Diagnostica per immagini

Definizione - Tecniche che permettono di esplorare “dall‟ esterno” le strutture corporee attraverso

la formazioni di immagini

Le tecniche principali nel campo della diagnostica per immagini sono:

-Radiologia (Raggi X) -Ecografia (Ultrasuoni) -TC (Raggi X) -Medicina Nucleare (Raggi γ; es. PET)

-Risonanza Magnetica (Campo Magnetico)

Radiazioni X

Sono onde elettromagnetiche di lunghezza compresa tra 0,1 e 0,3 Å .A questa frequenza le radiazioni

sono molto penetranti dando origine a ionizzazione ed eccitazione a carico della materia. Nel loro

“cammino” perdono energia in maniera direttamente proporzionale al quadrato della distanza.

Esame radiografico diretto: si sottopone direttamente il soggetto ai raggi X sfruttando la differente

densità protonica dei diversi tessuti irradiati

Contrastografie artificiali: quindi con ricorso a mezzi di contrasto

- contrastografie opache (Ba, I): l’MDC opaco aumenta la densità del tessuto irradiato(quindi l’immagine

risulterà più chiara)

- contrastografie trasparenti (aria,CO2): l’MDC trasparente diminuisce la densità del tessuto

irradiato(l’iimagine risulterà più scura)

- contrastografie miste

Radiologia tradizionale

L’apparecchiatura radiologica è costituita da un gruppo di componenti per l’emissione della radiazione

•Alimentatore •Tubo Radiogeno

e una serie di componenti per la lettura della radiazione

•Griglia •Cassetta portapellicola •Pellicola radiografica

Il Tubo Radiogeno (Esistono tubi specifici per applicazioni particolari)

Il tubo radiogeno è un’ampolla di vetro a vuoto spinto con due elettrodi, uno positivo (anodo) ed uno

negativo (catodo):

•Il catodo è costituito da un filamento di Tungsteno (materiale ad alto Z)

•L’anodo è costituito da un metallo pesante come ad esempio Tungsteno e Renio.

Gli elettroni, generati ed accelerati dal passaggio di corrente, colpiscono l’anodo con elevata velocità

convertendo la loro energia cinetica in radiazioni di frenamento (Brehmsstrahlung) e radiazioni caratteristiche. I fotoni così generati, però, possono andare incontro ad interazioni con e- generando i

famosi effetti compton e fotoelettrico.

Effetto Fotoelettrico: Accade quando un fotone, di energia medio-bassa, interagisce con un elettrone

delle orbite più interne (in genere dello strato K) cedendo tutta la sua energia. Il fotone scompare e

l'elettrone acquista energia cinetica pari alla differenza dell'energia del fotone incidente [Efi] con

quella di legame dell'elettrone

Effetto Compton: Chiamato anche scattering incoerente, accade quando un fotone (primariamente di

media energia) interagisce con un elettrone libero o degli orbitali più esterni (debolmente legato al

nucleo) cedendo parte della sua energia. Come risultato si ha l'emissione di un elettrone con una sua

energia cinetica [Ec] e di un fotone gamma secondario (gamma Compton) di energia [EfC] che si propaga

in direzione diversa rispetto a quella del gamma originario secondo un angolo di scatter che dipende

dall'energia ceduta all'elettrone. L'effetto Compton ha importanti risvolti in medicina nucleare e in

radiologia perché, tra l'altro, è causa di degradazione della qualità dell'immagine.

Effetto fotoelettrico:

Effetto Compton:

Poiché l’elettrone che si distacca in seguito all’effetto Compton (anche definito radiazione diffusa) ha

una direzione casuale, e quindi quasi sicuramente diversa da quella del fotone di origine, i moderni

apparecchi radiografici sono dotati di griglie per intrappolare tali radiazioni diffuse.

La formazione dell‟immagine radiologica

Le radiazioni che emergono dal tubo, opportunamente filtrate, attraversano la materia

e raggiungono la pellicola. La sorgente delle radiazioni è considerata puntiforme e le

radiazioni allontanandosi da questa divergono allargandosi. Di conseguenza, maggiore

sarà la distanza fuoco-oggetto, minore sarà l’ingrandimento.

DISTANZA FOCALE: è la distanza che separa il fuoco del tubo radiogeno dalla

pellicola radiografica

NB. la “convenzione radiografica” è quella di visualizzare le immagini “dai piedi” del paziente come se fosse steso di fronte a noi, quindi la sinistra sulla lastra sarà la destra del

paziente e viceversa.

Svantaggi

•Sovrapposizione delle strutture specialmente se di densità simile (differenza di densità necessaria

per distinguere due strutture: 5%)

PARAMETRI PER ESECUZIONE DI RADIOGRAFIE

- Per incrementare l'energia del fascio di raggi X, si deve aumentare l'energia cinetica degli elettroni

che colpiscono l'anodo. Pertanto, si deve aumentare la differenza di potenziale (KV) tra anodo e catodo

- Per incrementare il numero di raggi X , si deve aumentare il numero degli elettroni che colpiscono

l'anodo. Pertanto, si deve aumentare l' intensità della corrente (mA) che attraversa il catodo e/o la

durata dell' emissione dei raggi (s).

