Diapositiva 1

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NMR- IMAGING (2 parte) Tecniche
chimico-fisiche in ambito sanitario Dott.ssa
Isabella Nicotera PRINCIPI DI IMAGING CON FT
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Introduciamo il concetto di una terza categoria
di gradienti di campo magnetico chiamati
gradienti di codifica di fase questi, uniti ai
gradienti di selezione della fetta e ai gradienti
di codifica in frequenza, sono al giorno d'oggi
usati nell' imaging tomografico MRI basato sulla
Trasformata di Fourier.
Il gradiente di codifica di fase
è un gradiente del campo magnetico B0, ed è
usato per impartire al vettore magnetizzazione
trasversale (Mt) un angolo di fase specifico che
dipende dalla localizzazione del vettore Mt
stesso
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Il gradiente di codifica di fase
Se si immagina di avere tre regioni di spin, e si
ruota il vettore di magnetizzazione trasversale
relativo a ciascuno spin lungo l'asse y (slide
selection), i tre vettori hanno lo stesso
"chemical shift" e quindi, in un campo magnetico
uniforme, avranno la stessa frequenza di Larmor.
Applicando un ulteriore gradiente di campo lungo
la direzione x, i tre vettori precedono lungo la
direzione del gradiente a frequenze date
dall'equazione
n g ( Bo x Gx) no g x Gx
Mentre il gradiente di codifica di fase e'
acceso, ciascun vettore di magnetizzazione
trasversale ha la sua propria (unica) frequenza
di Larmor.
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Questa descrizione della codifica di fase è
identica a quella della codifica in
frequenza. Se il gradiente nella direzione x
viene spento, il campo magnetico esterno subito
da ciascuno spin è identico, quindi sarà
nuovamente identica la frequenza di Larmor di
ciascun vettore di magnetizzazione trasversale.
.ma l'angolo della fase di ciascun vettore non
è identico L'angolo della fase è l'angolo che il
vettore di magnetizzazione forma con un asse di
riferimento, ad esempio lasse y, al tempo in cui
il gradiente di codifica di fase viene spento. Ci
sono tre angoli della fase distinti in questo
esempio. Se si avesse un modo di misurare la fase
dei vettori di rotazione, si potrebbe loro
assegnare una posizione lungo l'asse x. La
procedura introdotta permette di spiegare una
semplice sequenza usata per ottenere immagini
tomografiche/volumetriche con l'uso della
trasformata di Fourier.
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Imaging in trasformata di Fourier Uno dei
migliori modi per capire una sequenza di imaging
è esaminare il diagramma temporale della sequenza
. In generale in tali diagrammi vengono riportati
la radio-frequenza, i gradienti di campo
magnetico ed il segnale in funzione del tempo. La
più semplice sequenza per imaging con FT contiene
un impulso a 90 (RF), un gradiente per la
selezione della fetta (Gs ), un gradiente per la
codifica di fase (G? ), un gradiente per la
codifica in frequenza (Gf ) e un segnale.
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Il reale diagramma temporale per questa sequenza
e' un po' piu' complicato di quello proposto, che
ne e' una semplificazione per scopi introduttivi.
Gli impulsi relativi ai tre gradienti sono
rappresentativi dell'intensità (ampiezza) e della
durata degli stessi. Vediamoli uno alla
volta Il primo evento che ha luogo secondo
questa sequenza di imaging e' l'attivazione del
gradiente per la selezione della fetta. L'impulso
RF per la selezione della fetta e' applicato
nello stesso istante. L'impulso RF per la
selezione della fetta e' una "breve e intensa"
cessione di energia con un impulso che ha la
forma della funzione sinc.
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Al termine dell'impulso di RF, il gradiente per
la selezione della fetta viene spento e viene
attivato il gradiente per la codifica di fase
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Una volta che il gradiente per la codifica di
fase viene spento, viene acceso il gradiente per
la codifica in frequenza e viene registrato un
segnale (nella forma di un FID).
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Il gradiente di selezione della fetta e' sempre
applicato perpendicolarmente al piano della
fetta Il gradiente di codifica di fase e'
applicato lungo uno dei lati del piano
dell'immagine mentre il gradiente di codifica in
frequenza e' applicato lungo il rimanente lato
del piano dell'immagine. La tabella seguente
indica le possibili combinazioni dei gradienti di
selezione della fetta, di codifica di fase e di
codifica in frequenza.
Gradiente Gradiente Gradiente
Piano immagine Posizione fetta Fase Frequenza
XY Z X o Y Y o X
XZ Y X o Z Z o X
YZ X Y o Z Z o Y
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Questa sequenza di impulsi di solito e' ripetuta
128 o 256 volte per raccogliere tutti i dati
necessari a produrre un'immagine. Il tempo tra le
ripetizioni della sequenza e' chiamato il tempo
di ripetizione, TR. Ogni volta che la sequenza
viene ripetuta l'intensita' del gradiente di
codifica della fase cambia viene incrementata
