Bazele fizice ale rezonantei magnetice

BAZELE FIZICE ALE REZONANTEI MAGNETICE

APARATURA

Elemente componente:

1. Magnetul

2. Sistemul de radio-frecventa

3. Sistemul informatic

4. Alte componente

MAGNETII

Sistemul magnetic cuprinde:

un magnet, ce produce un camp magnetic de intensitate mare, omogen, stabil

un sistem de corectie a omogenitatii campului magnetic (bobina Shim)

bobinele de gradient, care produc variatiile locale ale campului magnetic

un 'blindaj' pentru ecranarea campului magnetic din exteriorul aparatului

SISTEMUL DE RADIOFRECVENTA

Cuprinde:

bobinele de radio-frecventa si antenele, pentru emisia impulsurilor de excitare si receptia semnalelor de rezonanta magnetica

cusca Faraday, pentru ecranarea fata de undele de radio-frecventa provenite din exterior

SISTEMUL INFORMATIC (COMPUTERUL

Este necesar un sistem informatic puternic pentru: achizitia datelor si reconstructia imaginilor

ALTE ELEMENTE

Sistemul de climatizare - pentru buna functionare a sistemului informatic este indispensabil

Una sau mai multe console de control a sistemului si de vizualizare a imaginilor

Un laser printer

O consola pentru post-prelucrarea imaginilor (REMOTE)

TIPURI DE MAGNETI.

MAGNETII SUPRACONDUCTORI

Sunt construiti prin infasurarea unui fir dintr-un aliaj special cu proprietati supraconductoare (Niobium-Titan), care, racit la temperaturi de 0 absolut (4,2 Kelvin sau -2690C), are rezistenta electrica aproape nula, iar curentul electric poate astfel sa circule in bucla inchisa, fara a genera caldura prin efect Joule, creand un camp magnetic de mare intensitate si stabilitate.

Pentru mentinerea acestei temperaturi la valori foarte scazute, magnetul trebuie sa fie izolat termic (vid, folii de aluminiu) si sa prezinte un sistem propriu de racire:

bobinajul este scufundat in heliu lichid (4,2 Kelvin sau -2690C)

se realizeaza si un al doilea ecran termic, din azot lichid ( -960C)

Avantajele magnetilor supra-conductori:

stabilitate mare a magnetului

intensitate mare a campului magnetic (0,5 - 2 Tesla), cu ameliorarea marcata a raportului semnal util-zgomot

Caracteristici generale:

directia campului, reprezentata de o serie de linii paralele cu axul lungul al pacientului, sageata indicand directia campului

intensitatea campului, exprimata in unitati Tesla (1 T = 10.000 Gauss)

Intensitatea magnetica a Pamantului = 0,5 Gauss

Dezavantajele magnetilor supra-conductori:

Campul magnetic este prezent chiar si atunci cand instalatia nu este utilizata pentru explorari

Necesitatea de a raci in permanenta magnetul, pentru a evita trecerea de la starea de supraconductor la o stare rezistiva, care este inevitabila daca temperatura creste si depaseste o valoare critica, antrenand evaporarea heliului in totalitate (=>quench

TIPURI DE MAGNETI. MAGNETI REZISTIVI

Termenul "rezistiv" se refera la rezistenta electrica a conductorului care este considerabila prin comparatie cu cea a materialelor supraconductoare

Campul magnetic este creat prin trecerea unui curent de mare intensitate prin mai multe spire cu diametru crescut, alcatuite dintr-un material conductor (cupru), separate unele de celelalte printr-un material izolant

Acest tip de magnet produce multa caldura, necesitand un sistem de racire de mare capacitate (racire cu apa 50 l/min, pentru un magnet de 0,1 Tesla)

Masa unui magnet este de cca. 5 tone

Avantajele:

relativa sa simplitate

variatia campului in functie de curent (daca se intrerupe curentul, campul este nul)

foarte putine artefacte legate de deplasarea chimica (chemical shift) si de susceptibilitate

Limitele:

amplitudine limitata a campului la 0,3 Tesla

stabilitate medie

TIPURI DE MAGNETI. MAGNETI PERMANENTI

Magneti permanenti sau rezistivi

Sunt magneti non-electrici

Nu necesita sursa electrica sau agenti de racire

Folosirea lor este limitata la intensitati de campuri relativ joase < 0,3T

Atat magnetii rezistivi cat si cei permanenti produc camp magnetic vertical intre cei 2 poli.

Avantajele:

absenta unei surse de energie, a incalzirii si, prin urmare, lipsa necesitatii unui sistem de racire

acces transversal posibil, tunel mai larg

Dezavantajele:

masa mare (de ordinul a 10 tone)

necesitatea unei temperaturi stabile a magnetului

limitarea amplitudinii campului magnetic la 0,3 Tesla

TIPURI DE MAGNETI. MAGNETI CU INDICATII SPECIALE

Sunt magneti mici, utilizati in imagistica osteo-articulara.

Exemplu - ARTHRO-SCAN, fabricat de ESAOTE BIOMEDICA, care este un magnet permanent de 0,2 Tesla.

ANTENELE (BOBINELE)

Bobinele sau antenele servesc pentru emiterea si receptionarea semnalelor de radiofrecventa.

Semnalul RM emis de bolnav este captat de antena de receptie; aceasta poate fi amplasata in ansamblul magnetului ce inconjoara bolnavul (avantajul este ca permite investigarea unui volum anatomic mare) sau poate fi situata chiar pe zona de investigat (cresterea raportului semnal util/zgomot, dar diminuarea FOV)

Se disting mai multe tipuri de antene:

antene de emisie-receptie (antena de corp, antena de cap)

-antene de receptie (antene de suprafata, antene "phased array"), emisia fiind in acest caz asigurata de antena de corp.

ANTENELE

Antena de corp este situata in ansamblul magnetului (tunel)

Antena de cap este introdusa, in caz de nevoie, in tunelul magnetului. Ea asigura o rezolutie spatiala mai buna decat cea a antenei de corp

Antenele de suprafata permit efectuarea unor examinari de o calitate superioara asupra unei zone precise si restranse

Exista diferite modele, in functie de organul de explorat (coloana vertebrala, articulatia genunchiului, umarului, pumnului, etc.)

