Risonanza Magnetica Nucleare (NMR), come dialogano atomi e magneti? / Magnetic Nuclear Resonance (NMR), how do the atoms and magnets interact?

Risonanza Magnetica Nucleare (NMR), come dialogano atomi e magneti? / Magnetic Nuclear Resonance (NMR), how do the atoms and magnets interact?

Segnalato dal Dott. Giuseppe Cotellessa / Reported by Dr. Giuseppe Cotellessa

La risonanza magnetica nucleare (RMN), in inglese Nuclear Magnetic Resonance (NMR), è una tecnica di indagine sulla materia basata sulla misura della precessione dello spin di protoni o di altri nuclei dotati di momento magnetico quando sono sottoposti ad un campo magnetico.

Storia della RMN

Scoperta indipendentemente nel 1946 dai fisici Felix Bloch ed Edward Purcell, per cui ricevettero il premio Nobel per la fisica nel 1952, tra il 1950 e il 1970 venne utilizzata primariamente nell'analisi della chimica molecolare e della struttura dei materiali.

Nel 1949 la società americana Varian ottiene un brevetto per l'utilizzo della RMN per misurazioni nel campo magnetico terrestre.

Brown e Gamsom, della Chevron nel 1960 fecero la prima registrazione sperimentale di "NMR logging" in un pozzo per la ricerca petrolifera e nel 1978 la Schlumberger introduce il primo strumento standard di logging chiamato NML (Nuclear Magnetic Logging).

Nel 1971 Raymond Vahan Damadian ipotizzò che tumori e tessuti sani forniscano risposte differenti all'analisi RMN. Egli suggerì che queste differenze potessero essere utilizzate per la diagnosi del cancro. Ricerche successive dimostrarono che queste differenze, sebbene reali, abbiano un ampio campo di variabilità per cui sarebbe stato difficile utilizzarle per scopi diagnostici. I risultati ottenuti da Damadian avevano diverse pecche per poter essere utilizzati nell'uso pratico; studi condotti eseguendo una RMN con diversi tempi di rilassamento su tutto il corpo dimostrarono che la RMN non poteva essere utilizzata per distinguere un tessuto tumorale da uno sano

Ciononostante nel 1974 egli registrò il primo brevetto sulle applicazioni mediche della RMN registrando il concetto di RMN applicata alla diagnosi dei tumori. Come riportato dalla National Science Foundation, "il brevetto includeva l'idea di usare la RMN per analizzare l'intero corpo umano per localizzare tessuti cancerosi". Tuttavia, non veniva descritta con precisione alcuna metodica sull'effettuazione dell'indagine su tutto il corpo o sull'ottenimento di immagini da tale tipo di analisi.

Nel riassumere la storia della risonanza magnetica, Mattson and Simon (1996) accreditarono a Damadian la prima descrizione della risonanza dell'intero corpo umano e la scoperta delle differenze fra i tessuti che la resero possibile.

Negli anni 50 Herman Carr dichiarò di aver ottenuto una proiezione monodimensionale con una tecnica di risonanza magnetica. Stimolato dall'articolo di Damadian sul potenziale diagnostico della risonanza magnetica nucleare, Paul Lauterbur migliorò la tecnica di Carr e sviluppò un metodo per generare le prime immagini in 2D e 3D usando i gradienti. Peter Mansfield dell'Università di Nottingham in seguito sviluppò un metodo matematico che avrebbe permesso di effettuare la scansione in pochi secondi, piuttosto che in alcune ore e di produrre immagini migliori. Mentre Lauterbur e Mansfield si applicarono su animali e tessuti umani, Damadian costruì la prima macchina per la risonanza utilizzabile per l'intero corpo e produsse la prima scansione del corpo umano utilizzando la tecnica del campo focalizzato (che non è quella che si usa correntemente).

Nel 1972, sfruttando i progressi matematici per la ricostruzione delle immagini, basati sulla trasformata di Fourier, Lauterbur associò lo studio di risonanza, fino ad allora utilizzato nell'osservazione di macromolecole chimiche, a distretti anatomici.