con un certo "passo" a partire dal valore minimo
fino alla massima ampiezza del gradiente..
Perché?
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La sequenza può essere descritta secondo la
prospettiva macroscopica dei vettori di
spin. Consideriamo un cubo di spin posto in un
campo magnetico composto da molti elementi di
volume, ognuno, quindi, col suo proprio vettore
di magnetizzazione netta ed applichiamo i
gradienti di selezione della fetta, di codifica
di fase e di frequenza, insieme al campo
magnetico B0 applicato lungo la direzione
dell'asse z di laboratorio.
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Il gradiente di selezione della fetta è diretto
lungo lo stesso asse z. Gli impulsi RF faranno
ruotare solamente quei pacchetti di spin nel cubo
che soddisfano la condizione di risonanza. Questi
pacchetti di spin sono localizzati, in questo
esempio, in un piano xy. La localizzazione del
piano lungo l'asse z rispetto all'isocentro è
data da
Dove ?n e' la differenza di frequenza rispetto a
no ( i.e. n - no ), Gs è l'intensità del
gradiente di selezione della fetta e g il
rapporto giromagnetico
Z ?? / ? Gs
Gli spin localizzati sopra e sotto questo piano
non sono interessati dagli impulsi RF saranno
perciò trascurati
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Per semplificare il resto della presentazione, si
considera solo un sottoinsieme 3x3 dei vettori di
magnetizzazione netta. L'immagine di questi spin
in questo piano sarà come schematizzato in figura
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Una volta ruotati nel piano XY questi vettori
possono viaggiare ad una velocità di precessione
uguale alla frequenza di Larmor data dal campo
magnetico che ognuno stava subendo. Se il campo
magnetico è uniforme, ognuna delle nove frequenze
di precessione è uguale (fase e frequenza).
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Nella sequenza per imaging, dopo il gradiente di
selezione della fetta e' applicato un gradiente
di codifica di fase Assumendo che questo sia
applicato lungo l'asse x, gli spin a diverse
posizioni lungo l'asse x cominciano a muoversi di
moto di precessione a frequenze di Larmor
diverse.
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Quando il gradiente di codifica di fase e'
spento, i vettori di magnetizzazione netta
ruotano con ugual frequenza ma possiedono fasi
diverse. La fase e' determinata dalla durata e
dall'ampiezza degli impulsi del gradiente di
codifica di fase.
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Terminato l'impulso del gradiente di codifica di
fase, viene attivato il gradiente di codifica in
frequenza (In questo esempio il gradiente di
codifica in frequenza e' nella direzione Y
). Esso causa una velocità di precessione dei
pacchetti di spin dipendente dalla loro
localizzazione su Y quindi ognuno dei nove
vettori di magnetizzazione netta è caratterizzato
da un unico valore di angolo della fase ed un
unico valore di frequenza di precessione. Si è
cosi differenziato ogni vettore di
magnetizzazione nello spazio del piano XY
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Se avessimo un modo per determinare fase e
frequenza del segnale da un vettore di
magnetizzazione netta, potremmo associarlo a uno
dei nove elementi. Una semplice trasformata di
Fourier è in grado di far questo per un singolo
vettore di magnetizzazione netta localizzato in
qualche punto nello spazio 3x3. Per esempio, se
un singolo vettore fosse localizzato a (X,Y)
2,2, i suoi FID conterrebbero unonda sinusoidale
di frequenza 2 e fase 2. Una trasformata di
Fourier di questo segnale produrrebbe un picco a
frequenza 2 e fase 2.
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Sfortunatamente una trasformata di Fourier
monodimensionale non è in grado di far questo in
una matrice 3x3, quando più di un vettore è
localizzato in una differente posizione lungo la
direzione di codifica di fase. Ci vorrebbe un
incremento del gradiente di codifica di fase per
ciascuna localizzazione nella direzione del
gradiente di codifica di fase. Il fatto è che
avete bisogno di unequazione per ogni punto
sconosciuto che state cercando di risolvere.
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Quindi se ci sono tre localizzazioni lungo la
direzione di codifica di fase avremo bisogno di
tre intensità di gradienti di codifica di fase e
di tre unici FID. Se vogliamo risolvere 256
punti nella direzione della codifica di fase
avremmo bisogno di 256 differenti intensità di
gradiente di codifica di fase e registreremo 256
differenti FID.
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• Analisi del segnale
• Al fine di ottenere un'immagine o mappa di
  localizzazione degli spin, i FID o i segnali
  sopra descritti devono essere trasformati secondo
  Fourier.
• I segnali sono prima trasformati secondo Fourier
  nella direzione x per estrarre le informazioni
  del dominio delle frequenze e, poi,
• nella direzione di codifica di fase (-y) per
  estrarre le informazioni circa la localizzazione
  nella direzione di applicazione del gradiente di
  codifica di fase.

