagnosi di molteplici patologie.

Encefalo

Lo stesso argomento in dettaglio: Risonanza magnetica dell'encefalo .

Esempio di risonanza magnetica funzionale (ottenuta tramite tecnica BOLD dell'encefalo

L' encefalo è probabilmente l' organo più studiato tramite risonanza magnetica. Solitamente si ricorre a sequenze pesate in T1 e T2, FLIR, spin echo , inversion recovery , fast spin echo e gradient recovery . Possono inoltre essere utilizzate tecniche avanzate, quali la diffusione , sia isotropica che anisotropica ( trattografia ). Possono essere effettuati studi di perfusione , con o senza mezzo di contrasto. Tali studi valutano i repentini cambiamenti dei vasi sanguigni: tra le tecniche utilizzate ritroviamo la Dynamic Contrast-Enhanced MRI pesata in T1 che utilizza agenti di contrasto basati su gadolinio ^[43] , oppure l'A rterial Spin Labelling MRI ^[44] , la quale permette di ottenere immagini di perfusione senza iniezione di mezzo di contrasto con acquisizioni T2/T2*.

Inoltre, un utilizzo è lo studio funzionale del cervello, le cui aree attive possono venire evidenziate in base al segnale Blood Oxygenation Level Dependent (BOLD) ^[45] , dipendente dal grado di ossigenazione del sangue. Ma la RM rappresenta solo l'ultima fase dell'attività cerebrale, essendo una tecnica che rileva il movimento dei protoni : l'attività nervosa può essere infatti così scomposta:

attività nervosa: studiata mediante l' elettroencefalogramma ;
spostamento delle correnti ioniche ;
attivazione della pompa sodio potassio con consumo di ATP ;
consumo di glucosio per produzione di energia: fase studiabile con la PET ;
formazione dei flussi cerebrali: studio mediante fRM.

Invece, la spettroscopia a risonanza magnetica utilizza il principio del chemical shift per ottenere un grafico della biochimica cerebrale.

Lo studio dell'encefalo tramite risonanza magnetica è quello che permette di ottenere la maggior sensibilità alle alterazioni delle strutture. È possibile diagnosticare patologie ischemiche, infiammatorie, neoplastiche, degenerative e congenite. Le tecniche più avanzate, permettono uno studio approfondito valido spesso nella valutazione dei danni da ipoperfusione garantendo un miglior approccio terapeutico e uno studio preoperatorio. Nello specifico, a titolo di esempio, in risonanza magnetica viene studiata la malattia di Alzheimer ^[46] I F O in questa patologia, la sclerosi multipla , i processi espansivi come i tumori, gli ictus (nel processo finale durante l'edema cerebrale risultante; lo stravaso di sangue dell' ictus emorragico si vede meglio nella tomografia computerizzata ), l'analisi per lo studio di tumori cerebrali .

Anche l' ipofisi viene spesso studiata in risonanza magnetica, grazie a sequenze T1 e T2 pesate con e senza saturazione del grasso. Il quesito diagnostico è solitamente la ricerca delle cause sottostanti a una condizione di iperpituitarismo o di un ipopituitarismo .

Rachide lombosacrale

Per lo studio del rachide la risonanza magnetica è la tecnica di imaging di elezione, permettendo l'esame di tutti gli elementi che la compongono senza dover ricorrere alla somministrazione di mezzo di contrasto. Generalmente si ricorre a sequenze T1 e T2 con soppressione del grasso mentre con lo studio del midollo spinale e dello spazio sottoaracnoideo si possono utilizzare sequenze mielo-RM.

Fegato, pancreas e vie biliari

Lo stesso argomento in dettaglio: Radiologia del fegato e Risonanza magnetica colangiopancreatografica .

Calcoli biliari nel coledoco visti grazie alla risonanza magnetica colangiopancreatografica .

L'esame del fegato di base prevede sequenze T1 e T2 dipendenti con e senza soppressione del grasso, prima e dopo somminitrazione di mezzo di contrasto. Quest'ultimo può essere di tipo paramagentico (chelanti di gadolinio) a secrezione renale o epatobiliare e superparamagnetico (basato da particelle di ossido di ferro) che funziona da contrasto negativo in T2 abbattendo il segnale del parenchima sano ed evidenzando quello patologico. Si ricorre a questo esame per studiare patologie focali e diffuse ed in particolare nei pazienti cirrotici che presentano difficoltà di studio tramite ecografia . Si possono analizzare e caratterizzare le cisti , gli angiomi , gli adenomi e le patologie maligne, come l' epatocarcinoma o l'eventuale presenza di metastasi .

Per quanto riguarda lo studio delle vie biliari , la risonanza è una valida alternativa alla colangio-pancreatografia endoscopica retrograda quando essa non sia eseguibile o non risolutiva per la diagnosi. La risonanza magnetica colangiopancreatografica può essere realizzata senza la somministrazione di mdc ma utilizzando sequenze fortemente pesate in T2 (in grado così di esaltare i liquidi). Le prime applicazioni di questa metodica risalgono ai primi anni 1990 e da allora vi è stata una continua evoluzione. È possibile diagnosticare la malattia di Caroli , la calcolosi biliare , la colecistite acuta e il colangiocarcinoma .