Radiografia vs. Radioscopia

RADIOGRAFIA: Immagine diagnostica ottenuta interponendo la struttura da esaminare tra un tubo

radiogeno e un materiale sensibile alle radiazioni. Le radiazioni emessa dal tubo vengono attenuate dal

corpo in esame in maniera proporzionale alla densità delle strutture che attraversano prima di

raggiungere la pellicola. Le radiazioni che raggiungono la pellicola formano l’immagine latente.

Dopo lo "sviluppo", le aree della pellicola corrispondenti alle parti del corpo che frenano maggiormente i

raggi X appaiono chiare; viceversa, le aree della pellicola corrispondenti alle parti del corpo che meno

frenano i raggi X appariranno scure.

L’attenuazione del fascio di raggi X, quindi, dipende da:

-spessore del tessuto (maggiore è lo spessore, maggiore è l’attenuazione)

-densità del tessuto (tessuti più densi attenuano maggiormente)

IMMAGINE RADIOGRAFICA

Si forma per la presenza di strutture di diversa densità e spessore nei corpi attraversati dai raggi X.

I corpi radiopachi hanno un maggiore potere di attenuazione dei raggi X -- immagine bianca

I corpi radiotrasparenti hanno un minore potere di attenuazione dei raggi X -- immagine scura

Si intuisce che i concetti di radiopacità e radiotrasparenza sono concetti relativi: cioè, si definisce una

immagine radiopaca/radiotrasprarente in relazione a qualcosa, e non in assoluto.

POSIZIONE: indicazione del modo in cui il paziente è posto in rapporto allo spazio circostante

PROIEZIONE: indicazione del percorso dei raggi X attraverso il corpo del paziente

RADIOSCOPIA: Immagine diagnostica ottenuta in tempo reale interponendo la struttura da esaminare

tra un tubo radiogeno e uno schermo fluorescente (colore bianco). Il principio su cui si basa è che il

corpo attenua in maniera variabile il fascio di raggi X generando sullo schermo immagini di intensità

diverse.

Il corpo attenuando il fascio di raggi X limita la luminosità dello schermo fluorescente nella sua

area di proiezione. Nella radioscopia le aree dello schermo fluorescente corrispondenti alle parti del

corpo che frenano maggiormente i raggi X appaiono scure

NB. quindi la radioscopia genera immagini che sono l„opposto di quelle di ragiografia:

-RADIOGRAFIA: zone più dense generano immagini più bianche

-RADIOSCOPIA: zone più dense generano immagini più scure

Radiologia Digitale

L’immagine radiologica viene digitalizzata ed archiviata in

un elaboratore elettronico

Vantaggi:

• Riduzione dei costi di esecuzione

• Compensazione dell’esposizione

• Elaborazione (luminosità e contrasto) Svantaggi:

• Archiviazione • Elevati costi di installazione e di manutenzione

Picture Acquiring Communication Systems (PACS): rete di comunicazione tra dipartimenti per la

diffusione delle immagini.

TOMOGRAFIA (ad emissione; a trasmissione)

Tomografia computerizzata: E’ una tecnica non invasiva che fornisce una serie di immagini assiali del

corpo distinguendo i vari organi e tessuti in base alla loro DENSITÀ grazie ad un fascio di radiazioni X

che attraversa il corpo da differenti punti di vista. Viene rappresentata una sottile sezione

trasversale del corpo ottenuta mediante la rotazione attorno ad esso di un fascio di raggi x.

Le radiazioni trasmesse vengono misurate da un sistema di rilevazione (detettori) ad ogni grado di

rotazione in modo da ottenere una serie di profili di attenuazione di raggi x del soggetto esaminato a

differenti angoli.

Vantaggi

• fascio collimato: un segnale quasi privo di radiazioni diffuse.

• elevata sensibilità di contrasto: differenza di densità dello 0.5%

L’ apparecchiatura è costituita da:

•Un “Gantry” che contiene la sorgente delle radiazioni (tubo radiogeno) ed il sistema di rilevazione

•Un computer che analizza i dati e ricostruisce le immagini

•Un sistema di visualizzazione

I detettori si trovano in posizione contrapposta al tubo radiogeno

e sono in grado di trasformare le radiazioni X in energia elettrica,

che può essere facilmente quantizzata e visualizzata.

ACQUISIZIONE IMMAGINE DELLA TC

I dati delle varie “viste” vengono inviati ad

un calcolatore elettronico che è in grado,

attraverso processi matematici complessi, di

ricostruire il corpo in esame.

Nelle immagini risultanti i vari organi sono rappresentati in scala di grigio, corrispondente alla loro

densità relativa (maggiore attenuazione = bianco; minore attenuazione = nero)

La TC,quindi, offre una sottile sezione del corpo in esame tramite l’analisi dell’attenuazione del fascio

di raggi X. Nelle zone “ai margini” dell’immagine avremo una sorta di coda dovuta alla parziale

attenuazione del raggio. Questa parziale attenuazione viene pertanto eliminata tramite il ricorso a

filtri.

Il filtro riduce il valore di attenuazione .