Aceste antene se utilizeaza pentru receptie, emisia fiind asigurata de bobina de corp.

Nu permit explorarea in profunzime (semnalul scade pe masura indepartarii de bobina)

Antenele "phased array" (antene cuplate) presupun activarea simultana a mai multe antene de suprafata, fiecare avand un circuit de radiofrecventa.

Acest tip de antena permite obtinerea unui raport foarte bun semnal util/zgomot pentru fiecare antena si, in acelasi timp, marirea FOV

APARATURA

Restrictii de mediu, legate de campul magnetic

Campul magnetic extern aparatului trebuie limitat pentru a nu interfera cu functionarea celorlalte aparate electronice din preajma. Limita de siguranta este de 5 Gauss (de 10 ori mai mult decat campul magnetic terestru). Aparatele actuale au limita de 5 Gauss la distanta de aprx 1 m de izocentrul magnetului

Limitarea campului magnetic extern asigura si o omogenitate mai buna a campului magnetic din interiorul magnetului

EFECTELE CAMPULUI MAGNETIC ASUPRA MEDIULUI

Atragerea materialelor fero-magnetice - forta de atractie depinde de distanta dintre obiect si magnet. Obiectele metalice aflate, din neglijenta, aproape de magnet, pot fi atrase, devin astfel adevarate proiectile si pot provoca accidente.

Perturbarea functionarii stimulatorilor cardiaci - un pacient care poarta un stimulator cardiac nu trebuie sa se apropie de zona de 5 Gauss (stimulatorul cardiac este contraindicatie absoluta de efectuare a investigatiei prin rezonanta magnetica)

Perturbarea aparatelor ce utilizeaza fascicule de electroni - monitoare video, amplificatoare de lumina, gamma-camere, tunuri de raze X, etc.

Perturbarea inregistrarilor pe suport magnetic - benzi magnetice, carti de credit, toate cardurile cu pista magnetica, etc.

Deteriorarea ceasurilor mecanice cu ace

INTERACTIUNI INTRE CAMPUL DE RADIOFRECVENTA SI MEDIU

Cusca Faraday este o structura metalica ce inconjoara incinta in care se afla aparatul RM si care nu permite intrarea si iesirea undelor radio din aceasta incinta.

Aceasta ecranare este mecesara pentru eliminarea artefactelor (unde radio parazite provenite din exterior, care sunt reprezentate in imagine) si pentru protejarea celorlalte aparate electronice din exteriorul incintei (calculatoare, telefoane mobile, ceasuri, etc.)

In incinta magnetului este interzisa iluminarea fluorescenta, deoarece genereaza unde radio parazite.

RESTRICTII ARHITECTURALE

Cladirea trebuie sa nu fie construita din materiale nefero-magnetice (constructie din beton, cu acoperis din placi).

Inaltimea de sub plafon trebuie sa fie de cel putin 3,5 m, pentru a permite umplerea periodica cu heliu lichid.

Este necesar sa se prevada un acces suficient de larg pentru introducerea magnetului.

Incarcatura podelei trebuie sa fie suficient de mare.

Cladirea trebuie sa cuprinda o sala de examinare, o sala de comanda, un cabinet tehnic si unul informatic, o sala de climatizare, una pentru interpretare, un secretariat, etc

CONTRAINDICATII

Examenul este contraindicat la:

bolnavii purtatori de pace-makere

dispozitive electronice care nu se pot indeparta

corpi straini metalici intraoculari

unele materiale fero-magnetice incompatibile cu rezonanta magnetica (unele clipsuri chirurgicale feromagnetice, umbrele, stent-uri etc.)

PRECAUTII - RECOMANDARI

Pacientii trebuie sa ramana imobilizati pe toata durata achizitiei; daca acest lucru nu se poate realiza, este necesara administrarea unei premedicatii sau a unei anestezii generale - la copii, bolnavi agitati, claustrofobi).

Ventilatia asistata si monitorizarea bolnavilor aflati sub anestezie generala necesita prezenta unor aparate de anestezie compatibile cu campul magnetic.

In caz de obezitate deosebit de mare, examinarea poate deveni imposibil de realizat, pacientul neputand fi introdus in tunelul magnetului

SCURT ISTORIC

1946 Bloch si Purcell - descopera fenomenul de rezonanta (premiul Nobel in 1952) si realizeaza prima aplicatie: spectroscopia RMN in studiul structurii moleculare

1967 Jackson aplica primele studii de spectroscopie pe tesuturi vii

1971 Damadian arata ca tesuturile canceroase au semnal RMN diferit de cel al celor sanatoase

1972 Lauterbur si respectiv, Mansfield realizeaza primele imagini tridimensionale cu ajutorul rezonantei magnetice nucleare

1982 FDA aproba utilizarea in practica clinica a imagisticii de RM Nucleara

1985 denumirea de RMN este inlocuita prin cea de IRM

PRIVIRE DE ANSAMBLU

Principalele etape ale examinarii IRM, intr-o prezentare simpla, sunt:

Pacientul este introdus in magnet

O unda radio generata de catre aparatul de rezonanta magnetica este trimisa catre pacient, find absorbita de catre tesuturile acestuia

Dupa un interval scurt de timp aceasta unda radio este intrerupta

Tesuturile pacientului emit la randul lor un nou semnal radio, care este receptionat de aparat

Semnalul radio receptonat este utilizat pentru reconstructia imaginii

Imaginea RM este o reprezentare pictografica a semnalelor radioemise de diferite tesuturi din corpul pacientului.

Sursa acestor semnale este magnetizarea tesuturilor datorita plasarii pacientului in campul magnetic.