La risonanza è in grado di studiare il parenchima del pancreas alla ricerca di patologie focali o diffuse e anomalie vascolari. L'esame prevede l'acquisizione di immagini assiali e coronali T2 e T2 dipendenti con o senza soppressione del grasso, prima e dopo somministrazione di mdc. Nelle immagini T1 il pancreas presenta iperintensità rispetto agli altri organi vicini, mentre è ipointenso in quelle pesate in T2. Al fine di migliorare le immagini, è possibile somministrare secretina per via endovenosa in grado di stimolare la funzione esocrina della ghiandola con conseguente produzione di succo pancreatico e dilatazione dei vasi.

Rene, vie urinarie, vasi renali, surrene

Risonanza magnetica di un paziente affetto da rene policistico (i reni sono cerchiati in giallo.

La risonanza magnetica permette un'ottima differenziazione tra la parte corticale e la parte midollare del rene , poiché la prima ha tempi di rilassamento più brevi per T1 e T2. Questa differenziazione può essere ulteriormente esaltata in un'acquisizione dopo somministrazione di mezzo di contrasto per via venosa, grazie all'ampia vascolarizzazione della corticale rispetto alla midollare, un aspetto che tende a diminuire per il progressivo passaggio del mezzo di contrasto nella midollare e, successivamente, nelle vie escretrici. La risonanza magnetica del rene viene utilizzata per lo studio della patologia cistica (come il rene policistico ) e dei tumori benigni e maligni.

Le vie urinarie possono essere studiate mediante sequenze fortemente pesate in T2 in grado, cioè, di esaltare il segnale proveniente dai liquidi. È necessario che il paziente sia ben idratato prima dell'esame e spesso si procede con la somministrazione di un diuretico (solitamente furosemide ).

Lo studio dei vasi arteriosi renali ( arteria renale in particolare) avviene solitamente dopo somministrazione di mezzo di contrasto a base di gadolinio ed è utilizzato maggiormente per la diagnosi di un' ipertensione nefrovascolare dovuta a una stenosi dell'arteria renale.

Un surrene normale, nelle sequenze T1 e T2 pesate, appare simile al fegato. Solitamente, per il suo studio, si realizzano sequenze sul piano coronale e assiale, T1 e T2 con e senza soppressione del grasso. Le indicazioni cliniche per questo tipo di esame sono generalmente incentrate sulla diagnosi iperplasie , mielolipomi , cisti, angiomi, metastasi e carcinomi della corticale.

Milza

Rispetto al parenchima epatico il segnale della milza in T1 appare ipointenso, mentre il segnale T2 iperintenso. Generalmente si prevedono sequenze T1 e T2 con e senza soppressione del grasso; pre e post somministrazione di mezzo di contrasto. Questa tecnica di imaging si utilizza per studiare la splenomegalia differenziando tra causa focale o diffusa. Inoltre si possono diagnosticare l'eventuale presenza di cisti ed, in particolare, per la loro eventuale rottura, di infezioni o emorragie, di amartomi , angioma , linfoangiomi , angiosarcomi o linfomi.

Intestino tenue e crasso

Per lo studio dell' intestino tenue solitamente si ricorre alla somministrazione di mezzo di contrasto bifasico che posseggono caratteristiche assibilabili all'acqua e quindi con alto segnale nelle sequenze T2 ea basso in quelle T1. Questi possono essere somministrati per os oppure attraverso un sondino nasogastrico posizionato all'altezza dell' angolo del Treitz . La principale applicazione clinica per questa indagine è la diagnosi e il follow up della malattia di Crohn .

Al 2018, l'esame del colon tramite risonanza magnetica, ancora è in via di perfezionamento. Solitamente si usa somministrare, nei giorni precedenti, del bario al fine di marcare le feci che poi risultano indistinguibili dall'acqua che viene somministrata prima dell'esecuzione dell'esame, una metodica preferita alla tradizionale pulizia completa del colon.

Per lo studio del retto , principalmente per la stadiazione del tumore del retto , è necessario invece procedere ad un clistere di pulizia antecedentemente all'esame.

Mammella

Lo stesso argomento in dettaglio: Risonanza magnetica della mammella .

Risonanza magnetica della mammella

Fino ai primi anni del XXI secolo, si considerava la risonanza magnetica alla mammella una tecnica molto sensibile ma poco specifica , tuttavia oramai si ritiene che possa vantare una capacità diagnostica superiore anche alla mammografia e all' ecografia . Per avere i massimi risultati diagnostici è necessario ricorrere alla somministrazione di mezzo di contrasto paramagnetico (chelati di gadolinio) per via endovenosa ed utilizzare tecniche particolari, come immagini pesate in diffusione. Anche la spettroscopia può essere utile per rilevare la presenza di dati metaboliti aiutando così nella diagnosi. Per esaltare le diversità di tessuto spesso è utile utilizzare anche una soppressione del grasso. La paziente non necessità di particolare preparazione ma deve essere scelto il corretto momento per l'esecuzione in base al ciclo mestruale . La risonanza magnetica della mammella viene utilizzata per la caratterizzazione delle lesioni e per il follow up del tumore alla mammella . Trova amplia applicazione nelle pazienti portatrici di protesi mammaria. L'esame è raccomandato alle donne con alto rischio di sviluppare un tumore mammario (ad esempio donne con particolari malattie genetiche come sindrome di Li-Fraumeni e sindrome di Cowden ).

