Introduzione

Questo tipo di magnetizzazione è il fattore chiave della generazione del segnale di risonanza magnetica (MRI), ma il suo ruolo si estende ben oltre il semplice rilassamento.

Fondamenti di Magnetizzazione in MRI

Spina nucleare e Magnetizzazione netta

I nuclei idrogeno (]1]H) possiedono un momento magnetico a causa della loro rotazione. Quando si colloca in un campo magnetico esterno forte (B]0]]]), questi momenti allineano sia il parallelo (energia inferiore) che l'antiparalle (energia (energia più alta)

Eccitazione e relax

Applicando una radiofrequenza risonante (RF) punte di impulso M lontano dall'asse longitudinale nel piano trasversale. Dopo il polso, si verificano due processi di rilassamento indipendenti:

  • T1 relax[[] (spin–lattice): recupero della magnetizzazione longitudinale tramite trasferimento energetico al reticolo circostante; regola quanto velocemente il segnale può essere ripetuto.
  • T2 relax[] (spin–spin): decadimento della magnetizzazione trasversale a causa di interazioni casuali tra i giri vicini, causando defasing irreversibile.

In pratica, si verifica un ulteriore defasing da inomogeneità del campo magnetico statico – sia macroscopico (stampi imperfetti, confini aria-tessuto) che microscopico (settibilità prevalente all'interno del tessuto). L'effetto combinato è descritto da una costante di tempo più breve, T2*]] (leggi T2-star).

Echo gradiente vs. Spin Echo

Le sequenze di spin echo (SE) dispiegano un impulso di riorientazione di 180° che inverte l'accumulo di fase causato da inomogeneità del campo statico, producendo una busta di segnale che decadifica con T2, non T2*. Sequenze di echo gradiente (GRE) gradienti, invece, omettere il polso di 180°.

T2*-Immagine e suscettibilità

Cos'è la Suscettibilità Magnetica?

La suscettibilità magnetica ([χ[]]) è una proprietà senza dimensione che descrive come un materiale si magnetizza quando si trova in un campo magnetico.

  • Diamagnetic[ (χ < 0): si oppongono in modo debole al campo (ad esempio acqua, calcio, osso).
  • Paramagnetic[ (χ > 0): aumentano in modo debole il campo (ad esempio, gadolinium, deoxyhemoglobin, ferro in ferritina).
  • Ferromagnetic[ (χ ≫ 0): potenziare e rimanere magnetizzati (rara in vivo).
  • Superparamagnetic[[] (χ intermedio): particelle che diventano magnetizzate in un campo ma non mantengono la magnetizzazione dopo la rimozione (ad esempio, nanoparticelle di ossido di ferro utilizzate come agenti di contrasto).

Nelle sequenze GRE ponderate T2*, i giri in queste regioni precedono a frequenze diverse, causando una rapida defatazione e perdita di segnale – il segno distintivo degli effetti di suscecibilità[].

T2* Meccanismi di contrasto

L'intensità del segnale in un'immagine ponderata T2* riflette il tasso di rilassamento trasverso locale. Le forti sostanze paramagnetiche (come l'emosiderina da emorragia cronica) producono perturbazioni di campo di grandi dimensioni, con conseguente perdita di segnale profonda. Questo viene sfruttato nell'imaging clinico per identificare microbleed, sovraccarico di ferro e strutture venose (dove il sangue deossigenato è paramagnetico).

La ponderazione pura di T2* è ottenuta selezionando un lungo tempo eco (TE) in una sequenza di GRE, tipicamente 15–40 ms a 1.5T e 10–30 ms a 3T, a seconda del tessuto mirato.

Imaging (SWI) aventi una certa sensibilità

Un'estensione specializzata del GRE ponderato con T2* è ] l'imaging ponderato (SWI)[], che combina le informazioni di magnitudine e di fase per migliorare il contrasto per le sostanze con diverse suscettibilità.

Effetti di magnetizzazione e di suscettibilità

Distorsioni locali e defacimento

Quando una regione del tessuto contiene una sostanza con suscettibilità diversa dal suo ambiente, il campo magnetico viene perturbato sia all'interno che all'esterno della regione. Questa perturbazione, descritta dalle equazioni di Maxwell, crea gradienti di campo che variano spazialemente.

La magnitudine del campo di compensazione a un punto r è data (al primo ordine) da:

ΔB(r) = (χ(r) – χref[]]]] · B]0]] · f(geometria)

dove χref[] è la suscettibilità del mezzo di riferimento (spesso acqua o parenchima cerebrale), e f(geometria) rappresenta la forma della sorgente di suscettibilità (sfera, cilindro, ecc.). Per i depositi di ferro sferico, la perturbazione del campo si deteriora come 1/r3 dal centro, creando un caratteristico modello dipolo.

