Medical Technologies for Clinical Neuroscience

Diagnostica per immagini

Tecniche che permettono di esplorare dall’esterno le strutture corporee attraverso la formazione di immagini. Immagine su scale di grigi. Alla base abbiamo una sorgente di raggi X che attraversa il corpo; i raggi X vengono attenuati e poi rilevati per produrre l’immagine finale. Attenuazione proporzionale alla densità elettronica dei tessuti, concentrazione di elettroni nei diversi tessuti.

Tecniche

Queste tecniche si basano su principi differenti.

Origine delle immagini

Differenza per l’origine delle immagini e la geometria.

Geometria

Immagini planari: proiezioni di strutture corporee volumetriche. Immagini tomografiche: costruite a strati.

Radiazioni utilizzate

Tecniche basate su raggi X utilizzano radiazioni ionizzanti, nocive per la salute perché possono interferire con il DNA delle cellule. Tecniche basate su radiazioni non ionizzanti: ecografia e RM.

TC

Elaboratore di dati che converte l’immagine analogica in digitale: computerizzata. Radiografia tradizionale e TC si basano sui raggi X ma l’immagine tradizionale è un’immagine di tipo analogico in cui si ha una fotografia, una reazione chimica con cristalli di sali d’argento. Nella TC, la radiazione EM attraversa il paziente, viene attenuata e poi captata dai detettori. Abbiamo il segnale elettrico elaborato con algoritmi basati su trasformate di Fourier. È necessario radiografare la sezione d’interesse da più angoli.

Abbiamo più proiezioni che vengono ricavate da più angoli e che vengono messe insieme. Solo così possiamo arrivare ad una ricostruzione 3D. Ci basiamo sul teorema di Radon. Sorgente di raggi X attraversano il corpo da esaminare e i detettori. È necessario che il sistema ruoti rispetto al corpo da esaminare per avere informazioni da più angoli.

Immaginiamo di voler ricostruire tramite TC l’immagine di un oggetto costituito da 4 palline. Ci posizioniamo in diversi punti di vista: 1, 2, 3 e 4. Vedremo solo alcune proiezioni delle palline ma non altre, perché saranno coperte. Nessuna proiezione da sola è sufficiente a ricostruire questo oggetto 3D.

Ricostruzione immagine

Le proiezioni sono matrici di numeri che rappresentano l’attenuazione. Misuriamo attenuazione diversa per ogni colonna di voxel attraversata.

Voxel

Strato acquisito con TC diviso in voxel, elementi base dell’immagine. La dimensione determina la risoluzione spaziale dell’immagine che viene ricostruita. Se il voxel è piccolo abbiamo contorni più definiti, se il voxel è più grande possiamo avere contorni meno definiti e un artefatto da volume parziale, perché all’interno di un voxel possono essere compresi diversi tessuti con densità differenti. Quello che viene rappresentato è un valore medio della densità che non corrisponde né al primo né al secondo tessuto. Valore di densità convertito secondo una scala di grigi. Non abbiamo più il piano assiale (TAC) ma la possibilità di ricostruire le immagini anche su piano coronale e sagittale.

Componenti hardware

Da cosa è costituito un tomografo? Gantry che comprende il tubo radiogeno, il lettino e i detettori.

Tubo radiogeno

Fascio di raggi X collimato da un collimatore e conformato a ventaglio per coprire un’area più vasta. I tomografi moderni derivano da quelli di 3^° generazione e acquisiscono a spirale. Con la TC abbiamo un’acquisizione ma due modi differenti per vedere l’immagine risultante. Sul PC dedicato alla refertazione c’è un programma apposito per visualizzare le immagini e impostare i parametri di luminosità e contrasto ottimali per visualizzare l’osso o il tessuto cerebrale: due finestre diverse.

RM

La RM si basa sul protone, sull’atomo di H contenuto nell’acqua dei tessuti in grande quantità. Si basa sul protone perché è dotato di una carica positiva in movimento, quindi corrente elettrica che genera un campo magnetico. Protone considerato un piccolo dipolo magnetico.

Cosa succede nel corpo? Immaginiamo di essere in condizioni normali, fuori dalla RM. Isoliamo un volume del nostro tessuto, all’interno avremo un certo numero di protoni con un vettore magnetizzazione diretto in maniera casuale. Ci andiamo a chiedere se il tessuto è magnetizzato, andiamo a calcolare la magnetizzazione risultante, quindi facciamo la somma vettoriale e possiamo dire che la risposta è no, il tessuto non è magnetizzato perché i contributi lungo le diverse direzioni si elidono. Sommatoria = 0.