Risonanza magnetica cardiaca

Risonanza magnetica cardiaca su piano sagittale.

A partire dai primi anni del 2000, si è avuta una crescita di indagini al cuore mediante risonanza magnetica. Per realizzare questo tipo di esame è necessario disporre di apparecchiature ad alto campo magnetico (almeno 1 tesla) con accessori che permettono di monitorare il battito cardiaco e la respirazione in modo da sincronizzare l'acquisizione e ridurre gli artefatti da movimento. A volte, soprattutto per gli studi di perfusione miocardica , è necessaria la somministrazione di mezzo di contrasto con cui si otterranno immagini pesate in T1 dove le zone colpite da un evento ischemico appariranno iperintense rispetto alle aree sane. Oltre allo studio della perfusione, spesso conseguente ad un infarto del miocardio , sono molti i quesiti diagnostici per cui si può ricorrere alla risonanza magnetica. Ad esempio, può essere valutata la funzione ventricolare, un'eventuale malattia valvolare, una malattia coronarica , la presenza di cardiomiopatia e miocardite , tumori del cuore , malattie del pericardio e cardiopatie congenite.

Aorta toraco-addominale

Lo stesso argomento in dettaglio: Angiografia a risonanza magnetica .

A partire dai primi anni del 2000, si è assistito a una costante crescita di interesse per la risonanza magnetica nella valutazione dell' aorta toracica e addominale . Lo studio può essere effettuato con o senza somministrazione di mezzo di contrasto a gadolinio, ottenendo immagini sui diversi piani anatomici e tridimensionali. Vi sono diverse applicazioni clinciche per questo esame, ad esempio la caratterizzazione di aneurismi aortici , il riconoscimento di ulcerazioni della parte del vaso, lo studio di eventuali ematomi intramurali e forme infiammatorie come l' arterite di Takayasu o l'identificazione di una dissecazione dell'aorta. Per quanto riguarda l'aorta addominale e le arterie renali è utile anche per identificare casi di ipertensione renovascolare e per lo studio pre e post trapianto di rene .

Apparato locomotore

Lo stesso argomento in dettaglio: Radiologia del sistema osteo-articolare .

La Risonanza Magnetica, sia per via del suo elevato contrasto sia per la sua possibilità di studiare la struttura e la vascolarizzazione a livello dei tessuti molli e delle articolazioni, è spesso usata come tecnica di secondo livello rispetto all'ecografia nello studio di questa strutture. Le tecniche RM, pur non consentendo di studiare il tessuto osseo, permettono comunque uno studio accurato del midollo osseo; utile in ambito sia oncologico sia traumatologico.

Artefatti tipici

Come con l'imaging a risonanza magnetica sono possibili molte diverse modalità di acquisizione dell'immagine, esistono parallelamente anche una serie di artefatti , cioè l'apparizione di strutture che non sono effettivamente presenti nell'oggetto osservato, tipici di questa branca della radiologia, e che sono normalmente associati a una non corretta codifica del k-spazio .

Aliasing

Esempio di aliasing: a sinistra una sezione di un fantoccio sferico acquisita con un campo di vista di dimensioni adeguate, a destra lo stesso oggetto acquisito con un campo di vista ridotto.

Quando il field of view nella direzione di codifica di fase dell'immagine acquisita è più piccolo dell'oggetto nello scanner, si ha un fenomeno detto aliasing . Le parti dell'oggetto al di fuori dell'area di imaging producono comunque un segnale, ma l'intensità dei gradienti applicati fa sì che esse acquisiscano una fase superiore a $2\pi$ $2\pi$ $2\pi$ . Esse vengono quindi considerate dall'algoritmo ricostruttivo come sovrapposte all'estremità opposta dell'immagine. Questo artefatto viene corretto aumentando la dimensione del field of view , sopprimendo il segnale indesiderato tramite impulsi di saturazione , oppure tramite algoritmi in grado di riconoscere le sovrapposizioni che sfruttano le diverse intensità ricevute da bobine riceventi poste in punti diversi dello spazio ( acquisizione parallela o parallel imaging ).

Artefatti da movimento

Artefatti da movimento (Studio coronale in T ₁ delle vertebre cervicali

I movimenti volontari o involontari ( peristalsi , movimento del liquor , battito cardiaco, respirazione ) del paziente causano artefatti sulle immagini a risonanza magnetica. Questi artefatti si presentano come immagini ad anello o immagini fantasma. Per evitarli sono stati sviluppati diversi metodi, come sensori (sia tramite apparecchiature che utilizzando proprietà dei campi magnetici) che rilevano i movimenti, l'utilizzo di sequenze di acquisizione particolarmente veloci e l'impostazione del gradiente di fase verso la direzione in cui vi è meno movimento.

Artefatti da radiofrequenze

Una non perfetta schermatura della sala ove è presente il magnete può comportare il passaggio di radiofrequenze che interagiscono con il campo magnetico principale causando alterazioni visibili come artefatti, solitamente a forma di bande nella direzione della codifica di fase.

Ringing (o artefatto di Gibbs)

Lo stesso argomento in dettaglio: Fenomeno di Gibbs .