Nel 1988, la Numar, una società sviluppata per il "NMR logging" realizza il primo strumento, chiamato MRIL (Magnetic Resonance Imaging Logging) dotato di magneti permanenti e un'antenna RF per inviare una serie di impulsi, permettendo così la determinazione del tempo di rilassamento trasversale.

Fondamenti teorici

Nella descrizione dei fenomeni NMR dovrebbe essere utilizzato il formalismo della meccanica quantistica, ma poiché nei sistemi macroscopici a spin 1/2 le predizioni del modello classico sono in accordo con quelle della teoria quantistica, è possibile una trattazione più semplice.

Nel modello classico lo spin del nucleo atomico viene descritto come un momento magnetico, rappresentato da un vettore ${\displaystyle {\vec {\mu }}}$.

Quando un nucleo atomico interagisce con un campo magnetico uniforme e costante, rappresentato dal vettore ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$, ${\displaystyle {\vec {\mu }}}$ tende ad orientarsi nella direzione del campo magnetico, risentendo di una coppia, data da ${\displaystyle {\vec {\tau }}={\vec {\mu }}\times {\vec {B}}_{0}}$, che provoca la rotazione (precessione) di ${\displaystyle {\vec {\mu }}}$ attorno alla direzione delle linee di forza del campo magnetico ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$ con una precisa frequenza angolare ${\displaystyle \nu _{0}}$, detta "frequenza di Larmor", che dipende solo dal tipo di nucleo e dalla intensità del campo magnetico (${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$).

La tecnica NMR non osserva un singolo nucleo, invece misura statisticamente l'effetto di una popolazione di nuclei presenti entro il campione di materiale sotto esame. Viene quindi definito un vettore di magnetizzazione ${\displaystyle {\vec {M}}}$ come risultante della somma vettoriale dei momenti magnetici ${\displaystyle {\vec {\mu }}}$ dei nuclei, ciascuno dei quali potrà avere la componente parallela a ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$, con lo stesso verso di ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$ (allineamento parallelo), oppure con verso opposto (allineamento antiparallelo). In base alle leggi della meccanica quantistica si ha un leggero eccesso di momenti magnetici allineati in un verso rispetto all'altro, e quindi il vettore ${\displaystyle {\vec {M}}_{0}}$ risultante non è nullo ed è misurabile.

La popolazione di nuclei con spin parallelo ${\displaystyle N_{1}}$, cioè orientata secondo il verso di ${\displaystyle {\vec {B}}_{0}}$, possiede energia potenziale minore ${\displaystyle E_{1}}$ e si trova in soprannumero rispetto alla popolazione ${\displaystyle N_{2}}$ con spin antiparalleli e con energia potenziale maggiore ${\displaystyle E_{2}}$. La distribuzione della popolazione nei due livelli energetici ${\displaystyle E_{1}}$ ed ${\displaystyle E_{2}}$ è data dalla legge di distribuzione di Boltzmann: ${\displaystyle N_{2}/N_{1}=e^{-\Delta E/k_{B}T}}$ , dove ${\displaystyle k_{B}}$ è la costante di Boltzmann, ${\displaystyle T}$ è la temperatura espressa in kelvin e ${\displaystyle \Delta E=E_{2}-E_{1}}$ è la differenza di energia tra i due livelli.

Quindi il vettore M, risultante dall'azione del campo magnetico sugli spin nucleari, è proporzionale a quella dell'eccesso di spin (popolazione N₁) definito dal modello quantistico e orientazione uguale a quella del campo esterno B₀ applicato. In definitiva, è possibile ottenere da un piccolo volume di materia un vettore magnetizzazione misurabile dato dalla composizione dei vettori (non misurabili) μ dovuti agli spin dei nuclei contenuti nella materia.

Per rilevare questo vettore M occorre perturbare il sistema dal suo stato di equilibrio, ad esempio applicando un secondo campo magnetico B₁ perpendicolare a B₀ e variabile nel tempo. (B₁ può essere indotto per mezzo di un segnale a radiofrequenze).