RETROPROIEZIONE

E’ il criterio in base al quale il computer riesce a ricostruire le immagini rilevate dai fasci di raggi X

della TC

- vengono presi come esempio soltanto 4 angolazioni diverse

(1-2-3-4). Per ogni angolazione vengono riportate le immagini

ottenute

-Il processo di retroproiezione consiste nel riposizionare,

tramite algoritmi complessi, tutte le immagini registrate

e poi risalire a quelle originali andando “per esclusione”

- ad esempio: il fascio 1 registrerà le immagini A e B nei

pixel superiori e le immagini C e D in quelli inferiori.Tali

imagini saranno posizionate in entrambi i pixel perché il

PC non sa ancora collocarle nello spazio (riquadro di sotto);

la stessa cosa succede per tutti i raggi che incontrano

due immagini allineate

-alla fine, dopo il collocamento delle immagini, il computer

elimina il pattern ABCD perché è presente in tutti e 4 A B

i pixel e così risale all’immagine originale.

C D

Quello che viene riportato è il coefficiente di attenuazione, si tratta quindi del numero ottenuto

dalla retropiezione. In pc retroproietta quello che rimane del raggio X dopo che questo ha

attraversato il corpo. Quindi se il tessuto attraversato è molto spesso o molto denso il raggio X

sarà molto attenuato e quindi quello che si retroproietta è una immagine chiara.

Parametri di scansione

• Spessore della fetta

• Avanzamento del tavolo

• Energia del fascio (mAs, kV)

Tipi di scansioni

-Normali (scansione semplice): paziente sul lettino che avanza e si ottengono i profili che si

sovrappongono

-Dinamiche (ripetute ogni tot. di secondi per analizzare il dinamismo del tessuto) il lettino non avanza e

si ottengono più immagini della stessa zona nel tempo. Es : arrivo di mdc e valutazione della

vascolarizzazione della zona

-Volumetriche/spirali il gantry gira continuamente mentre il lettino si muove: si ottengono spirali e non

blocchi, ma un’immagine unica.

IMMAGINI TC

A ciascun quadratino della matrice (pixel) viene assegnato un valore numerico che è in rapporto al

coefficiente di attenuazione lineare della corrispondente porzione di tessuto in esame.

Dato che ogni fetta ha uno spessore, ad ogni pixel corrisponde in realtà un volume di tessuto, detto

voxel. A ciascun voxel viene assegnato un valore numerico detto numero TC o unità Hounsfield.

Tale valore rappresenta l’attenuazione MEDIA del corrispondente volume di tessuto esaminato. Esiste

anche una scala Hounsfield, in cui a valori positivi (+alti) corrispondono maggiori densità e spessore

(Acqua ha valore 0, mentre l’aria -1000.)

Ampiezza della finestra: range di rappresentazione dei grigi. I livelli al di sopra ed al di sotto dei

limiti della finestra corrisponderanno al bianco ed al nero. I livelli intermedi verranno distribuiti in

maniera lineare all’interno della finestra.

Centro della finestra: sposta il livello intermedio di grigio utilizzato sulla densità che vogliamo

studiare.

Effetto volume parziale: Imprecisione dei numeri TC quando nel voxel sono presenti strutture a

densità differente, delle quali viene rappresentata una media. Più sottile è la fetta, minore saranno gli

artefatti dovuti all’effetto del volume parziale.

L’ evoluzione tecnologica delle apparecchiature TC ha portato ad una loro classificazione in generazioni,

ciascuna delle quali è caratterizzata da una diversa geometria del complesso tubo-detettori.

III generazione,spirale

Il principio tecnico è lo stesso;in questo caso però il tubo e i detettori possono ruotare all’infinito

attorno ad un asse centrale (paziente), grazie ad un sistema di contatti a slitta.Il lettino con il paziente

avanza mentre il tubo ed i detettori ruotano: il fascio radiogeno forma una spirale attorno al paziente

PRO

-Viene acquisito un VOLUME

-Si riducono gli artefatti da movimento

-È possibile ricostruire le immagini da una singola acquisizione con parametri diversi

-aumentata velocità

-aumentata qualità ricostruzione

-aumentata risoluzione assiale

TC Spirale Multislice Un’apparecchiatura TC Multislice, si basa sullo stesso principio della TC spirale, solo che ad ogni giro

del sistema tubo detettori, vengono acquisite più fette contemporaneamente.

Mezzi di Contrasto in TC Sono sostanze in grado di variare la densità delle strutture anatomiche dove si localizzano; è

importante conoscerne i tempi di circolo

• Radiopachi (Bario, Iodio): aumentano la densità del tessuto in cui sono somministrati(immagini più

bianche)

• Radiotrasparenti (Aria, Acqua): riducono la densità delle strutture dove si localizzano(immagini più

scure)

es. Mezzi di contrasto gastrointestinali che servono per dilatare le pareti intestinali (es BaSO4 non

assorbito; può causare perforazioni o occlusioni)