• LNMR Imaging può essere percepito come una forma
  particolare di spettroscopia multi-dimensionale
  dove lasse di frequenza è convertito in asse
  spaziale mediante lapplicazione di campi
  magnetici disomogenei (un gradiente di campo).
• In un campo magnetico dipendente dallo spazio,
  la frequenza di Larmor dipende dalla posizione
  in questo caso ogni punto lungo lasse x del
  campione è caratterizzato da una differente
  frequenza di risonanza.
• Lintensità totale del segnale è proporzionale al
  numero di nuclei (densità di spin, ?), su una
  data frequenza NMR, ed è calcolata mediante
  lintegrazione, secondo trasformata di Fourier,
  della magnetizzazione del campione lungo lasse x

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Analisi del segnale
Ponendo Kx ? Gx t e sostituendo si ha
Il segnale è la somma dei segnali originati dai
singoli nuclei in tutte le posizioni lungo lasse
x acquisito nel tempo t.
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Analisi del segnale
Considerando la raccolta del segnale in presenza
dei gradienti di frequenza (gx) e di fase (gy)
(sistema bidimensionale), il segnale risulterà
dato da
lungo x accendiamo Gx (costante) e acquisiamo
nel tempo tx (variabile) lungo y variamo ad ogni
step (128 o 256) il gradiente Gy e lo teniamo
acceso per un ?t costante
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k-space
La raccolta delle informazioni avviene, quindi,
nel cosiddetto spazio K. I metodi NMR Imaging
sono organizzati in modo tale che si
acquisisce la informazione nello spazio K e
limmagine è ricostruita semplicemente attraverso
la trasformata di Fourier (2D) del segnale spazio
K.
Sia la codifica di frequenza che di fase possono
essere descritti attraverso un vettore k
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k-space
Ogni punto rappresenta un FID
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Campionamento spazio K
La trasformata di Fourier è definita su una linea
dello spazio K. La direzione di raccolta dei
punti può essere definita tramite direzioni
ortogonali che permettono di esplorare tutto lo
spazio K (coordinate cartesiane). Limpulso di
gradiente di campo Gy permette di spostarsi a
quote diverse della direzione y dello spazio K,
mentre la successiva applicazione del gradiente
Gx permette di raccogliere i punti K lungo lasse
x ad una data quota y. Ciò richiede che
lesperimento sia ripetuto per differenti valori
di Ky.
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Campionamento spazio K
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Campionamento spazio K
linear phase encoding
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multi slice imaging
Abbiamo visto che il tempo di acquisizione di
unimmagine è uguale al prodotto del valore TR
(tempo di ripetizione) per il numero di passi
relativi alla codifica di fase. se TR 1 sec e
ci fossero 256 attivazioni del gradiente di
codifica di fase tempo totale di imaging
richiesto per produrre unimmagine 4,16
minuti Se volessimo prendere 20 immagini di una
regione di interesse, il tempo di imaging sarebbe
allincirca di 1.5 ore (troppo lungo
!!!!) Osserviamo il diagramma temporale della
sequenza di imaging con un TR di 1 sec
la maggior parte del tempo della sequenza è
inutilizzato
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multi slice imaging
Durante questo tempo inutilizzato si potrebbe