Esempio di ringing: accanto ai repentini cambi di intensità si creano delle bande

Quando in un'immagine è presente un repentino cambiamento di contrasto (nell'immagine a fianco una struttura di plastica, che risulta nera nell'immagine, è immersa in acqua), si formano attorno all'interfaccia delle "onde" spaziate ad intervalli regolari. Questo fenomeno prende il nome di ringing (o artefatto di Gibbs, dal fisico statunitense Willard Gibbs ). Questo è un fenomeno conosciuto anche in teoria dei segnali e dovuto al sottocampionamento in frequenza di un segnale. Per rappresentare una repentina variazione di un segnale nel campo della trasformata di Fourier quale è il k-spazio, sarebbe necessaria l'acquisizione di un infinito numero di campioni. Data l'impossibilità pratica di soddisfare questo requisito, l'interfaccia non appare netta ma presenta queste caratteristiche oscillazioni.

Per eliminare questo artefatto è necessario eseguire la scansione ad una risoluzione più elevata.

Chemical shift

Lo stesso argomento in dettaglio: Chemical shift .

Si nota come la presenza di una banda bianca e una nera nel bordo tra due tessuti con diversa proprietà di chemical shift (di solito tra acqua e grasso). Questo artefatto è conseguente alle interazioni che i protoni hanno nella nube elettronica in cui si trovano e che li fanno precedere a una frequenza leggermente diversa. La sua presentazione è direttamente proporzionale con l'intensità del campo magnetico e inversamente proporzionale ai gradienti. Uno dei modi per eliminarlo è utilizzare acquisizioni con soppressione del grasso.

Dipendenti dal mezzo di contrasto

Una scorretta sincronizzazione tra l'arrivo del bolo di mezzo di contrasto e l'acquisizione delle immagini può comportare il verificarsi di particolari artefatti. Ad esempio, l'effetto Maki si presenta con un doppio contorno della parte dei vasi e con una netta ipodensità all'interno. Un'accentuata sfumatura dei contorni delle strutture in esame è invece conosciuto come effetto Blueberring.

Disomogeneità del campo magnetico

La presenza sul corpo del paziente di materiali conduttivi, come clip chirurgiche, protesi dentarie, protesi ortopediche,...) può tradursi in una disomogeneità del campo magnetico che comporterà la presenza di artefatti nell'immagine finale.