Mezzi di contrasto endovenosi che servono per riconoscere i linfonodi differenziandoli dalle

strutture vascolari

Mezzi di contrasto per TC spirale si somministrano a bolo

ENDOSCOPIA VIRTUALE Si avvale di scansioni TC spirale a strato sottile da cui vengono generate immagini bidimensionali ad alta

risoluzione. Attraverso un sofisticato software vengono successivamente ricostruite immagini

tridimensionali simulanti quelle ottenute con l’endoscopia convenzionale

Limiti

• È necessario un sufficiente contrasto tra il lume e le pareti

• Esistono zone “nascoste”

• Non è possibile “vedere” la mucosa

• Necessita di scansioni sottili

L’endoscopia virtuale risolve quello che è il limite della TC classica (non spirale), ovvero

l’ANISOTROPISMO: i voxel di una TC classica hanno volumi diversi, e quindi le endoscopie erano

morfologicamente falsate. Con la TC spirale, invece, i voxel sono isovolumetrici e quindi questo limite

viene superato perché si ottengono ricostruzioni retrospettive multiplanari e tridimensionali.

MIP (Maximum Intensity Projection): Analizza ogni voxel lungo la linea dell’osservatore e seleziona

quello con la massima intensità, che viene poi utilizzato per generare il volume.

Non permette di valutare i rapporti con i tessuti molli; rappresenta solo il voxel con la densità

maggiore. Se un vaso non riempie tutto il voxel, possono esserci degli artefatti.

ECOGRAFIA Basata sugli ultrasuoni, quindi non invasiva. Pertanto può essere utilizzata come screening test

Onda: propagazione di una perturbazione (energia) non accompagnata da trasporto di materia

Gli UltraSuoni (US) sono un particolare tipo di onde meccaniche, cioè onde elastiche, le cui modalità di

propagazione dipendono dalle forze elastiche che legano tra loro le particelle dei mezzi attraversati.

-lunghezza d‟onda (l) è la distanza tra

due picchi successivi dell’onda; si

misura in metri: l = c/f.

-frequenza (f) è il numero di cicli al

sec.;si misura in Hz.

-velocità di propagazione (c) è la

distanza percorsa dall’onda nell’unità

di tempo; si misura in m/sec.

-periodo (T) è il tempo necessario perché passino

due successive compressioni nello stesso punto.

-ampiezza dell‟onda (A) è l’altezza dell’onda

-intensità (I) indica la potenza del fascio e si

misura in W/cm2

Il mezzo attraversato dagli US è caratterizzato dai seguenti parametri:

- impedenza acustica: è una proprietà caratteristica di ogni mezzo, che dà una misura dell’entità delle

forze che si oppongono alla trasmissione dell’onda acustica al suo interno

- velocità di propagazione: è la distanza percorsa dall’onda nell’unità di tempo; dipende in maniera

inversamente proporzionale dalla densità e dalla compressibilità del mezzo attraversato

L’importanza dell’impedenza acustica in diagnostica è data dal fatto che in corrispondenza delle

superfici di separazione tra mezzi ad impedenza acustica diversa (interfacce acustiche), originano gli echi alla base della formazione delle immagini ecografiche

In ecografia la generazione e la ricezione degli US avvengono attraverso appositi strumenti definiti

trasduttori, in grado di convertire energia elettrica in energia meccanica ad alta frequenza, e

viceversa. Il trasduttore utilizza un cristallo con proprietà piezoelettriche, che, eccitato da un impulso

elettrico, genera il fascio di US.

Materiali piezoelettrici: Strutture cristalline costituite da molecole con cariche positive e negative

(dipoli). Se si applica tensione ai dipoli, questi si allineano ed il cristallo varia di dimensioni. E’ proprio

l’allineamento dei dipoli a generare l’onda di US.

Le interazioni fondamentali che intervengono tra un fascio di US ed il mezzo in cui si propaga sono:

1) riflessione

2) rifrazione: è la variazione della direzione di incidenza dovuta la passaggio in una interfaccia acustica

3) diffusione (o scatter): è la diffusione in tutte le direzioni che il fascio ultrasonoro subisce quando

incontra una superficie irregolare o tante piccole superfici orientate in modo diverso

4) assorbimento: è la trasformazione dell’energia acustica in energia termica (80%),che il fascio

ultrasonoro subisce nell’attraversare i tessuti

Ogni variazione di qualità del mezzo su cui corre l’onda genera una riflessione dell’onda stessa (eco).

Cioè per ogni variazione di impedenza acustica incontrata dal fascio, una parte delle onde viene riflessa

e torna indietro, mentre la parte restante prosegue il suo percorso. Per questo motivo,le elevate

percentuali di riflessione dell’osso non permettono uno studio ecografico dei tessuti dietro di esso.

COMPONENTI DELL’ECOGRAFO

Trasduttore: alterna funzioni di trasmissione (nella quale avviene l’emissione dell’impulso ultrasonoro) e

ricezione (durante la quale sono ricevuti gli echi di ritorno dai tessuti)

L’informazione sull’intensità dell’eco deriva dal segnale elettrico generatosi in seguito all’interazione del

trasduttore con l’onda di ritorno.

L’informazione di posizione del tessuto in esame si ricava da due parametri:

1) la linea lungo la quale si trova l’eco, conosciuta sulla base della posizione angolare del trasduttore

2) la profondità da cui esso proviene viene determinata misurando il tempo intercorso tra l’emissione

dell’impulso e l’arrivo dell’eco

Anecogeno: che non riflette gli ultrasuoni; appare nero sul monitor per via del “rinforzo di parete

posteriore” (sul fondo arrivano + onde) . Anche se con qualche eccezione sono anecogeni i liquidi, la

bile, il sangue nei vasi, il contenuto delle cisti.