eccitare altri strati nelloggetto
esaminato. lunica limitazione è che
leccitazione utilizzata per una fetta non deve
influenzare un altra fetta ciò può essere
ottenuto applicando una certa intensità del
gradiente di selezione e cambiando la frequenza
RF degli impulsi a 90.
le tre bande di frequenza degli impulsi non si
sovrappongono
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multi slice imaging
ci sono 3 impulsi RF, con picco di frequenza n1,
n2, e n3 , applicati nel periodo TR. Di
conseguenza gli impulsi interesseranno differenti
fette delloggetto esaminato.
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Spin-echo Imaging
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Spin-echo Imaging
Vantaggio della sequenza spin-echo segnale
dipendente dal T2 Poiché alcuni tessuti e
patologie hanno valori simili di T1 ma differenti
valori di T2 è vantaggioso avere una sequenza di
imaging che produca immagini T2-dipendenti.
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Spin-echo Imaging
Un impulso RF a 90o viene applicato insieme con
un gradiente di selezione della fetta.
Passa un periodo di tempo uguale a TE/2 e viene
applicato un impulso a 180o in congiunzione con
il gradiente di selezione della fetta.
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Spin-echo Imaging
Un gradiente di codifica di fase viene applicato
tra gli impulsi a 90 e 180 Esso è variato in
128 o 256 passi
Il gradiente di codifica in frequenza viene
applicato dopo l'impulso a 180 durante il tempo
in cui viene raccolto l'echo.
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Spin-echo Imaging
Un ulteriore gradiente viene applicato tra gli
impulsi a 90 e 180. Questo gradiente di
defasamento agisce lungo la stessa direzione del
gradiente di codifica in frequenza e sfasa gli
spin in modo che tornino in fase al centro
dell'echo. Il gradiente di defasamento e'
applicato per posizionare l'inizio
dell'acquisizione del segnale all'estremità dello
spazio-k L'intera sequenza viene ripetuta ogni
TR secondi fino al completamento di tutti i passi
della codifica di fase.
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Spin-echo Imaging
Immagini acquisite con SEQUENZA SPIN ECHO Per
diversi valori di TE (pesata in T2) o TR
(pesata in T1)
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Spin-echo Imaging
Immagini acquisite con SEQUENZA SPIN ECHO Per
diversi valori di TE (pesate in T2)
TR molto grandi
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Inversion recovery imaging
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Inversion recovery imaging
Per osservare il segnale, dopo limpulso di 90
si applica, con un prescelto ritardo t, un
impulso di 180 per ottenere il segnale di eco
il segnale di eco è utilizzato al posto del FID
per la successiva trattazione matematica
necessaria per produrre limmagine. Pertanto lo
schema generale della sequenza IR è la seguente
INVERSION RECOVERY 180 90 180
Una sequenza IR che utilizzi un 90-FID per la
rivelazione del segnale e' del tutto simile, con
l'eccezione che un 90-FID prende il posto della
componente spin echo della sequenza.
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Inversion recovery Imaging
INVERSION RECOVERY 180 90 180
CONTRASTO IN FUNZIONE DEL TEMPO DI RECUPERO DELLA
MAGNETIZZAZIONE

• Viene applicato un impulso RF a 180o selettivo di
  uno strato insieme con un gradiente di selezione
  dello strato.