Se B₁ ruota intorno a B₀ con frequenza uguale a ν₀ cambiando il sistema di riferimento e ponendosi solidali con B₁, si osserva che il vettore M precede attorno a B₁ con frequenza angolare ν₁, variando in questo sistema di riferimento la propria orientazione rispetto alla direzione del campo B₀.

I campi B₀ e B₁ sono detti rispettivamente campo di polarizzazione e campo di eccitazione. La rotazione che il vettore M subisce rispetto al campo principale per effetto del campo B₁ dipende dall'energia assorbita dai nuclei e quindi anche dal "tempo di applicazione" τ di B₁ stesso.

L'angolo è detto angolo di flip. Tramite opportuni valori del campo B₁ applicato e del tempo τ è possibile ruotare il vettore M di 90° ed in questo caso si parla di impulso di 90°; è anche possibile capovolgere la direzione del vettore M con un impulso di 180° detto impulso di inversione o "impulso pigreco". In questo caso una parte dei nuclei della popolazione N₁ ha acquistato energia tale da far cambiare direzione ai loro momenti magnetici μ, tanto che si dovrebbe raggiungere la situazione ideale in cui il numero dei nuclei con μ antiparalleli eguaglia il numero di nuclei con μ paralleli (N₁ = N₂ questa situazione si raggiungerebbe, in base alla legge di Boltzmann, solo quando la temperatura del sistema di spin è infinita), per cui il sistema di spin non è più in equilibrio termodinamico con l'ambiente (reticolo). Perciò, una volta spento B₁, il sistema di spin dovrà cedere l'eccesso di energia al reticolo.

Terminata la perturbazione dovuta al campo B₁ si ristabilisce l'equilibrio di partenza tra spin degli atomi del campione e campo B₀con determinate modalità temporali. L'ampiezza del vettore M non è conservata durante quello che viene definito "processo di rilassamento".

Esso coinvolge due fenomeni: il rilassamento trasversale o annullamento della componente trasversale M_xy ed il rilassamento longitudinale o recupero della magnetizzazione longitudinale M_z. L'evoluzione delle componenti del vettore M(t) viene descritta, nel sistema di riferimento rotante con le equazioni di Bloch.
La costante di tempo T₁, che governa il ritorno all'equilibrio della componente longitudinale del vettore M, è definita tempo di rilassamento spin-reticolo, in quanto coinvolge i trasferimenti di energia che avvengono tra il sistema di spin ed il resto dell'ambiente.

La costante di tempo T₂, che governa l'annullamento della componente trasversale del vettore M, è definita tempo di rilassamento spin-spin in quanto coinvolge le interazioni tra i momenti magnetici dei singoli nuclei, cioè è legata alla dinamica temporale che porta gli spin atomici a perdere di coerenza e quindi a sfasarsi.

Nel caso che il campo B₀ non sia perfettamente omogeneo a livello locale a causa di disomogeneità del campo esterno applicato, od a causa di differenze puntuali di suscettività magnetica del sistema, oppure per l'applicazione di un campo magnetico caratterizzato da un preciso gradiente, la frequenza di precessione dei nuclei viene a dipendere anche dalla posizione che essi occupano rispetto a tali disomogeneità locali. Ogni pacchetto di spin può precedere allora ad una sua velocità nei diversi punti del campione, sfasandosi di fatto rispetto agli altri. Si osserva dunque un decadimento del vettore M più rapido di quello che ci si aspetterebbe dal solo rilassamento spin-spin dovuto al minore ordine del sistema. Questo fenomeno è considerato nella costante di tempo T₂*.
Il tempo di rilassamento T₂ è sempre minore o uguale a T₁.

Le equazioni di Bloch sono alla base della scelta di ogni sequenza di eccitazione e della successiva acquisizione ed elaborazione del segnale.