Iperecogeno: organo, parte di esso o reperto patologico, neoplastico, calcificazioni che riflettono

maggiormente gli ultrasuoni e quindi appaiono bianchi sullo schermo. Tale fenomeno produce

posteriormente un cono d’ombra, dovuto al fatto che i tessuti situati in piani posteriori non vengono

raggiunti dal fascio di US

Ipoecogeno: appare con tonalità di grigio intermedio

La tecnica ecografica è doppiamente soggettiva: la sonda viene mossa dall’operatore; le immagini devono

essere interpretate.

La risoluzione di un’immagine ecografica è direttamente proporzionale alla frequenza degli ultrasuoni e

aumenta con essa, mentre la penetrazione degli ultrasuoni si riduce all’aumentare della loro frequenza

DOPPLER

Derivato dal fenomeno di “variazione di frequenza” che si genera quando il fascio di US interagisce con

in movimento. Per esempio le cellule del sangue sono in movimento nel torrente circolatorio, e l’onda

riflessa generata sarà di frequenza variabile: ↑ se il flusso è in avvicinamento ↓ se il flusso è in

allontanamento

La valutazione doppler, che si fa sempre dopo un’ecografia, permette di ottenere informazioni sul

flusso ematico come: direzione,turbolenza, velocità.

Grazie all’effetto doppler si può effettuare uno studio dell’albero vascolare (ECODOPPLER):

1) COLOR DOPPLER: rappresentazione delle frequenze doppler medie (direzione/velocità del

flusso); possiamo colorare in rosso il flusso in avvicinamento e in blu il flusso in allontanamento.

2) Power DOPPLER: rappresentazione dell’integrale delle ampiezze del segnale doppler; ci da

informazioni sulla presenza o assenza di vascolarizzazione in un dato tessuto.

MEZZI DI CONTRASTO:

Modificano, aumentandola, la capacità di riflessione dei tessuti; vengono somministrati per endovena o

direttamente nella cavità. Quelli endovenosi restano nei vasi, passano nei capillari, le microbolle vengono

bloccate dal filtro polmonare (mimano i GR). Il gas contenuto nelle bolle non è tossico e viene eliminato

per via polmonare. I gas di nuova generazione sono inerti e stabilizzati da fosfolipidi. Bisogna regolare

la frequenza perché se è troppo alta le microbolle si rompono. Questa proprietà può essere sfruttata

per il loro utilizzo terapeutico: riempire le microbolle con farmaci e farle rompere con gli ultrasuoni

nella zona desiderata.

Si possono usare MDC organospecifici.

RISONANZA MAGNETICA (RM) La RM è una metodica non invasiva che fornisce sezioni multiplanari (sagittale, assiale, e coronale) e

multiparametriche del corpo in esame utilizzando campi magnetici (quindi radiazioni non-ionizzanti).

TIPI DI CONTRASTO -Proton Density: densità protonica, ovvero la densità dettata dagli atomi di H.

-T1 -T2

PRINCIPIO DELLA PROTON DENSITY

I nuclei di alcuni elementi con numero dispari di protoni e/o neutroni ruotano attorno ad un

asse

(hanno uno spin) e quindi generano un microscopico campo magnetico. I sistemi RM producono

immagini utilizzando le proprietà magnetiche del nucleo dell’idrogeno, l’elemento più

abbondante nell’organismo. In assenza di un campo magnetico esterno, i campi magnetici dei

nuclei di idrogeno sono orientati casualmente: il vettore magnetico risultante dalla loro somma

è nullo.

Viceversa, in presenza di un forte campo magnetico esterno stazionario (B0), i protoni

tendono ad orientarsi parallelamente alla direzione del campo magnetico esterno e

precedono attorno ad esso. Si produce una magnetizzazione risultante M, orientata

parallelamente a B0. Rispetto a B0, per i protoni esistono solo due possibili

orientamenti, parallelo (basso livello energetico) ed opposto o antiparallelo (alto livello

energetico). In condizioni di equilibrio, il numero di protoni paralleli è lievemente

superiore rispetto al numero di protoni antiparalleli. Questa piccola prevalenza di protoni

paralleli produce una magnetizzazione risultante (M), misurabile, che ha la stessa

direzione e verso del campo magnetico esterno B0 e ha un valore molto piccolo pari a circa un

milionesimo di B0. Inoltre sempre per effetto di B0, il momento magnetico di ciascun protone comincia

a ruotare, cioè a precedere attorno alla direzione di B0.

La frequenza con cui i protoni ruotano attorno alla direzione di B0 è detta frequenza di precessione o di Larmor (ω0) e dipende da due fattori:

1. la costante giromagnetica (γ ) , valore numerico caratteristico di ogni specie nucleare

2. la forza del campo magnetico principale B0.