Note

^ Rinck PA, A short history of magnetic resonance imaging , in Spectroscopy Europe , vol. 20, n. 1, 2008, p. 7.
^ Mansfield P, Grannell PK, "Diffraction" and microscopy in solids and liquids by NMR , in Physical Review B , vol. 12, n. 9, 1975, pp. 3618-34, Bibcode : 1975PhRvB..12.3618M , DOI : 10.1103/physrevb.12.3618 .
^ Bruce Rosenblum e Fred Kuttner, Quantum Enigma: Physics Encounters Consciousness , Oxford University Press , 2011, p. 127, ISBN 978-0-19-979295-5 .
^ The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003 , su nobelprize.org , Nobel Foundation. URL consultato il 28 luglio 2007 ( archiviato il 18 luglio 2007) .
^ ( EN ) http://www.mrisafety.com/
^ ( EN ) Neurospin , sito ufficiale del progetto Neurospin.
^ David L. Price, Janet P. De Wilde, Annie M. Papadaki, Jane S. Curran, Richard I. Kitney, <288::AID-JMRI1041>3.0.CO;2-P Investigation of acoustic noise on 15 MRI scanners from 0.2 T to 3 T , in Journal of Magnetic Resonance Imaging , vol. 13, n. 2, 2001, pp. 288-293, DOI : 10.1002/1522-2586(200102)13:2<288::AID-JMRI1041>3.0.CO;2-P . URL consultato il 19 aprile 2015 .
^ ZH Cho, SH Park, JH Kim, SC Chung, ST Chung, JY Chung, Analysis of acoustic noise in MRI , in Magnetic Resonance Imaging , vol. 15, n. 7, 1997, pp. 815-822, DOI : 10.1016/S0730-725X(97)00090-8 . URL consultato il 19 aprile 2015 .
^ S. Allen Counter, Ake Olofsson, HF Grahn, Erik Borg, MRI acoustic noise: Sound pressure and frequency analysis , in Journal of Magnetic Resonance Imaging , vol. 7, n. 3, 1997, pp. 606-611, DOI : 10.1002/jmri.1880070327 . URL consultato il 19 aprile 2015 .
^ M. McJury, RW Stewart, D. Crawford, E. Toma, The use of active noise control (ANC) to reduce acoustic noise generated during MRI scanning: Some initial results , in Magnetic Resonance Imaging , vol. 15, n. 3, 1997, pp. 319-322, DOI : 10.1016/S0730-725X(96)00337-2 . URL consultato il 19 aprile 2015 .
^ Coriasco & Rampado & Bradac, 2014 , p. 20 .
^ ^a ^b ^c ^d ^e ^f ^g ^h ⁱ ^j ^k Magnetic Resonance Imaging , su radiology.wisc.edu , University of Wisconsin . URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 10 maggio 2017) .
^ Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics , su med.harvard.edu , Harvard Medical School. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 5 marzo 2016) .
^ ^a ^b ^c ^d ^e ^f ^g ^h ⁱ ^j ^k ^l ^m ⁿ ^o ^p ^q Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics , su med.harvard.edu , Harvard Medical School . URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 5 marzo 2016) .
^ ^a ^b Tushar Patil, MRI sequences , su slideshare.net . URL consultato il 14 marzo 2016 .
^ Magnetic Resonance Imaging , su radiology.wisc.edu , University of Wisconsin. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 10 maggio 2017) .
^ Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, Laval-Jeantet M, MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diffusion and perfusion in neurologic disorders , in Radiology , vol. 161, n. 2, novembre 1983, pp. 401-407, 3763909.
^ Moseley ME, Cohen Y, Mintorovitch J, Chileuitt L, Shimizu H, Kucharczyk J, Wendland MF, Weinstein PR, Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion- and T2-weighted MRI and spectroscopy , in Magnetic Resonance in Medicine , vol. 14, n. 2, maggio 1990, pp. 330-346, 2345513.
^ Page 292 in: Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke, Principles and Applications of Radiological Physics , 6ª ed., Elsevier Health Sciences, 2011, ISBN 978-0-7020-4614-8 .
^ Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al., MRI sequences (overview) , su Radiopaedia . URL consultato il 13 gennaio 2017 .
^ Nicolas Lefevre, Jean Francois Naouri, Serge Herman, Antoine Gerometta, Shahnaz Klouche e Yoann Bohu, A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis , in Radiology Research and Practice , vol. 2016, 2016, pp. 1-25, DOI : 10.1155/2016/8329296 , ISSN 2090-1941 ( WC · ACNP ) .
^ ^a ^b Dr Tim Luijkx and Dr Yuranga Weerakkody, Steady-state free precession MRI , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Mohammad Taghi Niknejad, Short tau inversion recovery , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Ferco Berger, Milko de Jonge, Robin Smithuis and Mario Maas, Stress fractures , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Fluid attenuation inversion recoveryg , su radiopaedia.org . URL consultato il 3 dicembre 2015 .
^ ^a ^b Dr Bruno Di Muzio and Dr Ahmed Abd Rabou, Double inversion recovery sequence , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Neuro and Dr Usman Bashir, Diffusion weighted imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Dr Yuranga Weerakkody and Prof Frank Gaillard et al., Ischaemic stroke , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ Mark Hammer, MRI Physics: Diffusion-Weighted Imaging , su XRayPhysics . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ H. An, AL Ford, K. Vo, WJ Powers, J.-M. Lee e W. Lin, Signal Evolution and Infarction Risk for Apparent Diffusion Coefficient Lesions in Acute Ischemic Stroke Are Both Time- and Perfusion-Dependent , in Stroke , vol. 42, n. 5, 2011, pp. 1276-1281, DOI : 10.1161/STROKEAHA.110.610501 , ISSN 0039-2499 ( WC · ACNP ) .
^ ^a ^b Derek Smith and Dr Usman Bashir, Diffusion tensor imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .
^ Terence C Chua, Wei Wen, Melissa J Slavin e Perminder S Sachdev, Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review , in Current Opinion in Neurology , vol. 21, n. 1, 2008, pp. 83-92, DOI : 10.1097/WCO.0b013e3282f4594b , ISSN 1350-7540 ( WC · ACNP ) .
^ Frank Gaillard et al., Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 14 ottobre 2017 .
^ Feng Chen, Magnetic resonance diffusion-perfusion mismatch in acute ischemic stroke: An update , in World Journal of Radiology , vol. 4, n. 3, 2012, p. 63, DOI : 10.4329/wjr.v4.i3.63 , ISSN 1949-8470 ( WC · ACNP ) .
^ Prof Frank Gaillard et al., Dynamic contrast enhanced (DCE) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ Arterial spin labeling , su University of Michigan . URL consultato il 27 ottobre 2017 .
^ Prof Frank Gaillard et al., Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ I-han Chou, Milestone 19: (1990) Functional MRI , su nature.com , Nature . URL consultato il 9 agosto 2013 .
^ Dr Tim Luijkx and Prof Frank Gaillard, Functional MRI , su Radiopaedia . URL consultato il 16 ottobre 2017 .
^ ^a ^b Magnetic Resonance Angiography (MRA) , su Johns Hopkins Hospital . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ Dr J. Ray Ballinger et al., Phase contrast imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ Dr Bruno Di Muzio and A.Prof Frank Gaillard, Susceptibility weighted imaging , su radiopaedia.org . URL consultato il 15 ottobre 2017 .
^ ( EN ) Peter Caravan, Jeffrey J. Ellison e Thomas J. McMurry, Gadolinium(III) Chelates as MRI Contrast Agents: Structure, Dynamics, and Applications , in Chemical Reviews , vol. 99, n. 9, 1999-9, pp. 2293-2352, DOI : 10.1021/cr980440x .
^ ET Petersen, I Zimine e YC L Ho, Non-invasive measurement of perfusion: a critical review of arterial spin labelling techniques , in The British Journal of Radiology , vol. 79, n. 944, 1º agosto 2006, pp. 688-701, DOI : 10.1259/bjr/67705974 .
^ ( EN ) DW Tank, AR Kay e TM Lee, Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation , in Proceedings of the National Academy of Sciences , vol. 87, n. 24, 1º dicembre 1990, pp. 9868-9872, DOI : 10.1073/pnas.87.24.9868 .
^ Grazie al tensore di diffusione dell'acqua nella sostanza bianca si sta studiando la precoce diminuzione del fascio.