Cand privim o imagine RM, ceea ce observam este magnetizarea tesuturilor

Asemanari:

Imagini digitale cerebrale reconstruite, formate din pixeli

PIXELUL = element pictural de imagine care are o nuanta de gri sau o culoare proprie care exprima o proprietate fizica a unui element de volum tisular = VOXEL

Deosebiri:

Nivelul de gri (sau nuanta de culoare) a pixelului este corelat cu o proprietate fizica a voxelului:

a) Scintigrafie - distributiei radioactivitatii unui radiotrasor difuzabil

b) CT - atenuarii diferite a unui fascicul de raze X (densitatea tisulara)

c) RM - magnetizarii diferite a tesuturilor

MAGNETIZAREA

In mod normal, nu exista o magnetizare a tesuturilor

Pentru a fi vizualizate prin RM, tesuturile trebuie magnetizate prin aplicarea unui camp magnetic exterior.

Trebuie mentionat ca nu toate tesuturile se vor magnetiza la acelasi nivel. Mai mult decat atat, in timpul procesului imagistic magnetizarea tesuturilor se modifica si rapiditatea acestui proces nu este aceeasi pentru toate tesuturile.

Tocmai aceasta diversitate in rapiditatea de modificare a magnetizarii este cea care diferentiaza tesuturile si conduce, in final, la obtinerea contrastului din imagine.

INTERACTIA CAMP MAGNETIC-NUCLEU

Pentru a obtine magnetizarea tesuturilor, pacientul este introdus intr-un camp magnetic foarte intens, intrucat tesuturile se magnetizeaza foarte greu

Magnetizarea tesuturilor corpului uman se datoreaza cu precadere nucleelor de hidrogen datorita faptului ca:

sunt cele mai numeroase nuclee din constitutia tesuturilor biologice (1021/cm3)

au singur proton

au factorul giromagnetic cel mai mare (receptioneaza si emit semnale radio cu cea mai inalta frecventa pentru o intensitate data a campului magnetic aplicat)

INTERACTIA CAMP MAGNETIC-NUCLEU

Protonii au o sarcina electrica pozitiva (+) si o miscare de rotatie numita spin (similara miscarii de rotatie a Pamantului in jurul propriei axe)Cele doua proprietati de mai sus creeaza un camp magnetic propriu protonului

Deci protonul se comporta ca un mic magnet

In afara campului magnetic spinii protonici sunt aranjati aleator datorita agitatiei termice.

Intr-un camp magnetic puternic protonii se vor alinia in doua moduri paralel sau antiparalel cu directia campului magnetic extern (B0)

MAGNETIZAREA LONGITUDINALA

Protonii au nevoie de mai putina energie pentru a se orienta in sensul campului magnetic (paralel) decat in sens opus (antiparalel)

In mod natural starea preferata de aliniere este cea care necesita mai putina energie, astfel mai multi protoni se vor orienta in sens paralel cu campul magnetic si mai putini antiparalel

Diferenta in numarul acestora este foarte mica si depinde de intensitatea campului magnetic aplicat

Mentionam ca pentru 5.000.000 de protoni orientati antiparalel exista 5.000.004 protoni orientati in sens paralel

Surplusul INFIM de protoni cu orientare paralela (4 la o populatie protonica totala de 10 milioane) este esential intrucat realizeaza magnetizarea longitudinala (M). Aceasta reprezinta fundamentul magnetizarii voxelilor de tesut din corpul pacientului care se afla in magnetul aparatului RM.

INTERACTIA CAMP MAGNETIC-PROTON

In campul magnetic B0, protonii nu sunt aliniati static, ei nu sunt ficsi, ci poseda o miscare de rotatie in jurul campului magnetic.

Miscarea de rotatie a protonilor in jurul campului magnetic stationar este denumita miscare de precesie. Aceasta rezulta din interactia momentului magnetic de spin al protonului cu campul magnetic extern.

Pentru a avea o imagine mai exacta asupra miscarii de precesie, ne imaginam miscarea unui titirez. Miscarea acestuia are 2 componente: miscarea de rotatie in jurul axei proprii, care corespunde spinului in cazul protonului si miscarea de precesie, care se observa in practica atunci cand titirezul este dezechilibrat prin lovire; el nu cade, ci continua sa se roteasca cu miscari ample in campul gravitational.

Foarte important este sa cunoastem viteza cu care protonii se invart in jurul campului magnetic B0. Aceasta viteza (frecventa de precesie) reprezinta numarul de rotatii pe care protonul il executa intr-o secunda

Frecventa de precesie a protonilor depinde de intensitatea campului magnetic in care acestia sunt plasati (B0).

Relatia exacta dintre frecventa de precesie si intensitatea campului magnetic extern este stabilita de ecuatia Larmor.

ω0= frecventa Larmor de precesie

ω0 = γ B0 B0= intensitatea campului magnetic

γ= factorul giromagnetic care este o constanta specifica pentru un anumit nucleu

Miscarea de precesie este elementul crucial care face ca protonii sa intre in rezonanta cu undele radio a caror frecventa este egala cu frecventa de precesie.

INTERACTIA CAMP MAGNETIC-PROTON

Frecventa de precesie a protonilor in campuri magnetice de diferite intensitati

B0-campul magnetic extern

MAGNETIZAREA-REZUMAT

Avem pacientul in magnet cu toate tesuturile magnetizate. Acestea au magnetizarea orientata longitudinal, pe directia campului magnetic static B0

- Cum vizualizam aceasta magnetizare ?

- Cum se vede in imagistica CT densitatea tesuturilor?

Se transmite prin pacient un fascicul de raze X.

- Cum se vad tesuturile in scintigrafie?

Se administreaza un radiotrasor care emite radiatia gamma.

Concluzia este ca trebuie sa existe o forma de energie   care sa produca un semnal in corpul pacientului care sa fie receptionat de aparatura de detectie.

SPECTRUL ELECTROMAGNETIC

INTERACTIA CAMP MAGNETIC-UNDE RF

In cazul IRM-ului, forma de energie care produce semnal in corpul pacientului este constituita din unde de radiofrecventa (RF) care se transmit sub forma de pulsuri tesuturilor pacientului din magnet.