Nel momento in cui entriamo in RM siamo sottoposti a un campo magnetico statico B0 diretto lungo l’asse z del tomografo. Campo magnetico statico: campo magnetico proprio dell’apparecchiatura (es. 3T). Cosa succede ai protoni? Si vanno ad allineare alla direzione del campo magnetico. Paralleli e antiparalleli, due stati che corrispondono a due diversi livelli energetici. Quello più probabile è quello a minor energia quindi quello parallelo. Tutto questo per dire che quando andiamo questa volta a calcolare la magnetizzazione risultante, dovremo tenere conto di tutti i protoni che sono allineati in maniera parallela e di tutti quelli allineati in maniera antiparallela. In questo caso avremo comunque un valore diverso da 0, una magnetizzazione con una certa intensità che chiameremo Mz perché diretta lungo l’asse z.

Il nucleo, in presenza di campo magnetico, inizia il moto di precessione attorno alla direzione del campo magnetico con una frequenza data dall’equazione di Larmor: proporzionale all’intensità del campo magnetico. Dopodiché dobbiamo indurre risonanza nei protoni: la risonanza si verifica quando un sistema è dotato di una propria frequenza di oscillazione e viene eccitato con un’energia a pari frequenza. Forniamo ai protoni energia in radiofrequenza conoscendo, dato il campo magnetico e le caratteristiche del protone, la sua frequenza. Gamma è il rapporto giromagnetico (valore preciso).

Campo magnetico

Immaginiamo il tomografo a RM come una grossa calamita. All’interno abbiamo delle spire di materiale superconduttivo. Proprietà di un superconduttore: è un materiale che ha una resistenza nulla quando viene tenuto a una temperatura prossima allo zero assoluto. Abbiamo la bobina, la immergiamo in He liquido, la manteniamo ad una temperatura di 0 K, in questo modo facciamo circolare corrente che genera il campo magnetico e questa corrente non viene dissipata finché vengono mantenute queste condizioni. Vuol dire che una volta che la macchina è messa su, viene installata la RM, viene messo su il campo magnetico, finché la macchina funziona correttamente, finché c’è il corretto livello di He che mantiene la temperatura, la corrente continua a fluire e continua a generare il campo magnetico statico B0. Anche se non c’è un esame in corso il campo magnetico è presente.

L’evoluzione tecnologica della RM va verso un aumento del campo magnetico per avere un guadagno in termini di SNR. All’aumentare del campo magnetico aumenta il rapporto SN. C’è un limite: l’esame non è nocivo ma comunque il corpo si magnetizza. Regolamentazione rigida. Tomografi a 1.5T standard. Qualche tomografo a 3T. Apparecchiature a 7T e a 10T (solo su animali) ma per sperimentazione.

Radiofrequenza

La RF ha un intervallo compreso tra i 100 kHz e i 300 MHz.

Stanza RM

Stanza di controllo, stanza tecnica e stanza del tomografo. Tutto quello presente è risonanza-compatibile. Linee di campo: linee immaginarie lungo cui il campo magnetico ha la stessa intensità. Man mano che ci allontaniamo dal tomografo l’intensità di campo diminuisce. Fuori il campo magnetico è schermato grazie a una gabbia di Faraday. Quando devo spegnere la RM devo far evaporare l’He, impongo il Quench. He riscaldato, fuoriesce, la corrente si dissipa e il campo magnetico si spegne.

Artefatti

Paziente anziano con una scheggia vicino all’occhio che non sapeva di avere. Prima sequenza utilizzata è una sequenza localizer, sequenza rapida che dura 7-15 sec. Apparecchio dentale: fisso può fare risonanza. Si può andare avanti perché magari la zona d’interesse clinico è più lontana dalla bocca. Per la ricerca non si possono accettare. Trucco: immagine di fMRI, immagine non bellissima già di per sé. Artefatto in prossimità degli occhi a causa dell’ombretto.