Bibliografia

Mario Coriasco, Osvaldo Rampado e Gianni Boris Bradac, Elementi di risonanza magnetica , Springer , 2014, ISBN 978-88-470-5640-4 .
Valli Guido; Coppini Giuseppe. Bioimmagini 2ª ed.. Bologna, Pàtron, 2005. ISBN 978-88-555-2838-2
Cittadini Giorgio, Diagnostica per immagini e radioterapia , Genova, ECIG, 2002, ISBN 978-88-7545-930-7
( EN ) US3789832 , United States Patent and Trademark Office , Stati Uniti d'America. : Raymond V. Damadian, Apparatus and Method for Detecting Cancer in Tissue , 1972 (primo brevetto nel campo dell'MRI)
( EN ) US3932805 , United States Patent and Trademark Office , Stati Uniti d'America. : Zenuemon Abe, Method of obtaining internal information of a measuring target from the out-side by the application of a nuclear magnetic resonance phenomenon , 1973
( EN ) TRTF/EMRF: The history of MRI (Peter A. Rinck, ed). url = http://www.magnetic-resonance.org/ch/20-01.html
( EN ) Guadalupe Portal; Aliosvi Rodriguez Whole body magnetic resonance imaging in early diagnosis in Trinidad BMJ (2010) ISSN 1756-1833 url = http://www.bmj.com/rapid-response/2011/12/19/re-whole-body-magnetic-resonance-imaging
( EN ) Ian L. Pykett, NMR Imaging in Medicine ( PDF ), in Scientific American , vol. 246, n. 5, 1º maggio 1982, pp. 78-88, DOI : 10.1038/scientificamerican0582-78 (archiviato dall' url originale il 10 marzo 2016) .
( EN ) Perry Sprawls, Magnetic Resonance Imaging _{Principles, Methods, and Techniques} , Medical Physics Publishing, 2000, ISBN 978-0-944838-97-6 .
( EN ) Simon, Merrill e Mattson, James S,The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI , Ramat Gan, Israel, Bar-Ilan University Press, 1996, ISBN 0-9619243-1-4 .
( EN ) Haacke, E Mark, Brown, Robert F, Thompson, Michael e Venkatesan, Ramesh, Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design , New York, J. Wiley & Sons, 1999, ISBN 0-471-35128-8 .
( EN ) Lee SC, Kim K, Kim J, Lee S, Han Yi J, Kim SW, Ha KS e Cheong C, One micrometer resolution NMR microscopy , in J. Magn. Reson. , vol. 150, n. 2, giugno 2001, pp. 207-13, Bibcode : 2001JMagR.150..207L , DOI : 10.1006/jmre.2001.2319 , PMID 11384182 .
( EN ) P Mansfield, NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance , Elsevier, 1982, ISBN 978-0-323-15406-2 .
( EN ) Eiichi Fukushima, NMR in Biomedicine: The Physical Basis , Springer Science & Business Media, 1989, ISBN 978-0-88318-609-1 .
( EN ) Bernhard Blümich e Winfried Kuhn, Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine , Wiley, 1992, ISBN 978-3-527-28403-0 .
( EN ) Peter Blümer, Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware , a cura di Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima, Wiley-VCH, 1998, ISBN 978-3-527-29637-8 .
( EN ) Zhi-Pei Liang e Paul C. Lauterbur, Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective , Wiley, 1999, ISBN 978-0-7803-4723-6 .
( EN ) Franz Schmitt, Michael K. Stehling e Robert Turner, Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application , Springer Berlin Heidelberg, 1998, ISBN 978-3-540-63194-1 .
( EN ) Vadim Kuperman,Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications , Academic Press, 2000, ISBN 978-0-08-053570-8 .
( EN ) Bernhard Blümich, NMR Imaging of Materials , Clarendon Press, 2000, ISBN 978-0-19-850683-6 .
( EN ) Jianming Jin, Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging , CRC Press, 1998, ISBN 978-0-8493-9693-9 .
( EN ) Imad Akil Farhat, PS Belton, Graham Alan Webb e Royal Society of Chemistry (Great Britain), Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man , Royal Society of Chemistry, 2007, ISBN 978-0-85404-340-8 .

Voci correlate

Altri progetti

Wikiquote contiene citazioni di o su imaging a risonanza magnetica
Wikimedia Commons contiene immagini o altri file su imaging a risonanza magnetica

Collegamenti esterni

( EN ) Corso online di introduzione all'MRI .
( EN ) Atlante MRI del cervello umano .
( EN ) Portale informativo sulla tecnologia MR .
( EN ) A SHORT HISTORY OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING FROM A EUROPEAN POINT OF VIEW .
( EN ) Sito di informazione sulle misure di sicurezza riguardo all'MRI . Contiene informazioni riguardo alla possibilità di effettuare esami in pazienti con vari tipi di impianti e protesi.
( EN ) Proposed Methodology to Evaluate Unnecessary Imaging .
( EN ) An Excursion into the History of Magnetic Resonance Imaging

Controllo di autorità	LCCN ( EN ) sh85079741 · GND ( DE ) 4120806-7 · BNF ( FR ) cb120656832 (data)

Portale Elettromagnetismo

Portale Medicina

Portale Neuroscienze

[1] Rinck PA, A short history of magnetic resonance imaging , in Spectroscopy Europe , vol. 20, n. 1, 2008, p. 7.