Una volta terminata l'azione perturbante del campo B₁, dopo un tempo di applicazione Tp, si segue l'andamento del ritorno all'equilibrio della magnetizzazione macroscopica M che tende a riallinearsi al campo B₀. Il segnale prodotto dalla variazione nel tempo del vettore M viene misurato in laboratorio usando una bobina ad induzione elettromagnetica posta attorno al campione in direzione ortogonale al campo esterno, che si comporta come una antenna: le variazioni della componente trasversale di M si vanno a concatenare alla bobina, inducendo in essa una piccola forza elettromotrice (misurabile tramite un ricevitore a radiofrequenza) che oscilla alla frequenza di Larmor.

Il segnale NMR, detto FID (Free Induction Decay, decadimento libero dell'induzione) è approssimativamente monocromatico ed oscilla alla frequenza di Larmor, attenuandosi in maniera esponenziale con il tempo in funzione della costante di tempo T₂*.
Per la formazione di immagini, si utilizzano sequenze di eccitazione opportunamente progettate che consentono di enfatizzare la dipendenza del FID dai tre parametri: densità protonica ρ, T₁,T₂.

Un parametro caratteristico di tutte le sequenze è il tempo di ripetizione T_R, ossia l'intervallo di tempo fra l'inizio di una sequenza di eccitazione e l'inizio della successiva. Inoltre non si misura direttamente il FID ma un segnale "eco", composto da 2 FID speculari.

Il passo fondamentale che ha permesso di avere dal segnale NMR anche una codifica spaziale sul volume del campione è stata l'introduzione dei gradienti di campo magnetico: questo ha permesso di ottenere immagini spaziali del "campione" esaminato. Se oltre al campo magnetico principale B₀ ed a quello rotante B₁ viene applicato ad una piccola zona del materiale in esame un campo magnetico variabile linearmente nel volume del campione, ma di intensità molto minore di quello polarizzante, la frequenza di risonanza di Larmor in quella zona cambia in funzione della somma tra il campo principale ed il valore in quel punto dell'intensità del campo secondario.

Risulta quindi possibile (sapendo in quale area viene applicato il campo secondario) legare il segnale di ritorno a coordinate spaziali, e di conseguenza avere anche una misura della densità protonica in un ben preciso punto del materiale, in particolare il segnale raccolto dall'antenna sarà una somma di termini oscillanti avente la forma di una trasformata di Fourier della distribuzione delle densità dei protoni del volume acquisito.

Antitrasformando il segnale S(t) si ottiene la distribuzione della densità di protoni ρ(r). La parte centrale dello spazio k (basse frequenze) determina il contrasto dell'immagine, mentre le parti esterne (alte frequenze) influiscono sui dettagli dell'immagine. Impostando particolari sequenze di segnali di eccitazione che pesino selettivamente i contributi al segnale dati dai diversi parametri (T₂, T₂*, T₁, ρ), si possono ottenere informazioni sul tipo di tessuto in esame.

La rappresentazione in termini di Fourier del segnale S(t) permette una facile visualizzazione grafica delle varie strategie che possono essere usate per l'acquisizione delle immagini. Al crescere del tempo, l'evoluzione del segnale descrive una traiettoria nello spazio k, ed in ogni suo punto il valore della trasformata k è dato dal valore di S(t). In linea di principio si può percorrere una qualunque traiettoria nello spazio k impostando opportunamente l'andamento temporale dei gradienti.

Applicazioni

Si può indurre il fenomeno di risonanza magnetica nei nuclei atomici aventi numero dispari di protoni e/o neutroni. Il nucleo atomico maggiormente utilizzato nelle analisi RM è il protone, che costituisce il nucleo dell'atomo di idrogeno, che essendo dotato di uno spin e carica elettrica si comporta come un piccolo dipolo magnetico. I vantaggi dell'utilizzo dell'idrogeno sono dati dalla sua abbondante presenza (nei tessuti è presente nelle molecole d'acqua) e dal fatto che permette di avere un buon segnale RM.

Risonanza magnetica nucleare in medicina

La risonanza magnetica in campo medico è usata prevalentemente a scopi diagnostici nella tecnica dell'imaging a risonanza magnetica (detta anche tomografia a risonanza magnetica).