ω0 = γ B0

Per ogni protone possiamo considerare due componenti vettoriali:

1. longitudinale, orientata lungo l’asse z; detta magnetizzazione longitudinale

2. trasversale, perpendicolare a B0, che ruota nel piano x, y. Non esiste alcuna magnetizzazione trasversale nel piano x, y perchè, le componenti trasverse dei singoli nuclei si trovano sparpagliate

e si annullano reciprocamente.

Se al sistema viene inviata un onda radio sulla frequenza di Larmor, specifica per il nucleo che vogliamo

studiare (idrogeno), il sistema assorbe energia e cambia il suo stato, cioè risuona.

La stimolazione con RF provoca due fenomeni:

1)la sincronizzazione dei protoni nella stessa fase di precessione 2)il passaggio di alcuni protoni dal livello energetico basso (paralleli a B0) al livello energetico alto (antiparalleli a B0). Nel loro “switch” da parallelo ad antiparallelo, i protoni si allontaneranno dall’asse Z per passare ad un asse “-Z” (ovvero ruoteranno di 180°) avvicinandosi così al piano XY

Un impulso RF capace di spostare la magnetizzazione M sul piano x, y viene definito impulso di 90 gradi. In tali condizioni le componenti magnetiche longitudinali (parallela ed antiparallela) si annullano, mentre

le componenti magnetiche trasversali si sommano nel piano x, y. Un impulso RF di durata o intensità

doppia rispetto al precedente, tale da ruotare M in posizione diametralmente opposta rispetto a B0, è

detto impulso di 180 gradi.

Il vettore di magnetizzazione trasversale, che ruota nel piano x, y dopo un impulso di 90°, genera nel

circuito ricevente (antenna) una corrente misurabile che è il segnale di RMN (fid) (Il campo magnetico

di un’ apparecchiatura RM va da 0,2 Tesla fino a 3T e oltre)

Una volta cessato l’impulso RF si verifica :

1)desincronizzazione dei protoni, con conseguente decadimento della magnetizzazione trasversale

2)passaggio di molti protoni ad un livello energetico basso, con conseguente recupero della

magnetizzazione longitudinale

PRINCIPIO DELLA T1

Il T1 o tempo di rilassamento longitudinale è un misura del tempo richiesto ai protoni per tornare alle

condizioni di equilibrio iniziale, grazie alla cessione di energia al microambiente circostante. E’

rappresentato da una funzione esponenziale.

La velocità del T1 dipende da numerosi fattori,tra cui l‟intensità del campo B0 (cresce all‟aumentare

di questo) e la dimensione della molecola stessa. Il DNA ha un T1 Lungo, i Lipidi Breve; Mediamente

le strutture del corpo umano in un campo magnetico di intensità 0,1-0,5 T hanno un T1 compreso tra

300 e 700 millisecondi

PRINCIPIO DELLA T2

Il T2 o tempo di rilassamento trasversale è un misura del tempo richiesto ai protoni (spin) per

desincronizzarsi in relazione al reciproco scambio di energia. La progressiva desincronizzazione

determina, quindi, il decadimento della magnetizzazione trasversa. Descritto da una funzione

esponenziale. La disomogeneità del microcampo magnetico locale provoca una perdita della coerenza di

fase dei protoni. La progressiva desincronizzazione determina, quindi, il decadimento della

magnetizzazione trasversa, che si azzera in condizioni di equilibrio.

L’efficienza di T2 dipende da vari fattori come ad esempio dalla dimensione delle molecole.

Grosse molecole hanno T2 più brevi. Dipende da quanto vicini tra loro sono i protoni:+semplice è la

molecola +tempo ci vuole x desincronizzarne i protoni. L’acqua ha, quindi, un T2 lungo. Nei tessuti

biologici il T2 è compreso tra 50 e 150 millisecondi. A differenza del T1, il T2 è poco influenzato dalla

variazione di B0, e può essere uguale o inferiore a T1.

Magneti:

utilizzati per generare il campo magnetico: permanenti, resistivi, superconduttori.

Antenne:

doppie (una x la ricezione e una x la trasmissione) o singole.

L’immagine viene prodotta utilizzando il segnale di risonanza emesso dai nuclei di idrogeno in

precessione, dopo che questi sono stati eccitati dalla RF. Si possono ottenere 3 tipi di immagine sulla

base del parametro preso in considerazione: DP, T1, T2.

L’ampiezza dei segnali generati dipende dalle seguenti caratteristiche del tessuto in esame:

1) numero di protoni in precessione per unità di volume (densità protonica o DP)

2) caratteristiche di T1 e T2 dei protoni

Il contrasto dell’immagine in RM dipende per lo più dal T1 e dal T2 e non da DP: molti tessuti, infatti,

hanno DP simile, mentre differiscono nei valori di T1 e T2.

T1 breve: alto segnale: tonalità chiara (acqua)

T1 lungo: basso segnale: tonalità scura

T2 lungo: alto segnale: tonalità chiara.

Esistono numerose sequenze di impulsi RF; le più utilizzate attualmente sono la “Inversion Recovery” e

la “Spin-Echo”

-1 Combinazione di due impulsi, il primo a 180° ed il secondo a 90°. La registrazione viene eseguita dopo

l’impulso a 90°, in quando con il primo impulso azzero la magnetizzazione longitudinale, mentre con la

seconda recupero e misuro quella trasversale.