[Mansfield-EPI-2] Mansfield P, Grannell PK, "Diffraction" and microscopy in solids and liquids by NMR , in Physical Review B , vol. 12, n. 9, 1975, pp. 3618-34, Bibcode : 1975PhRvB..12.3618M , DOI : 10.1103/physrevb.12.3618 .

[3] Bruce Rosenblum e Fred Kuttner, Quantum Enigma: Physics Encounters Consciousness , Oxford University Press , 2011, p. 127, ISBN 978-0-19-979295-5 .

[4] The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003 , su nobelprize.org , Nobel Foundation. URL consultato il 28 luglio 2007 ( archiviato il 18 luglio 2007) .

[5] ( EN ) http://www.mrisafety.com/

[6] ( EN ) Neurospin , sito ufficiale del progetto Neurospin.

[PriceDe_Wilde2001-7] David L. Price, Janet P. De Wilde, Annie M. Papadaki, Jane S. Curran, Richard I. Kitney, <288::AID-JMRI1041>3.0.CO;2-P Investigation of acoustic noise on 15 MRI scanners from 0.2 T to 3 T , in Journal of Magnetic Resonance Imaging , vol. 13, n. 2, 2001, pp. 288-293, DOI : 10.1002/1522-2586(200102)13:2<288::AID-JMRI1041>3.0.CO;2-P . URL consultato il 19 aprile 2015 .

[ChoPark1997-8] ZH Cho, SH Park, JH Kim, SC Chung, ST Chung, JY Chung, Analysis of acoustic noise in MRI , in Magnetic Resonance Imaging , vol. 15, n. 7, 1997, pp. 815-822, DOI : 10.1016/S0730-725X(97)00090-8 . URL consultato il 19 aprile 2015 .

[CounterOlofsson1997-9] S. Allen Counter, Ake Olofsson, HF Grahn, Erik Borg, MRI acoustic noise: Sound pressure and frequency analysis , in Journal of Magnetic Resonance Imaging , vol. 7, n. 3, 1997, pp. 606-611, DOI : 10.1002/jmri.1880070327 . URL consultato il 19 aprile 2015 .

[McJuryStewart1997-10] M. McJury, RW Stewart, D. Crawford, E. Toma, The use of active noise control (ANC) to reduce acoustic noise generated during MRI scanning: Some initial results , in Magnetic Resonance Imaging , vol. 15, n. 3, 1997, pp. 319-322, DOI : 10.1016/S0730-725X(96)00337-2 . URL consultato il 19 aprile 2015 .

[11] Coriasco & Rampado & Bradac, 2014 , p. 20 .

[wisconsin-12] ^ ^a ^b ^c ^d ^e ^f ^g ^h ⁱ ^j ^k Magnetic Resonance Imaging , su radiology.wisc.edu , University of Wisconsin . URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 10 maggio 2017) .

[johnson2-13] Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics , su med.harvard.edu , Harvard Medical School. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 5 marzo 2016) .

[johnson-14] ^ ^a ^b ^c ^d ^e ^f ^g ^h ⁱ ^j ^k ^l ^m ⁿ ^o ^p ^q Keith A. Johnson, Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics , su med.harvard.edu , Harvard Medical School . URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 5 marzo 2016) .

[patil-15] Tushar Patil, MRI sequences , su slideshare.net . URL consultato il 14 marzo 2016 .

[wisconsin2-16] Magnetic Resonance Imaging , su radiology.wisc.edu , University of Wisconsin. URL consultato il 14 marzo 2016 (archiviato dall' url originale il 10 maggio 2017) .

[17] Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, Laval-Jeantet M, MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diffusion and perfusion in neurologic disorders , in Radiology , vol. 161, n. 2, novembre 1983, pp. 401-407, 3763909.

[18] Moseley ME, Cohen Y, Mintorovitch J, Chileuitt L, Shimizu H, Kucharczyk J, Wendland MF, Weinstein PR, Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion- and T2-weighted MRI and spectroscopy , in Magnetic Resonance in Medicine , vol. 14, n. 2, maggio 1990, pp. 330-346, 2345513.

[19] Page 292 in: Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke, Principles and Applications of Radiological Physics , 6ª ed., Elsevier Health Sciences, 2011, ISBN 978-0-7020-4614-8 .

[20] Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al., MRI sequences (overview) , su Radiopaedia . URL consultato il 13 gennaio 2017 .

[LefevreNaouri2016-21] Nicolas Lefevre, Jean Francois Naouri, Serge Herman, Antoine Gerometta, Shahnaz Klouche e Yoann Bohu, A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis , in Radiology Research and Practice , vol. 2016, 2016, pp. 1-25, DOI : 10.1155/2016/8329296 , ISSN 2090-1941 ( WC · ACNP ) .

[Luijkx-22] Dr Tim Luijkx and Dr Yuranga Weerakkody, Steady-state free precession MRI , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[23] Mohammad Taghi Niknejad, Short tau inversion recovery , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[24] Ferco Berger, Milko de Jonge, Robin Smithuis and Mario Maas, Stress fractures , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[:0-25] Fluid attenuation inversion recoveryg , su radiopaedia.org . URL consultato il 3 dicembre 2015 .