Le indagini mediche che sfruttano la RMN danno informazioni diverse rispetto alle immagini radiologiche convenzionali: il segnale di densità in RMN è dato infatti dal nucleo atomicodell'elemento esaminato, mentre la densità radiografica è determinata dalle caratteristiche degli orbitali elettronici degli atomi colpiti dai raggi X. Le informazioni fornite dalle immagini di risonanza magnetica sono essenzialmente di natura diversa rispetto a quelle degli altri metodi di imaging. Infatti sono normalmente visibili esclusivamente i tessuti molli ed è inoltre possibile la discriminazione tra tipi di tessuti non apprezzabile con altre tecniche radiologiche.

Anche se non sono usati raggi X per ottenere il risultato, questa modalità è normalmente considerata come facente parte del campo della radiologia, in quanto generatrice di immagini correlate alle strutture all'interno del paziente. Allo stato attuale delle conoscenze non vi sono motivi per ritenere dannoso un esame di risonanza magnetica (eccetto per gli ovvi casi in cui il campo magnetico interagisca con impianti metallici presenti nel corpo del paziente, quali pacemaker, clip vascolari, dispositivi salvavita non compatibili con la RMN) per quanto debba essere preservato il principio di giustificazione in alcuni casi particolari, come indagini da eseguirsi su pazienti in gravidanza. In tali casi si deve ritenere la metodica potenzialmente dannosa e procedere all'indagine soltanto dopo attenta valutazione del rischio/beneficio, sulla cui base l'eventualità del danno dovuto alla metodica passa in secondo piano rispetto al beneficio ricavabile dalle informazioni da essa provenienti.

Spesso, in campo medico, si preferisce scrivere "risonanza magnetica" (RM) e non "risonanza magnetica nucleare" (rmn) omettendo la specificazione "nucleare", non indispensabile alla definizione, per evitare di generare equivoci e falsi allarmismi, spesso associati all'aggettivo nucleare e ai rischi di radioattività, fenomeni con i quali la RMN non ha nulla in comune.

Risonanza magnetica nucleare in chimica 

La risonanza magnetica trova impiego anche in chimica. A grandi linee si possono distinguere quattro grandi aree di ricerca: spettroscopia di correlazione, spettroscopia ad alta risoluzione, spettroscopia imaging MRI e infine spettroscopia Rheo-NMR. La spettroscopia di correlazione e quella ad alta risol

uzione sono utilizzate principalmente come tecniche per caratterizzare la struttura delle molecole. La spettroscopia di correlazione include gli esperimenti di disaccoppiamento e disaccoppiamento selettivo e le spettroscopie pluridimensionali (essenzialmente bidimensionali).

La spettroscopia imaging e la Rheo-NMR sono solitamente utilizzate per individuare parametri chimico-fisici. La tecnica di imaging NMR può visualizzare, in una specifica immagine, il profilo delle velocità del flusso e la densità molecolare all'interno di una cella reologica. Il metodo è non invasivo e fornisce informazioni sull'esatta natura del flusso di deformazione. È possibile infatti immettere un rotore all'interno del probe NMR imaging e determinare immagini di velocità di flusso generate dallo shear all'interno della couette che crea flussi stazionari all'interno del sistema. L'impiego contemporaneo delle due tecniche reologia e risonanza magnetica permette di eseguire misure utilizzando solo piccole quantità di campione ed inoltre, grazie alle piccole dimensioni della cella, è possibile raggiungere alti valori di velocità di flusso.

La spettroscopia monodimensionale in chimica-fisica viene utilizzata solitamente per il calcolo del coefficiente di autodiffusione. La tecnica Pulsed Gradient (acronimo: PG-NMR) fornisce un metodo conveniente e non invasivo per misurare il moto traslazionale molecolare correlabile al coefficiente di autodiffusione D. La tecnica PG-NMR permette di seguire spostamenti quadratici medi compresi intorno ai  100 Å, cioè nel range relativo alle dimensioni delle molecole organizzate in sistemi supramolecolari, come le fasi liquido-cristalline. La sequenza utilizzata per questa tecnica è stata proposta da Stejskal e Tanner.