Cum interactioneaza aceste unde RF cu protonii si ce efect au asupra magnetizarii tesuturilor?

Interactia dintre pulsul de RF si protonii din tesuturi nu se produce decat daca se indeplineste conditia de REZONANTA.

FENOMENUL DE REZONANTA MAGNETICA

Asa este soarta medicului

Student-adult

Sa stea la poarta IRM-ului

.Nitel mai mult

Rezonanta inseamna schimbul maximal de energie dintre doua sisteme care oscileaza cu aceeasi frecventa (viteza)

 In cazul IRM-ului, CONDITIA DE REZONANTA ESTE CA FRECVENTA PULSLUI RF SA FIE EGALA CU FRECVENTA MISCARII DE PRECESIE A PROTONILOR DIN TESUTURI.

Daca se indeplineste conditia de rezonanta, atunci pulsul RF interactioneaza cu protonii si unii din protonii cu orientare paralela primesc energie si capata orientare antiparalela, deci magnetizarea longitudinala scade.

INTERACTIA UNDE RF-PROTONI MAGNETIZAREA TRANSVERSALA

     Prin aplicarea pulsului RF care deviaza magnetizarea longitudinala (sau o anuleaza cand este de 900) apare si o componenta transversala a magnetizarii tesuturilor. Aceasta magnetizare creata artificial prin excitarea cu o unda de RF poarta numele de magnetizare transversala.

     Magnetizarea transversala are doua proprietati foarte importante in IRM:

1. Este instabila (dispare intr-un timp scurt sub o secunda);
2. Se roteste cu frecventa Larmor in plan transversal si genereaza un semnal RF care este captat de antena de receptie a aparatului RM.

• Miscarea de rotatie a magnetizarii transversale in jurul campului magnetic static B0 este un fenomen foarte important deoarece constituie chiar cauza producerii semnalelor radio emise de pacient care apoi sunt receptionate de antena.
• Intensitatea semnalului radio receptionat este proportionala cu marimea magnetizarii transversale. Aceasta poate fi astfel masurata.
• Spre deosebire de magnetizarea transversala, magnetizarea longitudinala nu genereaza un semnal radio deoarece ea nu se roteste. Deci ea nu poate fi masurata direct
• Pentru masurarea magnetizarii longitudinale se utilizeaza pulsuri de RF de 90° care o convertesc in magnetizare transversala, ce poate fi masurata

FENOMENUL DE RELAXARE MAGNETICA A TESUTURILOR TIMPII DE RELAXARE

     Imediat dupa incetarea pulsului de RF, protonii care au fost excitati, revin la starea initiala; aceste proces se numeste RELAXARE

     Prin fenomenul de relaxare, magnetizarea transversala descreste, proces numit RELAXARE TRANSVERSALA, iar magnetizarea longitudinala creste catre valoarea sa initiala, proces numit RELAXARE LONGITUDINALA

RELAXAREA MAGNETICA A TESUTURILOR DUPA EXCITAREA CU PULS RF

RELAXAREA LONGITUDINALA (T1)

     Protonii care au trecut, datorita energiei primite prin rezonanta de la pulsul RF, din orientare paralela in orientare antiparalela, au acum tendinta sa revina la starea initiala de energie minima, reorientandu-se paralel cu campul magnetic extern

     Protonii nu se reorienteaza toti in acelasi timp, ci succesiv, intr-un proces continuu. In timpul procesului de reorientare paralela, surplusul de energie al protonului este cedat termic mediului inconjurator denumit generic RETEA (relaxare SPIN-RETEA)

RELAXAREA LONGITUDINALA (T1)

Viteza acestui proces exponential este descrisa de timpul T1 care este egal cu timpul pana la care magnetizarea longitudinala se reface in proportie de 63%

Timpii de relaxare T1 pt. diverse tesuturi sunt de ordinul msecundelor

     Reprezentarea grafica a magnetizarii longitudinale in functie de timp poarta denumirea de Curba T1.

     Se observa din grafic ca magnetizarea longitudinale recupereaza cel mai mult in intervalul 0-T1. In intervalelele ulterioare T1-2T1, 2T1-3T1, 3T1-4T1 procesul este mult mai lent si, respectiv 98%.

     Pulsul de 90° converteste intreaga magnetizare longitudinala in magnetizare transversala

     Dupa incetarea pulsului de RF magnetizarea transversala obtinuta descreste exponential catre zero

RELAXAREA TRANSVERSALA (T2)

Ca rezultat al variatiei campului magnetic pe care il simte fiecare proton in parte, datorata neomogenitatilor atat ale campului magnetic intern (microscopic), cat si ale celui extern (static), imediat dupa incetarea pulsului RF protonii se vor defaza, deoarece au frecvente de precesie diferite.

Deoarece defazarea spinilor este o consecinta a interactiei reciproce dintre acestia, relaxarea transversala poarta denumirea si de RELAXAREA SPIN-SPIN.

     Recuperarea magnetizarii longitudinale este lenta, de ordinul secundelor, in timp ce descresterea magnetizarii transversale este rapida, de ordinul zecimilor de secunda.

     Descresterea magnetizarii transversale este determinata de defazarea spinilor datorita interactiei dintre ei - relaxarea spin-spin.

	Valorile T1 si T2 ale diferitelor structuri, corespunzatoare unui camp magnetic cu intensitatea de 1 T

CONTRASTUL IMAGINII IN IRM

     Contrastul reprezinta diferenta de luminozitate intre nuantele de gri (culoare) ale doua regiuni adiacente de pe imagine.

     Contrastul dintre 2 pixeli din imagine este egal cu diferenta dintre nuantele lor de gri si, intrucat acestea sunt corelate cu magnetizarile tesuturilor (longitudinale si transversale), putem sa consideram contrastul ca fiind diferenta dintre magnetizarile voxelilor surprinse la un moment dat in timpul fenomenului de relaxare.