Fonti chiave della variazione di suscettibilità in Vivo

  • Iron: Conservato come ferritina e emosiderina nel fegato, milza e nuclei cerebrali profondi (globus pallidus, substantia nigra, nucleo rosso, nucleo dentato). L'accumulo di ferro eccessivo è visto in malattie neurodegenerative (effetto parkinson, Alzheimer, sclerosi multipla*) e in breve
  • Sangue deossigenato[[]: La deossiemoglobina è paramagnetica a causa dei quattro elettroni non verniciati nel suo ferro emelico. Nel sangue venoso, il paramagnetismo crea differenze di fase tra il lumen del vaso e il parenchima, che è la base per l'imaging BOLD (livello ossigeno sangue-dipendente) e per la visualizzazione delle vene cerebrali in SWI.
  • Calcium[[]: Il calcio è diamagnetico. In una sequenza GRE provoca una piccola perdita di segnale, ma il passaggio di fase è opposto a quello delle sostanze paramagnetiche (cioè, il cambiamento di fase positivo rispetto allo sfondo). Questa differenza di polarità viene sfruttata nelle immagini di fase SWI per differenziare lesioni calcificate e e emorragiche.
  • Interfacce di aria-tessuto[[]: La grande differenza di suscettibilità tra l'aria (χ ≈ 0.36×10−6, essenzialmente zero) e il tessuto (χ ≈ –9×10−6) crea gravi gradienti di campo a sinuse, base di cranio e interfacce di parete polmonare-cht.
  • Agenti di contrasto[[]: Gli agenti basati su Gadolinium sono paramagnetici e abbreviano T1 (utilizzati per il potenziamento ponderato T1) ma influiscono anche su T2* causando inomogeneità locali a concentrazioni elevate o in forme di calcio-complesso (ad esempio, macrociclici vs agenti lineari).

Susceptibilità Artifatti in Imaging Clinico

Mentre gli effetti di suscettibilità sono preziosi per la caratterizzazione dei tessuti, causano anche artefatti di immagine che degradano la qualità diagnostica.

  • Acquinamento di linea[: Perdita completa del segnale in regioni di defasing rapido, ad esempio, adiacente a clip chirurgiche, hardware dentale, o o osseo petroso.
  • Distorsione geometrica[[]: Misregistrazione di giri a causa di turni di frequenza, prominente nelle sequenze EPI (diffusione-peso imaging).
  • Blurring e ringing[[[]: Occurs quando la funzione di punto-spread è ampliata da omogeneità del campo, soprattutto con lunghi treni eco.

Le strategie per mitigare questi manufatti includono un miglioramento dello shimming, un TE più breve, una dimensione più piccola del voxel, un'imaging parallelo, e l'uso di inclinazione del angolo di vista o z-shimming. Per una revisione completa delle tecniche di riduzione dell'artefatto, vedere l'articolo su artefatti di ammissibilità in MRI da Hargreaves et al. (Radiographics).

Mapping quantitativo di suscettibilità (QSM)

Il sistema di analisi dei dati di una acquisizione di GRE (CAM) ], che ricostruisce la distribuzione spaziale sottostante della suscettibilità magnetica. Il QSM elimina l'effetto di dipolo non locale e fornisce una misura diretta del contenuto di ferro di tessuto, del contenuto di calcio e di altre specie paramagnetiche/diamagnetiche.

Implicazioni per l'Immagine e la Diagnosi

Rilevamento emorragia (microbleed corebrici)

Il GRE e il SWI ponderati sono le sequenze di scelta per rilevare microbleed cerebrali] (CMB). Queste piccole e croniche emorragie presenti come foci ipointense a causa della deposizione emosiderina.

Disturbi di sovraccarico di ferro

I pazienti con emocromatosi ereditaria, talassemia o trasfusioni di sangue ripetute accumulano il ferro nel fegato, nel cuore e negli organi endocrini. Il tempo di rilassamento T2* nel fegato correla inversamente con la concentrazione di ferro. Liver T2* mappatura П/strong> usando una sequenza di mRE multi-eco permette la quantificazione non invasiva del contenuto di ferro epatalico.

Malattie neurodegenerative

Nella malattia di Parkinson, il ferro aumentato nella substantia nigra pars compacta correla con la gravità del sintomo motore. In sclerosi multipla, lesioni del cerchio di ferro (pagine quantitative del cerchio paramagnetico) indicano le placche croniche e attive con l'infiammazione in corso. La malattia di Alzheimer mostra il ferro elevato nella cartolina dell'ippocampo basale.