Limiti SAR

C’è un limite all’energia che possiamo fornire al corpo. Dobbiamo definire il SAR: tasso di assorbimento specifico. Parliamo di energia in RF media che può essere dissipata nei tessuti per unità di massa e di tempo. Limite che viene calcolato dalla macchina e che va a forzare alcuni parametri. SAR che dipende dalla frequenza di risonanza, dal tipo di frequenza di acquisizione, dalla geometria, ecc. La macchina calcola il SAR e va a limitare i parametri che possiamo utilizzare nella sequenza, decide un certo range di parametri che possiamo andare a impostare a parità di sequenza. Dipende anche dal peso del paziente: impostando il peso, la macchina calcola per quella massa l’energia che può essere dissipata, quindi fornisce il SAR limite e i parametri che possono essere variati nelle diverse sequenze.

Sequenze di imaging

La dipendenza è fondamentalmente da due parametri: tempo di ripetizione (tempo tra un impulso e quello successivo) e il tempo di echo (tempo tra un’eccitazione e il tempo con cui raccolgo il segnale). La tecnologia va verso un aumento di risoluzione spaziale e una riduzione dei tempi di acquisizione. Una stessa fetta assiale in diverse pesature. La TC aveva la possibilità di arrivare a una tipologia di immagine che potevamo visualizzare in due modi con le due finestre. La RM, oltre ad essere multiplanare, è anche multiparametrica. Possiamo impostare diverse sequenze per ottenere informazioni diverse. T1 e T2 sono i tempi di rilassamento, densità protonica in cui la differenza tra i tessuti è data dalla sola concentrazione dell’acqua, si può iniettare un mezzo di contrasto e acquisire l’immagine dopo il mezzo. Scegliamo la dimensione del pixel sul piano e lo spessore della fetta.

Quando si fa soprattutto analisi per ricerca si può decidere di considerare le metodiche insieme e quindi si applicano algoritmi di coregistrazione.

Diffusione e tensore di diffusione

Lo studio dei processi diffusivi aiuta ad avere informazioni sulla microstruttura dei tessuti. Stiamo andando in un ordine di risoluzione temporale che va oltre quella dell’imaging convenzionale. Se pensiamo al moto delle molecole d’acqua in un fluido definiamo questo come moto Browniano: moto casuale dovuto all’agitazione termica.

Diffusione isotropica: quando la diffusione è uguale in tutte le direzioni, non esiste una direzione preferenziale. I puntini viola rappresentano le molecole d’acqua. Immaginiamo di studiare la diffusione di molecole d’acqua su un piano in assenza di barriere; dopo un certo tempo le molecole avranno questa disposizione, saranno distribuite più o meno in un cerchio. Caratterizziamo il processo diffusivo mediante un coefficiente. Gli spostamenti molecolari sono distribuiti secondo una gaussiana e possiamo arrivare a dire che lo spostamento quadratico medio è proporzionale al tempo in cui osserviamo il fenomeno. Il coefficiente di proporzionalità è detto coefficiente di diffusione D.

Come facciamo a rendere una sequenza di RM sensibile alla diffusione? Partiamo da una sequenza Spin-Echo SE in cui abbiamo due impulsi: uno a 90° e uno a 180° che inverte le fasi a metà del tempo di echo TE. Dopo un certo tempo andiamo a raccogliere il segnale echo, tutto questo periodo è indicato dal TE e a metà di questo periodo andiamo ad imporre un impulso a 180°. Partiamo da questa sequenza e andiamo ad aggiungere dei gradienti di campo magnetico B. Un gradiente è qualcosa che vale una variabile e può variare nel tempo e nello spazio. Parliamo di gradienti di campo magnetico: campi magnetici che variano lungo la direzione.

Figura sotto: cilindro che rappresenta lo scanner, il tomografo a RM, z è l’asse del cilindro. Immaginiamo di imporre un gradiente di campo magnetico, quindi applichiamo per esempio lungo x un campo magnetico che varia dall’alto verso il basso, in particolare l’intensità è indicata dalle frecce che crescono dall’alto verso il basso lungo x. Un protone immerso in un campo magnetico statico ha una frequenza di precessione con una frequenza proporzionale al campo magnetico (eq. Di Larmor). Cosa succede se aggiungiamo il gradiente di campo magnetico? Per effetto del campo magnetico, i protoni che si trovano in corrispondenza del campo magnetico meno intenso avranno una velocità di precessione più bassa, saranno più lenti. Man mano che procedo lungo l’asse, i protoni avranno una velocità di precessione più elevata per effetto di questo gradiente di campo magnetico.