[muzio-26] Dr Bruno Di Muzio and Dr Ahmed Abd Rabou, Double inversion recovery sequence , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[27] Neuro and Dr Usman Bashir, Diffusion weighted imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[28] Dr Yuranga Weerakkody and Prof Frank Gaillard et al., Ischaemic stroke , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[hammer-29] Mark Hammer, MRI Physics: Diffusion-Weighted Imaging , su XRayPhysics . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[AnFord2011-30] H. An, AL Ford, K. Vo, WJ Powers, J.-M. Lee e W. Lin, Signal Evolution and Infarction Risk for Apparent Diffusion Coefficient Lesions in Acute Ischemic Stroke Are Both Time- and Perfusion-Dependent , in Stroke , vol. 42, n. 5, 2011, pp. 1276-1281, DOI : 10.1161/STROKEAHA.110.610501 , ISSN 0039-2499 ( WC · ACNP ) .

[radiopaedia-dti-31] Derek Smith and Dr Usman Bashir, Diffusion tensor imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 13 ottobre 2017 .

[ChuaWen2008-32] Terence C Chua, Wei Wen, Melissa J Slavin e Perminder S Sachdev, Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review , in Current Opinion in Neurology , vol. 21, n. 1, 2008, pp. 83-92, DOI : 10.1097/WCO.0b013e3282f4594b , ISSN 1350-7540 ( WC · ACNP ) .

[33] Frank Gaillard et al., Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 14 ottobre 2017 .

[Chen2012-34] Feng Chen, Magnetic resonance diffusion-perfusion mismatch in acute ischemic stroke: An update , in World Journal of Radiology , vol. 4, n. 3, 2012, p. 63, DOI : 10.4329/wjr.v4.i3.63 , ISSN 1949-8470 ( WC · ACNP ) .

[35] Prof Frank Gaillard et al., Dynamic contrast enhanced (DCE) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[36] Arterial spin labeling , su University of Michigan . URL consultato il 27 ottobre 2017 .

[37] Prof Frank Gaillard et al., Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[38] I-han Chou, Milestone 19: (1990) Functional MRI , su nature.com , Nature . URL consultato il 9 agosto 2013 .

[39] Dr Tim Luijkx and Prof Frank Gaillard, Functional MRI , su Radiopaedia . URL consultato il 16 ottobre 2017 .

[hopkins-40] Magnetic Resonance Angiography (MRA) , su Johns Hopkins Hospital . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[41] Dr J. Ray Ballinger et al., Phase contrast imaging , su Radiopaedia . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[42] Dr Bruno Di Muzio and A.Prof Frank Gaillard, Susceptibility weighted imaging , su radiopaedia.org . URL consultato il 15 ottobre 2017 .

[43] ( EN ) Peter Caravan, Jeffrey J. Ellison e Thomas J. McMurry, Gadolinium(III) Chelates as MRI Contrast Agents: Structure, Dynamics, and Applications , in Chemical Reviews , vol. 99, n. 9, 1999-9, pp. 2293-2352, DOI : 10.1021/cr980440x .

[44] ET Petersen, I Zimine e YC L Ho, Non-invasive measurement of perfusion: a critical review of arterial spin labelling techniques , in The British Journal of Radiology , vol. 79, n. 944, 1º agosto 2006, pp. 688-701, DOI : 10.1259/bjr/67705974 .

[45] ( EN ) DW Tank, AR Kay e TM Lee, Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation , in Proceedings of the National Academy of Sciences , vol. 87, n. 24, 1º dicembre 1990, pp. 9868-9872, DOI : 10.1073/pnas.87.24.9868 .

[46] Grazie al tensore di diffusione dell'acqua nella sostanza bianca si sta studiando la precoce diminuzione del fascio.

[1]

[2]

[3]

[4]

[5],

[6]

[7]

[8]

[9]

[10]

[11]

[12]

[13]

[14]

[15]

[16]

[17]

[18]

[19]

[20]

[21]

[22]

[23]

[24]

[25]

[26]

[27]

[28]

[29]

[30]

[31]

[32]

[33]

[34]

[35]

[36]

[37]

[38]

[39]

[40]

[41]

[42]

[43]

[44]

[45]

[46]

V · D · M Imaging a risonanza magnetica
Principi fisici e tecnologici	Risonanza magnetica nucleare · k-spazio · Tempo di rilassamento longitudinale · Tempo di rilassamento trasversale · Decadimento libero dell'induzione · Acquisizione parallela · Spettroscopia di risonanza magnetica nucleare · Diffusione · Chemical shift
Sequenze	Spin echo · Inversion recovery ( STIR · SPIR · DIR · FLAIR ) · Gradient echo · Turbo spin echo · Echo-planar imaging · Diffusion-Weighted ( DTI ) · Susceptibility-Weighted · Perfusion-Weighted ( DSC · DCE · ASL ) · Angio RM ( TOF · PC · CE-MRA ) · Risonanza magnetica funzionale ( BOLD )
Applicazioni cliniche	Risonanza magnetica colangiopancreatografica · Risonanza magnetica della mammella · Neurografia RM · Risonanza magnetica dell'encefalo · Risonanza magnetica cardiaca · Angiografia RM · Risonanza magnetica elastografica
Altro	FMRIB Software Library · Mappatura statistica parametrica