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Inversion recovery Imaging
INVERSION RECOVERY 180 90 180

• Trascorso un periodo di tempo uguale a TI, viene
  applicata una sequenza spin-echo.

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Inversion recovery Imaging
INVERSION RECOVERY 180 90 180

• Il resto della sequenza e' equivalente ad una
  sequenza spin-echo. Questa componente spin-echo
  registra la magnetizzazione presente al tempo TI
  dopo il primo impulso a 180.
• Tutti gli impulsi RF vengono applicati insieme ai
  gradienti di selezione degli strati.

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Inversion recovery Imaging
INVERSION RECOVERY 180 90 180

• Tra gli impulsi di 90 e 180 viene applicato un
  gradiente di codifica di fase. Il gradiente di
  codifica di fase viene variato in 128 o 256
  passi.
• Il gradiente di codifica di fase non potrebbe
  essere applicato dopo il primo impulso a 180o
  perche' non c'e' la magnetizzazione trasversale
  per codificare la fase a questo punto.
• Il gradiente di codifica in frequenza viene
  applicato dopo il secondo impulso a 180o durante
  il periodo in cui viene raccolto l'echo.

Il segnale registrato e' l'echo. Il FID dopo
l'impulso a 90o non viene utilizzato. Il
gradiente di defasamento e' applicato tra gli
impulsi a 90o e 180o per posizionare l'inizio
dell'acquisizione del segnale all'estremità dello
spazio-k, come e' stato già descritto nella
sezione sull'imaging con sequenze spin-echo.
L'intera sequenza viene ripetuta ogni TR secondi.
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Inversion recovery Imaging
Immagini acquisite con SEQUENZA Inversion
Recovery Per diversi valori di TR e TI (pesate
in T1)
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Imaging Gradient Echo
Le sequenze di imaging viste fin ora hanno un
grande svantaggio per ottenere il massimo
segnale richiedono tutte che la magnetizzazione
trasversale riacquisti la sua posizione di
equilibrio lungo lasse Z prima che venga
ripetuta la sequenza. Quando il T1 è lungo,
questo può prolungare in modo significativo la
sequenza di imaging. Se la magnetizzazione non
riacquista in modo completo lequilibrio il
segnale è minore di quello che si avrebbe nel
caso del completo recupero. Infatti, come si è
visto nelle sequenze utilizzate per ottenere le
immagini T1-pesate, al diminuire del TR anche il
segnale decresce.
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Imaging Gradient Echo
Se la magnetizzazione viene ruotata di un angolo
q minore di 90 la sua componente Mz riacquisterà
lequilibrio molto più rapidamente, ma ci sarà un
minor segnale dal momento che il segnale è
proporzionale al senq.
Così perdiamo segnale a vantaggio del tempo di
imaging. In alcuni casi, possono essere raccolte
e mediate insieme più immagini per recuperare il
segnale perduto. La sequenza di imaging gradient
echo è lapplicazione di questi principi.
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Imaging Gradient Echo
Abbiamo ampiamente visto che in presenza di un
gradiente di campo magnetico, le componenti di
magnetizzazione defasano. Di conseguenza i FID
decadono più velocemente che in assenza di un
gradiente. Ogni defasamento deve essere
rifocalizzato in un eco. La rifocalizzazione può
essere ottenuta sia da un impulso rf (Hahn
echoes) sia da manipolazioni di gradiente
(gradient echoes).
Nellimaging gradient echo, un segnale di eco si
ottiene senza fare uso dell'impulso di 180, ma
attraverso la manipolazione di gradiente. Cerchia
mo ora di comprendere come ciò sia possibile e i
vantaggi e gli svantaggi che si hanno nell'uso di
tale eco.
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Imaging Gradient Echo
Inviamo al sistema di spin un impulso di 90 e
durante il segnale di FID sia presente un
gradiente di campo magnetico lineare, applicato
per un tempo ?t. A scopo puramente didattico, in
questa prima fase della trattazione, trascuriamo
fenomeni di sfasamento dovuti alla interazione
tra gli spin (campi locali responsabili del T2)
ed alle disomogeneità del campo magnetico statico
Bo, indipendenti dal tempo.
A causa della presenza del gradiente, ha origine
uno sfasamento degli spin
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Imaging Gradient Echo
Fissiamo la nostra attenzione solo su due
isocromatici (stessa frequenza), a e b,
simmetrici rispetto all'isocentro (punto nel
quale il campo vale sempre Bo) di coordinate z
e - z rispettivamente
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Imaging Gradient Echo
Nel tempo ?t (durata dellimpulso di gradiente
negativo) i due isocromatici effettuano una
rotazione data da
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Imaging Gradient Echo
se a questo istante invertiamo il segno del
gradiente, cioè il gradiente passa da -G a G,
applicandolo per un pari intervallo di tempo ?t,
i due isocromatici effettueranno ora una
ulteriore rotazione
pertanto dopo un tempo pari a 2?t l'angolo
spazzato sarà per i due isocromatici
cioè dopo un tempo 2?t i due isocromatici sono di
nuovo in fase, e si avrà il massimo segnale
chiamato "eco di gradiente "
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Imaging Gradient Echo