Vediamo come andiamo a modificare la sequenza SE per renderla sensibile alla diffusione: sequenza di Stejskal – Tanner. Immaginiamo di avere una situazione in cui non è applicato nessun gradiente. Inizialmente non abbiamo nessun gradiente, l’intensità del campo magnetico è costante, quindi tutti i protoni sono in fase, hanno la stessa velocità di precessione. Applichiamo un primo gradiente: da sinistra a destra il campo magnetico cresce. Si ha un defasamento: i protoni che si trovano più a sinistra sono più lenti mentre quelli che si trovano verso destra avranno una velocità di precessione maggiore.

Immaginiamo poi di far cessare questo gradiente e di indurne un altro uguale e opposto: con la stessa intensità ma segno opposto. Andiamo in questo modo a rifasare gli spin, perché questa volta i protoni a sinistra sperimentano un campo magnetico più elevato e quelli a destra sperimentano un campo magnetico meno intenso quindi saranno più lenti. Se ragioniamo lungo una direzione e ragioniamo sui protoni posti in punti diversi lungo questa direzione, il primo gradiente causa un defasamento, il secondo gradiente causa il rifasamento.

Rappresentiamo questo insieme alla sequenza SE, dove abbiamo un impulso in RF a 90° e uno a 180°. L’impulso a 180° inverte le fasi, motivo per cui questa volta il gradiente è rappresentato sopra come positivo ma il concetto è sempre quello che il secondo gradiente fornisce un effetto uguale e opposto al precedente. Il gradiente ha un’intensità G, una durata ∂ e chiamiamo Δ l’intervallo di tempo tra i due fronti di salita dei due gradienti. Le frecce verdi rappresentano l’intensità del campo magnetico che varia lungo la direzione. Se il secondo gradiente trova i protoni esattamente dov’erano quando è stato applicato il primo, l’effetto è uguale e opposto quindi abbiamo un rifasamento. Tutti i protoni sono in fase e quindi concorrono nella determinazione del segnale, cioè dell’echo.

Questo in linea teorica: naturalmente, se consideriamo il moto diffusivo delle molecole d’acqua, i protoni si spostano. Per cui, quando andiamo ad applicare il secondo gradiente, idealmente vorremmo avere un effetto uguale e opposto ma il gradiente cambia con la posizione e se i protoni si sono spostati il secondo gradiente non troverà gli stessi protoni di prima. Quindi, in questo caso non si ha il rifasamento e quindi il segnale sarà un po’ più basso. Se c’è diffusione i protoni non sono tutti in fase e il segnale si abbassa.

Abbiamo bisogno di gradienti di campo magnetico per studiare il processo diffusivo e la pesatura in diffusione si misura come una caduta di segnale, viene visualizzata come una caduta di segnale. Formula che regola la caduta di segnale: S. Caduta esponenziale dove S0 è il segnale in assenza di gradiente di diffusione per l’esponenziale dove D è il coefficiente di diffusione e b è una costante, un fattore che dobbiamo andare ad impostare sulla macchina. Quando impostiamo una sequenza di diffusione, tra i vari parametri inseriamo il fattore b che dipende dal gradiente.

La caduta è tanto maggiore quanto più b è grande: quanto più è intenso il gradiente di campo magnetico, tanto più è lunga la sua durata, quanto più sono distanti i due gradienti cioè quanto più tempo lasciamo alle molecole per diffondere tra l’applicazione del primo e del secondo gradiente. A seconda di questo fattore b otteniamo una minore o maggiore pesatura in diffusione.

Interpretazione immagine: pensiamo alla diffusione come caduta di segnale, ci viene in mente che la diffusione sarà maggiore negli spazi dove c’è del fluido. Andiamo a guardare i ventricoli che sono le zone più scure nell’immagine a destra. Queste sono le zone dove abbiamo il fluido cerebro-spinale. Aumentando il valore di b, queste zone appaiono più ipointense. Caduta di segnale tanto più marcata quanto maggiore è il valore di b.

Tradotto in un grafico: al variare di b andiamo a studiare il logaritmo della caduta di segnale log(S/S0). Logaritmo dell’equazione precedente → -b(ADC). Adesso il coefficiente D lo chiamiamo ADC, coefficiente di diffusione apparente. Questo per dire che esiste una relazione lineare tra il fattore b e il logaritmo della caduta di segnale. Vediamo due curve differenti perché l’ADC è caratteristico del tessuto: una curva per il fluido cerebro-spinale e una curva per la sostanza grigia. Se pensiamo all’equazione della retta, ADC è il coefficiente angolare, quindi la pendenza della retta, che sarà minore nel caso della sostanza grigia e maggiore nel caso del fluido cerebro-spinale.