Risonanza magnetica nucleare in petrofisica

La risonanza magnetica trova impiego anche in petrofisica, principalmente per quantificare la porosità delle rocce serbatoio, la loro saturazione in acqua (arrivando a distinguere fra fluidi mobili e non mobili) e la permeabilità delle stesse. Impieghi più avanzati sono dati dall'utilizzo di registrazioni RM, effettuati con particolari modalità per ottenere stime quantitative della viscosità in situ degli idrocarburi, valutazioni quantitative volumetriche in presenza di tre fasi fluide (acqua + gas + petrolio) nei reservoir petroliferi e del profilo d'invasione attorno al foro del pozzo.

Le registrazioni ed analisi RM sono fatte o con tecniche di logging, con specifiche sonde RM discese entro il pozzo, oppure tramite apparecchiature di laboratorio su campioni di roccia provenienti solitamente da carote recuperate nei pozzi.

In tutti i casi si utilizza il fatto che sia i fluidi (sia acqua che gli idrocarburi) contenuti naturalmente nella porosità della roccia contengono atomi di idrogeno.

Risonanza magnetica nucleare in geofisica applicata

Sapendo che le rocce non contengono idrogeno liberamente orientabile, contenuto viceversa nell'acqua e negli idrocarburi, si sono usati i principi sovraesposti anche per eseguire dei sondaggi geofisici sul posto. Disponendo un'antenna a forma di spire sul terreno e facendo transitare una corrente adeguata si orientano gli spin dell'acqua con un certo assorbimento di energia. Quando rimuoviamo il campo magnetico la restituzione di tale energia viene registrata dalla spira stessa. Il fatto stesso che vi sia una risposta significa che vi è dell'acqua nel sottosuolo (perché difficilmente si trova petrolio negli strati superficiali). Dal tipo di segnale si può inoltre stabilire quanta sia l'acqua, se è acqua adsorbita e vincolata nei meati o se è acqua libera di muoversi nel mezzo poroso ed essere dunque emunta, e a che profondità si trova il tetto della falda. La RM sta diventando il principale mezzo geofisico per riscontrare la presenza di acqua specie nelle zone ove la falda acquifera non è conosciuta.

Approfondimento applicazione in chimica

Una delle maggiori sfide nella chimica di tutti i tempi è la possibilità di dare un’identità precisa e univoca a tutte le sostanze.   Il chimico, nella vita di tutti i giorni, osserva, studia, analizza o sintetizza molecole di ogni tipo, più o meno complesse.   Fare la carta d’identità di una sostanza, di qualsiasi tipo essa sia, non è cosa da poco, ma rappresenta al giorno d’oggi una risorsa preziosissima nello studio di tutto ciò che ci circonda.   E non solo.   Medicina, chimica, biologia e fisica sono mondi strettamente collegati tra loro e non vi è innovazione in un campo che non possa trovare applicazione anche negli altri.   Basti pensare a tutta la strumentazione reperibile nei laboratori medici, di analisi chimica o biotecnologica, nulla di ciò esisterebbe se non fosse per le scoperte, le innovazioni e le conquiste nel campo della fisica.

Il nome così altisonante di questa tecnica, abbreviata con l’acronimo NMR, deriva dal fatto che viene sfruttata proprio una delle proprietà di base di alcuni atomi, ovvero la capacità di creare un campo magnetico attorno a sé stesso grazie alla rotazione intorno al proprio asse.Nella moderna concezione generale della chimica, quando pensiamo ad una molecola, le immagini che si profilano davanti ai nostri occhi sono ben definite: esagoni, linee e quant’altro, ormai le formule non sono più un segreto per noi.   Pensiamo ad una sostanza, ne digitiamo il nome su internet e voilà!   Ecco servita la formula!   Facile no?   E questo vale per, ormai, la maggior parte di quello che impariamo.   Siamo talmente abituati ad avere una marea di informazioni di ogni tipo e provenienza che spesso non ci soffermiamo a pensare a come queste informazioni siano state acquisite nel tempo e con quali mezzi.