     In IRM exista 3 tipuri principale de contrast: T1, PD, T2

CONTRASTUL T1

     T1 depinde de compozitia si structura tesuturilor, adica de schimbul de energie termica de la protoni catre mediul inconjurator (retea)

     Reteaua are campuri magnetice proprii, iar schimbul de energie intre protoni si retea se realizeaza eficient cand frecventa oscilatiilor campurilor magnetice ale acesteia este apropiata de frecventa Larmor de precesie a protonilor

     Atunci cand reteaua este constituita din apa pura, transferul de energie catre retea este lent, deoarece moleculele de apa sunt mici si fluctuatiile lor prea rapide. Deci lichidele (LCR) vor avea timpii T1 lungi

     Cand reteaua este constituita din molecule de dimensiuni medii, transferul de energie se realizeaza mult mai rapid T1 fiind scurt Tesutul adipos are timp T1 scurt

     Pentru acelasi tesut, timpul de relaxare T1 creste cu intensitatea campului magnetic extern

CONTRASTUL T1

     Tesutul adipos are timpul T1 cel mai scurt, apare alb, (hipersemnal)

     Lichidele, au T1 cel mai lung, se situeaza la extrema opusa, fiind negre (hiposemnal).

     Celelalte tesuturi se incadreaza intre aceste doua limite extreme, in functie de timpii lor T1.

Contrastul T1 a diferitelor structuri craniene

CONTRASTUL T

     Diferenta in timpii T2 pentru diferite tesuturi reprezinta sursa contrastului in imaginile ponderate T2.

     Ambele tesuturi devin mai intunecate in imagine, pe masura ce magnetizarea transversala descreste.

     La un moment de timp t, tesutul cu T2 mai lung pastreaza mai multa magnetizare decat tesutul cu T2 mai scurt si va aparea astfel mai alb (hipersemnal)

In general, imaginile ponderate T2 apar ca imagini negative ale celor ponderate T1 valorile T1 si T2 sunt, in general, corelate . Chiar daca T2 este mult mai scurt decat T1, tesuturile cu T1 lung au, de obicei, si T2 lung.

Contrastul T2 a diferitelor structuri craniene

CONTRAST PD (densitate de protoni)

     Nivelele maxime de magnetizare longitudinala pe care le pot obtine tesuturile depinde de densitatea de protoni din fiecare tesut.

     Se prezinta curbele de relaxare longitudinala a doua tesuturi cu densitate de protoni diferite

COMENTARIU:

     Cele doua tesuturi ating nivele diferite de magnetizare maxima (se asteapta pana la relaxarea longitudinala totala

Reprezentarea schematica a contrastului in T1, PD si T2

Substratul molecular al contrastului IRM

Substratul contrastului in IRM (timpi de relaxare diferiti) este la nivel atomic si molecular.

Structurile care contin apa libera au timpi lungi, iar cele care contin apa legata de macromolecule au  timpi T1 si T2 scurti.

CONTRASTUL IMAGINII IN IRM

CODIFICAREA SPATIALA

     Scopul codificarii spatiale este acela de a putea discerne localizarea spatiala exacta a voxelului care emite un anumit semnal RF.

     In campul magnetic uniform B0, toti protonii au aceeasi frecventa de precesie in tot corpul pacientului si, ca atare, semnalele radio emise de ei au aceeasi frecventa si nu aduc nici o informatie referitoare la distributia lor spatiala.

     Solutionarea acestei probleme se bazeaza pe legea Larmor, conform careia frecventa de precesie este proportionala cu intensitatea campului magnetic in care sunt plasati protonii.

     Aceasta este ideea fundamentala care sta la baza obtinerii imaginii din IRM.

     Pana in acest moment, campul magnetic aplicat pacientului a fost considerat uniform.

     Devine necesara aplicarea unui camp magnetic aditional, a carui intensitate sa depinda de pozitie.

     Faptul ca intensitatea campului magnetic este dependenta de pozitia in campul magnetic extern poarta denumirea de GRADIENT.

GRADIENTI DE CAMP MAGNETIC

Gradientul de camp magnetic se realizeaza prin generarea in magnetul aparatului de IRM a unui camp magnetic aditional, care se suprapune campului magnetic static si a carui intensitate depinde liniar de pozitie.

Spre deosebire de campul magnetic static, care este foarte intens si uniform, campul magnetic aditional este slab si neuniform in spatiu.

Scopul gradientilor de camp magnetic este de a crea diferentierea spatiala a semnalelor RF emise de voxelii pacientului. Acest proces poarta denumirea de CODIFICARE SPATIALA.

Pentru a realiza o codificare spatiala completa este necesara aplicarea gradientilor pe cele trei axe ortogonale Ox, Oy, Oz.

Codificarea spatiala este structurata in 3 etape:

Excitarea selectiva a unei sectiuni (gradient aplicat pe axa Oz

Codificarea in faza a semnalului prin aplicarea pentru scurt timp a gradientului de codificare in faza (pe axa Oy

Codificarea in frecventa a semnalului prin aplicarea gradientului de codificare in frecventa in momentul receptionarii semnalului (pe axa Ox

EXCITAREA SELECTIVA A UNEI SECTIUNI

Pentru selectarea unei sectiuni este necesara aplicarea unui gradient pe axa Z si, concomitent, a unui puls de RF care rezoneaza numai cu protonii dintr-o sectiune anatomica perpendiculara pe axa Oz (axial, transversal).

Daca spre pacient este trimis un puls de RF care contine un domeniu ingust de frecvente (o banda de RF ingusta), se vor excita numai protonii dintr-o sectiune subtire in care frecventele Larmor sunt egale cu frecventele din pulsul de RF.

Acest proces poarta denumirea de EXCITAREA SELECTIVA A UNEI SECTIUNI.

	Gradientul de selectie al sectiunii de a lungul axei Oz

Sectiunile sunt orientate perpendicular pe directia gradientului, care este orientat de-a lungul axei Oz. Imaginea va fi perpendiculara pe axa Oz, adica va fi transversala.