• Nella sequenza di imaging gradient echo viene
  applicato
• un impulso RF selettivo di strato alloggetto da
  esaminare che produce tipicamente un angolo di
  rotazione fra 10 e 90 (cioè non è più
  necessario usare un 90)
• un gradiente di selezione della fetta
• un gradiente di codifica di fase (variato in 128
  o 256 passi)
• un gradiente defasante di codifica in frequenza
  viene applicato simultaneamente al gradiente di
  codifica di fase. Questo gradiente è di segno
  negativo.
• Un echo è prodotto quando si attiva il gradiente
  di codifica di frequenza perché questo gradiente
  recupera la perdita di fase avvenuta a causa del
  gradiente defasante.
• Un periodo chiamato tempo di echo (TE) è definito
  come il tempo intercorrente fra linizio
  dellimpulso RF ed il massimo nel segnale.
• La sequenza viene ripetuta ogni TR secondi. Il
  periodo TR è dellordine delle decine di
  millisecondi.

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Imaging Gradient Echo
In questo modo non facendo uso dell'impulso di
180 è possibile avere TE molto più corti con un
aumento del rapporto segnale rumore. Inoltre
necessitando meno potenza RF, il sistema di
amplificatori RF può lavorare con TR molto corti,
permettendo l'uso delle sequenze veloci.
Il flip-angle può essere ottimizzato per il
massimo rapporto segale-rumore, fissato il
TR. Tipicamente i flip-angles sono dellordine
di 15. Lintensità del FID dopo questo impulso
corrisponde al 25 (sen15) dellintensità dopo
limpulso a 90. Tuttavia, più del 96 (cos 15)
della magnetizzazione longitudinale (Mz) è
preservata per permettere i passi veloci di
ripetizione.
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Imaging Gradient Echo
Immagini acquisite con ECO di GRADIENTE
(GE) per diversi valori di TR e ?
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Imaging Gradient Echo
GRADIENT ECHO CONSIDERAZIONI
Nella trattazione precedente abbiamo trascurato
gli sfasamenti dovuti alla interazione tra gli
spin ed alle disomogeneità del campo magnetico
statico Bo. Questi sfasamenti sono sempre
presenti e contribuiscono al decadimento del
segnale. In particolare è importante rilevare che
il procedimento che porta alla formazione del
segnale di eco di gradiente, non annulla lo
sfasamento degli spin generato dalle
disomogeneità del campo Bo, come invece accadeva
nel caso della sequenza SE con impulso di
180. Pertanto i segnali saranno molto più
dipendenti da tali disomogeneità, comprese quelle
locali che esistono nelle discontinuità tessutali
dovute alle variazioni di suscettività magnetica.
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CONTRASTO