Calcificazione vs. Differenziazione Emorragia

Tuttavia, le immagini di fase da SWI o QSM rivelano cambiamenti di fase opposti: le calcificazioni sono diamagnetiche (sposta di fase positiva, cioè frequenza più alta) mentre l'emorragia è paramagnetica (sposta di fase negativa). Questa distinzione è critica per caratterizzare i tumori cerebrali, la metakossi vamatico (e.g. differenziaoma calcica).

Imaging vascolare e BOLD

L'imaging a peso di T2* è la base di MRI funzionale (fMRI)] che utilizza l'effetto BOLD. La deossiemoglobina nei letti capillari agisce come agente di contrasto endogeno. Durante l'attivazione neuronale, il flusso sanguigno aumenta, diluindo la deossiemoglobina, che riduce la defasazione paramagnetica e aumenta il segnale di fondo T2.

Oltre al cervello, le sequenze ponderate T2* sono impiegate nel cuore per rilevare il ferro miocardico, nel fegato per la valutazione delle malattie epatiche grasse (tramite la correzione T2* per la separazione acqua-grasso IDEAL), e nell'imaging muscoloscheletale per rilevare l'emosiderina nell'artropatia emofila o nella sinovite villonodulare pigmentata (PVNS).

Considerazioni pratiche per i tecnici e i radiologi

Ottimizzazione della sequenza

Per ottenere immagini diagnostiche ponderate con T2*, i seguenti parametri dovrebbero essere adattati alla domanda clinica e alla resistenza del campo:

  • Tempo eco (TE)[: Per SWI, utilizzare TE lungo per massimizzare il contrasto di suscettibilità ma evitare la perdita eccessiva del segnale (tepical TE a 1.5T: 40 ms; a 3T: 20–25 ms; a 7T: 10–15 ms).
  • Risoluzione[]: Utilizzare voxels isotropici (ad esempio, 0,5–1 mm3) per SWI per risolvere piccoli vasi e microbleed; i voxels più grandi aumentano gli effetti parziali del volume e riducono il contrasto.
  • L'angolo di scorrimento[: Un piccolo angolo di flip (15–25°) riduce la ponderazione T1 e massimizza il contrasto T2*; un angolo di flip più grande (≥30°) aggiunge la ponderazione T1, che può essere auspicabile per applicazioni specifiche.
  • Indennizzo rapido[]: Applicare il momento pendente che annulla nella fetta e leggi le indicazioni per sopprimere i manufatti di flusso pulsati dalle arterie e dalle vene.
  • Imaging di Parallel[[]: Utilizzare i fattori di accelerazione di 2-3 per accorciare il tempo di scansione e ridurre la sfocatura relativa alla suscettibilità; l'accelerazione più alta può causare rumore di g-factor.
  • Shimming[: Il shimming attivo (in particolare il secondo ordine) è fondamentale a 3T e sopra per minimizzare le interfacce macroscopiche B0], specialmente nelle interfacce air-tissue.

Mitigazione dell'arte nella pratica clinica

Quando i manufatti di suscettibilità degradano la qualità dell'immagine, consideri le seguenti regolazioni:

  • Ridurre TE a diminuire il tempo di defasing (a costo del contrasto T2*).
  • Aumentare la larghezza di banda del ricevitore e/o abbreviare la lunghezza del treno eco per le sequenze basate su EPI (ad esempio, DWI).
  • Utilizzare un GRE monoshot o multi-shot con le letture di k-spazio segmentate per ridurre la distorsione.
  • Applicare la correzione della distorsione basata sulla mappa del campo in post-elaborazione (disponibile sulla maggior parte degli scanner moderni).
  • Per i pazienti con impianti metallici, utilizzare le tecniche di inclinazione del viso-angolo o SEMAC (codifica del prodotto per la correzione del metallo), queste sono disponibili come sequenze proprietarie (ad esempio, MAVRIC, WARP).

In sintesi, una comprensione approfondita del gioco tra magnetizzazione e effetti di suscettibilità consente al team MRI di acquisire immagini ponderate T2* di alta qualità che massimizzano la resa diagnostica, riducendo al minimo le insidie legate all'artefatto.

Conclusioni

Il ruolo della magnetizzazione nell'imaging ponderato T2* è fondamentale e di vasta portata. Dall'allineamento iniziale di idrogeno gira nel campo magnetico al rapido defasing causato da ferro paramagnetico e sangue deossigenato, ogni passo dell'evoluzione del segnale è governato dalle proprietà magnetiche della ricostruzione del tessuto.