Grosimea sectiunii este controlata de doi factori

largimea benzii de RF - cu cat aceasta este mai larga, cu atat sectiunea este mai groasa

amplitudinea gradientului de camp magnetic - cu cat panta gradientului este mai mare, cu atat sectiunea este mai subtire

CODIFICAREA IN FRECVENTA

.Se aplica un gradient de camp magnetic de-a lungul axei Ox, in timpul receptionarii semnalului radio provenit din sectiunea selectiv excitata.Rezultatul este ca voxelii din coloane diferite vor emite semnale cu frecvente diferite, in raport cu intensitatea campului magnetic aplicat pe axa Ox.

Gradientul aplicat se numeste GRADIENT DE CODIFICARE IN FRECVENTA. Acest gradient este mentinut in timpul receptionarii semnalului radio emis de voxelii din sectiune si, de aceea, mai poarta denumirea de GRADIENT DE CITIRE.

Semnalele RF din toti voxelii sectiunii sunt produse si emise simultan, formand impreuna un semnal compus.

Separarea semnalului compus receptionat in componentele sale individuale se realizeaza in timpul procesului de reconstructie a imaginii, cu ajutorul transformatei Fourier.

TRANSFORMATA FOURIER

Transformata Fourier este o operatie matematica speciala care preia semnalul total si il separa in componentele sale de diferite frecvente.

Transformata Fourier este executata de computerul aparatului de IRM. Calculul matematic este efectuat foarte rapid si dureaza sub 1 secunda.

Pentru a avea o intelegere mai intuitiva a transformatei Fourier, vom prezenta doua exemple din viata cotidiana.

Daca se emit simultan doua sunete de inaltimi tonale diferite si amestecate in diferite proportii, muzicianul, ascultand sunetul total, reuseste sa-l separe in cele doua componente tonale diferite si ne poate oferi chiar informatii despre ponderea, adica amplitudinea fiecarei componente.

Muzicianul realizeaza de fapt o transformare Fourier asupra sunetului total, pe care il separa, specificand frecventa si amplitudinea fiecarei componente individuale.

Daca un sunet este format din foarte multe componente de frecvente si amplitudini diferite, muzicianul nu va mai reusi sa separe intr-o maniera ireprosabila toate componentele, insa transformata Fourier va indeplini aceasta sarcina cu mare precizie.

Un alt exemplu foarte sugestiv provine din optica. Pe traiectul unui fascicul de lumina alba este interpusa o prisma optica. La trecerea prin prisma, lumina alba va fi separata in componentele sale de diferite culori culorile curcubeului ROGVAIV). Si acest proces este, in esenta, tot o transformata Fourier, lumina alba totala fiind separata in componentele sale colorate, de frecvente diferite

CODIFICAREA IN FAZA

Remarcam ca, dupa etapele parcurse pana in acest moment, voxelii dintr-o coloana emit semnale cu aceeasi frecventa,

nediferentiindu-se intre ei.

Pentru a putea reconstrui imaginea se aplica un gradient de camp magnetic si pe axa Y

Gradientul pe X si pe Y nu se aplica simultan. Gradientul pe axa Y se aplica pe o perioada finita de timp, inaintea aplicarii gradientului de citire pe X.

Sa analizam in continuare ce se intampla cand campului magnetic static B0 i se suprapune gradientul pe axa Y.

Prin aplicarea gradientului pe axa Y, magnetizarile transversale ale voxelilor din linii (siruri) diferite vor avea frecvente de rotatie diferite. Acest lucru duce la defazarea magnetizarilor transversale ale voxelilor din linii diferite.

Dupa intreruperea gradientului pe axa Y, toate magnetizarile transversale ale voxelilor din sectiune se rotesc cu aceeasi frecventa Larmor, insa pastreaza diferenta de faza acumulata pe perioada de aplicare a gradientului pe axa Y. Magnetizarile transversale se comporta ca si cum ar avea o memorie a fazei.

Deoarece gradientul pe Y este cauza aparitiei diferentelor de faza ale magnetizarilor transversale pentru voxelii din linii diferite, acesta poarta numele de GRADIENT DE CODIFICARE IN FAZA.

FORMAREA IMAGINII

Dupa intreruperea gradientului pe axa Oy, se porneste gradientul de citire pe axa Ox si se receptioneaza semnalul radio emis de sectiune. Acest semnal este constituit din sumarea semnalelor individuale emise de fiecare voxel in parte din sectiunea respectiva

Fiecare semnal individual dintr-un voxel este caracterizat de doi parametri distincti frecventa si faza.

Pe baza frecventei se reconstruieste dimensiunea X pe coloane a imaginii, iar pe baza fazei se reconstruieste dimensiunea Y pe linii.

Voxelii dintr-o coloana a sectiunii selectate au aceeasi frecventa, dar au faze diferite.

Voxelii dintr-o linie a sectiunii au aceeasi faza, dar au frecvente diferite.

Pe baza frecventei si a fazei se poate identifica, fara echivoc, voxelul din care provine semnalul si, astfel, i se poate asocia pixelul corespondent din imagine.

Vom face, in continuare, o analogie foarte sugestiva a procesului de codificare spatiala cu sistemul postal. Sa ne inchipuim ca imaginea RM corespunde unui oras. Fiecare coloana din imagine corespunde unei strazi si fiecare pixel din coloana corespunde unei case de pe aceasta strada. Sa consideram, acum, ca fiecare voxel din sctiunea selectata trimite cate o scrisoare care trebuie sa ajunga la o adresa (pixelul corespondent . Scrisoarea este, de fapt, semnalul radio emis de voxelul considerat.

Pentru ca o scrisoare sa ajunga la destinatie, este necesar ca adresa scrisa pe plic sa specifice strada si numarul. Aceasta inseamna ca semnalul radio emis de voxel trebuie si el sa fie insotit de o adresa care este, de fapt, specificata de faza si frecventa.

Gradientul pe axa Ox seteaza frecventa semnalului emis de voxel, adica strada din adresa

Gradientul pe axa Oy seteaza faza semnalului emis de voxel, adica numarul din adresa

Toate scrisorile expediate se strang la oficiul postal al orasului, in acelasi mod in care toate semnalele radio individuale emise de voxelii din sectiune se aduna in semnalul total, receptionat de antena aparatului IRM.