• Affinché siano visibili una patologia o un
  qualsiasi tessuto di interesse in unimmagine di
  risonanza magnetica è necessario che ci sia
  contrasto ovvero una differenza nellintensità di
  segnale tra esso ed i tessuti adiacenti.
• Lintensità del segnale, S, è determinata
  dallequazione del segnale per la specifica
  sequenza utilizzata. Alcune delle variabili
  intrinseche sono
• Il tempo di rilassamento spin-reticolo, T1
• Il tempo di rilassamento spin-spin, T2
• La densità degli spin,
• Il T2

• Le variabili strumentali sono
• Il tempo di ripetizione, TR
• Il tempo di echo, TE
• Il tempo di inversione, TI
• Langolo di rotazione, ?
• Il T2

T2 compare in entrambe le liste perche' contiene
una componente dipendente dall'omogeneita' del
campo magnetico ed una dipendente dai movimenti
molecolari.
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CONTRASTO
Le equazioni del segnale per le sequenze di
impulsi presentate fin ora sono
In ognuna di queste equazioni, S rappresenta
l'ampiezza del segnale nello spettro del dominio
della frequenza. La quantita' k e' una costante
di proporzionalita' che dipende dalla
sensibilita' del circuito di rivelazione del
segnale. I valori di T1, T2 e r sono specifici
per un tessuto o una patologia.
Spin-Echo
Inversion-Recovery (180-90)
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CONTRASTO
Inversion-Recovery (180-90-180)
Gradient Echo
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CONTRASTO
La seguente tabella elenca il range dei valori di
T1, T2, e r a 1.5 Tesla per tessuti riconoscibili
in unimmagine di risonanza magnetica della testa
umana.
Tissue T1 (s) T2 (ms) r
CSF 0.8 - 20 110 - 2000 70-230
Materia bianca 0.76 - 1.08 61-100 70-90
Materia grigia 1.09 - 2.15 61 - 109 85 - 125
Meningi 0.5 - 2.2 50 - 165 5 - 44
Muscolo 0.95 - 1.82 20 - 67 45 - 90
Grasso 0.2 - 0.75 53 - 94 50 - 100
Il tessuto cerebrale è composto di materia grigia
e di materia bianca la prima comprende i centri
funzionali del sistema nervoso centrale, mentre
nelle regioni della materia bianca sono presenti
fasci di fibre che connettono tali centri. CSF
cerebrospinal fluid
Reference L.M. Fletcher, J.B. Barsotti, J.P.
Hornak "A Multispectral Analysis of Brain
Tissues Magn. Reson. Med. 29623 (1993).
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CONTRASTO
Il contrasto, C, tra due tessuti A e B sara'
uguale alla differenza fra il segnale per il
tessuto A, SA, e quello per il tessuto B, SB. C
SA - SB SA e SB sono determinati dalle equazioni
del segnale date sopra. Per ogni coppia di
tessuti ci sara' un insieme di parametri che
producono un contrasto massimo. Ad esempio, in
una sequenza spin-echo il contrasto fra due
tessuti in funzione del TR e' rappresentato
graficamente nella curva riportata.
La curva del contrasto per i tessuti A e B in
funzione del TE è rappresentata nella curva
riportata.
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CONTRASTO
Si adotta una nomenclatura per esprimere il
meccanismo di contrasto predominante in
un'immagine. Le immagini il cui contrasto e'
causato prevalentemente dalle differenze dei T1
dei tessuti, sono chiamate immagini
T1-pesate. Similmente per il T2 e per r, le
immagini sono chiamate T2-pesate e DP-pesate
(pesate in densita' protonica). La seguente
tabella contiene l'insieme delle condizioni
necessarie per ottenere immagini pesate.
Pesatura TR TE
T1 lt T1 lt lt T2
T2 gt gt T1 gt T2
r gt gt T1 lt lt T2
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CONTRASTO
Immagini spin-echo
Vediamo come la scelta dei parametri strumentali
TR, TE, TI e q ha effetto sul contrasto tra i
vari tessuti del cervello. Le immagini
spin-echo sono reali immagini di risonanza
magnetica del cervello umano.
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CONTRASTO
Immagini inversion-recovery (180-90)
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CONTRASTO
Immagini gradien echo (TE 5ms)