Tessuti con T1 lungo danno segnale; tessuti con T1 breve non danno segnale.

-2 Combinazione di due impulsi, il primo a 90° ed il secondo a 180°. Dopo l’impulso di 90° i protoni in

precessione nel piano trasversale x, y si desincronizzano in quanto alcuni precedono più

velocemente rispetto agli altri. Dopo un tempo TI, viene applicato l’impulso di 180°, che inverte il senso

di rotazione dei protoni: quelli più lenti, che erano gli ultimi, diventano i primi e viceversa. Dopo un

tempo 2TI o TE (tempo di eco) i protoni si trovano di nuovo in fase ed emettono un segnale detto “eco”.

I tessuti con tempo di rilassamento T2 lungo hanno scarsa desincronizzazione e producono echi

intensi e immagini chiare.

“ T2 brevi hanno > desincroniz, echi deboli e danno immagini scure.

Formazione delle immagini:

Si usano gradienti lineari su diversi piani di scansione.

MDC:

paramagnetici: a distribuzione non selettiva (gadolinio), a escrezione epatobiliare, a distribuzione

intravasale; abbrevino sia T1 che T2, aumentando l’intensità del segnale in T1 e riducendola in T2.

superparamagnetici: ossido di ferro; agiscono solo su T2, abbreviandolo e riducendone l’intensità di

segnale.

Limiti

•Il parenchima polmonare (perché povero di protoni) attualmente è difficilmente studiabile

•La presenza di oggetti metallici crea artefatti con perdita di informazioni

•Portatori di protesi metalliche, pace maker, ecc. non possono eseguire questo tipo di esame

Tomografia ad emissione di positroni (PET)

La PET è una tecnica avanzata di medicina nucleare capace di fornire informazioni sulla funzionalita’

cellulare in vivo (flusso, metabolismo, sistemi di neurotrasmissione, etc.). Comporta quindi l’utilizzo di

radiofarmaci (vettore+molecola radioattiva). Il principale radiofarmaco utilizzato (e soprattutto in

campo oncologico) è il glucosio radiomarcato. STEPS DI UNA ANALISI PET

1. Somministrazione di radiocomposti

2. Acquisizione della distribuzione di radioattività

3. Ricostruzione delle immagini

PRINCIPIO DI FUNZIONAMENTO DELLA PET

Si sfrutta la presenza di un radionuclide instabile per eccessiva presenza di protoni; di conseguenza

questo tenderà ad acquistare la stabilità tramite un decadimento β+ (con emissione di positroni)

La particella β+ emessa per decadimento

può andare incontro al fenomeno della

ANNICHILAZIONE: per attrazione di

carica la β+ si scontra con un elettrone,

convertendo la propria massa in energia

secondo la legge E=MC². Vengono così

generati due fotoni γ da 511KeV l’uno e

paralleli tra loro.

Sono proprio i due fotoni generati tramite annichilazione ad essere misurati in una PET: quando due

fotoni colpiscono simultaneamente due detettori (coincidenza), viene a crearsi una linea di risposta

LOH registrata dalla macchina; in realtà però possono avere luogo anche altri fenomeni come:

EFFETTO FOTOELETTRICO: il fotone cede tutta la sua energia ad un secondo e- venendo così

assorbito.

EFFETTO COMPTON (scatter): il fotone cede parte della propria energia ad un e- venendo così

deviato.

Possono avvenire due annichilazioni simultanee con generazione di due coppie di fotoni. Queste coppie

possono colpire i detettori generando false linee di risposta.

Per correggere i RANDOMS si usa una finestra temporale ritardata; gli eventi registrati in questa

finestra temporale vengono utilizzati come stima dei randoms

Per correggere lo SCATTER (errori di quantificazione) bisogna usare sistemi con maggiore risoluzione

energetica, che impiegano una finestra energetica meno ampia in modo da ridurre la quota di scatter.

Tempo morto (t ) del sistema è il tempo totale per completare :

– Assorbimento dei fotoni con produzione di luce

– Conversione del segnale luminoso in segnale elettronico dal fotomoltiplicatore

– Determinazione dell’energia e della posizione spaziale dell’evento

– Rilevazione della coincidenza

- Durante questo tempo il sistema non è capace di rilevare nuovi fotoni che verranno pertanto persi

Per ridurre il tempo morto si potenzia il sistema dei fotomoltiplicatori oppure si creano unità di

rilevazione indipendenti.

SCHEMA DEI DETETTORI

Il detettore è costituito da un cristallo capace di catturare i positroni. I principali

materiali di cui sono composti i cristalli sono: BGO (Bismuto germanato)

LSO (Lutezio ortosilicato) e GSO (Gadolinio ortosilicato). I dettori oggi usati sono ad

anello completo. Il cristallo viene segmentato

perché la capacità di risoluzione spaziale è inversamente proporzionale alle dimensioni

del cristallo stesso (e quindi segmentando il cristallo ne riduciamo le dimensioni).

Questo cristallo è collegato a 4 fotomoltiplicatori per l’amplificazione del segnale registrato.