Urmatorul pas este sortarea si distribuirea scrisorilor dupa adresa scrisa pe plic. In cazul IRM, aceasta sarcina ii revine transformatei Fourier, care preia semnalul total receptionat si il defalcheaza in componentele sale individuale dupa adresa de faza si frecventa. Odata ajunse la destinatie, scrisorile sunt deschise si continutul acestora este citit. Prin analogie, dupa distribuirea semnalelor radio individuale in pixelii corespondenti pe baza adresei de faza si frecventa, procesul imagistic citeste amplitudinea fiecarui semnal. Dupa cum stim, amplitudinea semnalului este proportionala cu magnetizarea voxelului de tesut la un moment dat. O amplitudine mai mare corespunde unui pixel mai alb, in timp ce o amplitudine mai mica corespunde unui pixel mai negru. Astfel apare contrastul din imagine si, deci, ceea ce vedem in imaginea finala este magnetizarea tesuturilor surprinsa instantaneu in timpul fenomenului de relaxare.

Gradientii de codificare in faza si frecventa sunt interschimbabili si nu conteaza pe care din cele doua axe din planul sectiunii sunt aplicati. Gradientul de selectare a sectiunii poate fi aplicat de-a lungul oricarei axe, permitand obtinerea sectiunilor cu orice orientare transversala, sagitala, coronala sau oblica.

Etapele parcurse sunt

1.Excitarea selectiva a unei sectiuni - se realizeaza prin aplicarea unui puls RF de 900 in conjunctie cu un gradient, pe axa Oz. Aceasta limiteaza excitarea magnetica numai la tesuturile localizate in sectiunea de interes.

2.Codificarea in faza - se realizeaza prin aplicarea, pentru o perioada finita de timp, a unui gradient de-a lungul axei Oy. Aceasta determina ca magnetizarile transversale ale voxelilor din liniile feliei sa se roteasca cu viteze diferite si sa apara astfel decalaje intre ele. Acestea constituie diferentele de faza dintre liniile sectiunii.

3.Codificarea in frecventa - se realizeaza prin aplicarea, pe toata perioada receptionarii semnalului emis de sectiune, a unui gradient pe axa Ox, care determina ca magnetizarile transversale ale voxelilor din coloanele sectiunii sa emita semnale RF cu frecvente diferite.

Pentru a selecta o sectiune se aplica un gradient de camp suprapus pe campul magnetic extern. De-a lungul acestui gradient de camp protonii sunt expusi la intensitati diferite ale campului magnetic, avand astfel frecvente diferite de precesie. Se aplica un puls RF, care contine doar acele frecvente care excita protonii in sectiunea din care vrem sa obtinem o imagine.

Grosimea sectiunii poate fi modificata in doua moduri

prin modificarea benzii de frecventa a pulsului RF

prin modificarea gradientului campului

Pentru a determina locul dintr-o sectiune de la care vine un anumit semnal se folosesc alti doi gradienti - gradientul de codificare a frecventei si gradientul de codificare in faza.

Gradientul de codificare a frecventei se aplica in directia Ox, avand ca rezultat diverse frecvente de precesie de-a lungul axei Ox si, astfel, diverse frecvente ale semnalelor RF corespunzatoare.

Gradientul de codificare a fazei este aplicat pentru scurt timp dupa pulsul RF de-a lungul axei Oy. In acest timp scurt, protonii se misca cu frecvente diferite de-a lungul axei Oy. Cand acest gradient este oprit, protonii revin la frecventa lor initiala, care a fost aceeasi pentru toti, dar au faze diferite.

Nota - gradientii se pot aplica in directii diferite, deci axele pe care se aplica pot sa varieze, permitand obtinerea de imagini in mai multe incidente.

Cu ajutorul transformarii Fourier, computerul poate analiza amestecul de semnale care provine de la o sectiune si determina intensitatea componentelor care au frecvente si faze diferite, putand astfel sa identifice originea spatiala a semnalului

SECVENTE DE PULSURI

     Achizitia imaginii RM consta din repetarea unui ciclu imagistic format din excitare (aplicare puls RF) si dezexcitare (relaxare) concretizat in emiterea semnalului de RM pe baza caruia se formeaza imaginea tesuturilor respective

     In cadrul acestui ciclu imagistic exista o succesiune de evenimente (secventa de pulsuri RF si gradienti) care sunt orchestrate pentru a genera un anumit tip de contrast in imaginea finala.

Tipuri de secvente IRM de baza:

1. SPIN-ECHO;
2. INVERSIE-REVENIRE;
3. GRADIENT-ECHO

Scopul secventelor de pulsuri

1. Sa conduca la emiterea unui semnal RF de catre tesuturile investigate, pe baza caruia sa se poata reconstrui imaginea
2. Sa genereze contrast intre tesuturi
3. Sa minimalizeze artefactel

Spin-Echo

Cea mai utilizata secventa

90s-180s-echo

2 parametri

TR

TE

Genereaza imagini ponderate in T1, T2 si PD

Minimalizeaza artefactele

Fast Spin-Echo (Turbo Spin-Echo)

Contrastul imaginii similar secventei SE

Parametri de scanare:

TR

TE

numarul de echo-uri

intervalul dintre echo-uri

Avantaje

Timp de achizitie scurt

Permite o relativa imbunatatire a imaginii prin:

numar crescut de medieri

rezolutie crescuta

Ordinea temporala

SECVENTE RAPIDE SPIN ECOU

Inversie-Revenire

Scopul secventei inversie-revenire este de a imbunatati contrastul dintre tesuturi prin suprimarea selectiva a semnalului emis de anumite tesuturi

• Supresia selectiva a grasimii (STIR) - pe imaginile T1

• Supresia selectiva a fluidului (FLAIR) - pe imaginile

Supresia selectiva

Eliminarea controlata din imagine a unui tesut se numeste supresie selectiva si are ca scop reducerea artefactelor si cresterea contrastului pentru diferite tesuturi.

Tesuturile au timpi de relaxare longitudinala (T1) diferiti. Ca urmare, se pot alege timpi TI dependenti de T1, astfel incat sa se suprime selectiv un anumit tesut.

Grasimea are cel mai scurt timp T1 (260 msec), iar fluidul cel mai lung T1 (2000 msec) celelalte tesuturi din organism au timpi T1 intermediari. Aceasta face posibila supresia selectiva a grasimii si a fluidelor in secventa inversie-revenire

Supresia grasimii (STIR)

Grasimea, avand cel mai scurt timp T1 (260 ms), isi recapata magnetizarea longitudinala mai repede decat celelalte tesuturi, dupa pulsul de 1800 de inversie. Ca atare, magnetizarea grasimii trece prin valoarea 0 inaintea tuturor celorlalte tesuturi.

Timpul TI este astfel selectat incat sa surprinda momentul in care grasimea are magnetizare nula, nu produce semnal radio si va aparea neagra pe imagine.

Timpul TI corelat cu timpul T1 al grasimii este scurt, din care cauza metoda este denumita STIR (Short Time Inversion Recovery inversie revenire cu TI scurt)

TR are valori intre 1500-2000 ms, pentru a permite magnetizarii longitudinale sa recupereze cat mai mult inainte de inceperea urmatorului ciclu.

Secvente axiale T1 Spin-Echo si STIR

Supresia fluidului (FLAIR)

Timpul T1 al fluidelor este mult mai lung decat al celorlalte tesuturi.

Datorita relaxarii longitudinale lente, fluidul este ultimul dintre tesuturi care ajunge la nivelul 0 al magnetizarii.

Supresia semnalului RF emis de fluide se poate obtine prin selectarea unui timp TI relativ lung in protocolul inversie-revenire. Prin selectarea adecvata a TI, fluidul apare negru pe imagine.

Secventa se numeste FLAIR (Fluid Attenuated Inversion of Recovery atenuarea fluidului in inversie-revenire). Timpul TE al acestei secvente este relativ lung, pentru a produce imagini cu contrast T2.

Timpul de achizitie al imaginii FLAIR este prohibitiv de lung, deoarece TR ajunge la valori de 5000-6000 ms.

Supresia selectiva

In imaginile T1 grasimea apare alba. Secventa STIR o elimina, imbunatatind contrastul dintre tesuturi.

In contrastul imaginile T2 fluidul apare alb, secventa FLAIR il elimina, imbunatatind dintre celelalte tesuturi.

Secventele STIR si FLAIR elimina din imagine tesuturile care, in mod normal, produc hipersemnal, imbunatatind astfel vizibilitatea celorlalte tesuturi.

Gradient-Echo

Este o tehnica recenta, cu timp de achizitie scurt.

Utilizeaza puls RF < 900

Nu utilizeaza un puls de RF de 1800, ci un gradient de camp magnetic care produce o defazare fortata a protonilor, urmata de o refazare a acestora.

Are 3 parametri

TR

TE

Flip-angle (unghi de bascula - a

Ecoul RF se obtine prin aplicarea unui gradient care produce defazarea fortata a spinilor, urmat de aplicarea unui gradient in sens opus, care refazeaza spinii (REFAZAREA DEFAZARII).

Tehnicile de Gradient-Echo utilizate in prezent sunt FLASH (Fast Low Angle Short) sau GRASS (Gradient Recalled Aquisition In Steady State

Etapele ciclului imagistic din secventa gradient-echo sunt

1. Excitarea selectiva a unei sectiuni prin aplicarea unui puls RF de unghi a in conjunctie cu gradientul de selectare a sectiunii

2. Codificarea in faza (prin aplicarea unui gradient cu magnitudine diferita pentru fiecare ciclu imagistic), simultana cu defazarea (printr-un alt gradient, orientat pe aceeasi directie cu gradientul de citire, dar cu sens opus acestuia)
3. Codificarea in frecventa si refazarea prin aplicarea gradientului de citire

Obtinerea gradient echo utilizand un gradient de camp magnetic   pentru a produce un ecou in timpul descresterii magnetizarii transversale

SECVENTE RAPIDE ECOU DE GRADIENT

SECVENTE HIBRIDE

     ecou de spin + ecou de gradient

ECHO PLANAR EPI

     lectura totala a planului Fourier in urma culegerii unui ecou prin comutarea ultrarapida a gradientilor foarte intensi si oscilanti

     difuzie, perfuzie, activitate corticala.

ANGIOGRAFIA PRIN RM

     fenomenul de intrare in sectiune

     intrarea spinilor noi, nesaturati sau intarirea paradoxala (cu saturarea spinilor stationari) = TOF

     saturarea spinilor circulanti in amonte: presaturare

     variatia fazei spinilor circulanti

     gradienti de compensare de flux

     angiografie prin PC

ANGIOGRAFIA PRIN RM - compensare de flux

     Compenseaza defazajele datorate deplasarii spinilor

     Corectarea defazajului prin gradienti este posibila daca viteza e constanta

     Minimalizeaza artefactele pulsatile sanguine sau ale LCR

     Intaresc semnalul arterelor si venelor in EG

     Corectarea defazajelor in TOF, nu si

ANGIOGRAFIA PRIN RM -presaturare

     Reducerea artefactelor intravasculare sau intracardiace

     Diferentiaza tromb flux lent, artera vena

     Suprimarea selectiva a venelor sau arterelor

ANGIOGRAFIA PRIN RM - TOF

     adecvata pentru zonele cu turbulente (bifurcari)-3D PC

     neadecvata pentru vasele cu flux foarte lent (se satureaza partial spinii )

     hematoamele subacute au semnal asemanator fluxului - dgn dif cu un anevrism!

     TE cat mai scurt

     volum nu foarte mare PC

     2D:

     sectiuni perpendiculare pe vas

     rezolutia spatiala redusa daca voxelul e gros

     3D

     achizitia volumului - t achizitie lung

     rezolutie spatiala crescuta

     volumul nu trebuie sa fie prea mare