Caratteristiche fisiche di un tomografo PET

• Risoluzione spaziale, ovvero la capacità del tomografo di distinguere 2 sorgenti

radioattive poste ad una certa distanza tra loro. E’ influenzata da diversi fattori quali

-caratteristiche intrinseche del radionuclide : può per esempio esserci stata una non-colinearità tra i

fotoni (ovvero, si sono generati due fotoni non paralleli e che quindi hanno generato una falsa linea di

risposta). Oppure può essere avvenuta una annichilazione con range positronico ridotto (RANGE

POSITRONICO = distanza tra sito del decadimento e sito dell’annichilazione)

-caratteristiche intrinseche allo strumento:

performance del cristallo di scintillazione e compenente elettronica

• Sensibilità: Relazione tra le coincidenze vere rilevate e la vera attività di una sorgente emettitrice di

positroni. Capacità della macchina di registrare quante più coincidenze vere possibili. Dipende

dall’efficienza del cristallo di scintillazione e dalla geometria dello scanner: più fotoni vengono

registrati, più corretta è l’immagine fornita. Si possono allungare i tempi di analisi (3’-5’) per

raccogliere quante più informazioni possibili e ridurre l’incertezza statistica. La geometria più sensibile

è quella cilindrica.

• NECR: I randoms e lo scatter contribuiscono al rumore nelle immagini PET. Un utile parametro che

indica la componente di rumore nelle immagini PET è la noise equivalent counting rate (NECR)

• Scatter Fraction

Le acquisizioni Pet possono essere:

- 2D: con setti che fuoriescono (materiale pesante): non verranno registrate tutte le coincidenze, ma

solo i fotoni che geometricamente riescono a raggiungere il cristallo delimitato dai setti (piani diretti e

piani traversi).

- 3D: senza setti: vengono registrate tutte le coincidenze.

Con la 2D che registra sia piani diretti che traversi aumenta la sensibilità, ma in maniera non uniforme.

Inoltre la sensibilità è ridotta all’estremo superiore e inferiore della fetta, per cui gli spostamenti

dell’anello comprendono una frazione terminale della fetta precedentemente analizzata.

Con la 3D la sensibilità aumenta in modo uniforme, ma aumentano i randoms e lo scatter, per cui si

necessita di un’elettronica più veloce e adeguati algoritmi di ricostruzione

Attenuazione dei fotoni:

interagiscono con la materia (tessuti) prima di raggiungere i due opposti detettori. È fondamentale

sapere quanta della sostanza somministrata arriva ai detettori. L’immagine dev’essere corretta dagli

effetti dell’attenuazione. Maggiore è l’energia del fotone, minore sarà l’attenuazione; influiscono anche

caratteristiche del mezzo (densità e spessore). Ogni mezzo ha un coefficiente di attenuazione μ;

tessuti con μ uniforme necessitano di una minore correzione analitica.

La ricostruzione delle immagini si fa mediante retroproiezione filtrata dei fotoni registrati ad ogni

singola risposta. Non è ottimale per l’incertezza statistica e quindi si fa ricorso ad algoritmi iterativi:

1) proiezione ipotesi stimata uniforme

2) proiezione misurata

Vengono confrontate e la proiezione d’errore viene usata per correggere la proiezione stimata del ciclo

successivo. Si arriva in questo modo ad una situazione in cui l’errore è minimizzato. In questi passaggi si

somma anche l’informazione correttiva dell’attenuazione.

PET/TC

Unire le immagini anatomiche con quelle molecolari; la combinazione di queste due tecniche ci permette

di ridurre i tempi di acquisizione, di migliorare la localizzazione (ridurre il num di falsi + e -), di valutare

la stadiazione e la restadiazione di neoplasie e di ottenere immagini prive di rumore.

La macchina è costituita da un gantry comprendente sistemi di rilevazione di TC e PET vicini.

Un limite può essere offerto dal Mismatch Respiratorio: l’apnea respiratoria necessaria per la TC (di

circa 15sec.) può falsare il risultato della PET; inoltre, la presenza di un mezzo di contrasto radiopaco

può causare effetti di attenuazione sui fotoni della PET, mentre non ha effetto sui fotoni della TC.

PET/CT - Contrasto per Stadiazione e localizzazione

Un esempio è offerto dalla stadiazione di neoplasie tiroidee usando come radionuclide lo I-133. Le

cellule neoplastiche,infatti, non sono più dipendenti dallo stimolo del TSH e quindi, nonostante il

feedback negativo dovuto alla iperproduzione di ormoni, saranno ancora attive. Le cellule normali,invece,

saranno downregolate dal feedback negativo.

Quando somministriamo lo Iodio marcato, quindi, solo le cellule neoplastiche lo capteranno

permettendoci, tramite l’analisi PET-TC, di poter analizzare la neoplasia da un punto di vista sia

anatomico che funzionale.

Utilità della PET/TC

Può essere usata per la stadiazione di neoplasie o per la guida alla biopsia, per localizzazione del tumore

primitivo, invasione, linfonodi.

Radioterapia: definire l’estensione dell’area da irradiare

Chirurgia: guidare il chirurgo nella rimozione di un tumore

Biopsia: distinzione tra area necrotica ed area vitale