Come è possibile, per esempio, che siano state individuate, nell’ultima metà del 1900, le strutture molecolari di milioni e milioni di sostanze e che sia ormai automatico identificare e schedare una molecola nel giro di pochi minuti? Le tecniche di indagine strutturale e di studio delle proprietà chimico-fisiche nel campo chimico, biologico e medico hanno fatto e stanno tuttora facendo passi da gigante.   La possibilità di studiare sistemi dai più semplici, come le singole molecole, o più complessi, come i sistemi biologici e gli organi del corpo umano, ha rappresentato una svolta epocale nella storia dell’evoluzione tecnologica, portando a notevoli e repentini progressi in vari campi scientifici.

Una delle tecniche più quotate in questo senso, che ci permette di intuire la struttura chimica di una molecola, di disegnarne i legami e disporre gli atomi che la compongono, è la spettroscopia di Risonanza Magnetica Nucleare.   Questa, insieme ad altre tecniche come la spettrometria di massa, è alla base della caratterizzazione strutturale di molecole organiche.   Grazie ad esse siamo in grado di dare un nome ed un volto alle sostanze che ci troviamo tra le mani, per esempio in seguito ad una sintesi o alla purificazione di una matrice di origine naturale.

Perché è importante che un nucleo possieda proprietà magnetiche?  Perché proprio sfruttando questa proprietà è possibile far interagire il campo magnetico generato dalla particella in rotazione su sé stessa con un campo magnetico esterno, applicato in uno spazio all’interno del quale è posizionata la particella.   A dire il vero, fra gli atomi che noi conosciamo e che siamo abituati a vedere sulla tavola periodica, ben pochi possiedono questa proprietà.  Sappiamo che i nuclei degli atomi sono costituiti da protoni e neutroni, i quali hanno approssimativamente la stessa massa e, così come gli elettroni, sono situati all’interno di orbitali.La rotazione del nucleo atomico su se stesso crea quello che viene definito in fisica un momento magnetico: l’elemento più semplice avente momento magnetico nucleare, nonché il più importante, è l’idrogeno.   Proviamo a immaginare il protone di cui è composto l’atomo di idrogeno come una palla che ruota su se stessa e uniformemente carica: le porzioni infinitesime di carica generano un campo magnetico la cui entità dipende dalla loro distanza dall’asse di rotazione.   Tale rotazione viene definita come spin, o momento angolare intrinseco.   Mentre per gli oggetti macroscopici il momento angolare è associato con la massa, per lo spin quest’ultima non è richiesta: infatti, sia i fotoni, che hanno massa pari a zero, sia le particelle elementari come gli elettroni, che sono considerate puntiformi, possiedono uno spin.   Le proprietà di spin dei protoni e dei neutroni si combinano per definire lo spin totale dei nuclei, da cui deriva il loro eventuale momento magnetico.   Infatti, non tutti i nuclei atomici possiedono proprietà magnetiche, ma solo nuclei con numero atomico e/o massa atomica dispari, ovvero quando il loro numero quantico di spin I è ±1/2.

Ma andiamo avanti.   Quando il nucleo si trova in un campo magnetico esterno, il suo spin si allinea con esso, ovvero fa sì che il protone si comporti come un piccolo magnete con un polo nord ed un polo sud.   Abbiamo detto che il numero di spin può assumere 2 valori, uno positivo e uno negativo, i quali definiscono due livelli di energia, uno più basso e uno più alto: in quello ad energia più alta, il momento magnetico si oppone al campo esterno, in quello ad energia più bassa, momento e campo sono allineati.   L’assorbimento di un fotone, di una radiazione è in grado di indurre una transizione tra i due stati energetici di una particella facendola passare dallo stato di bassa energia allo stato a più alta energia.   Ovviamente il contenuto energetico di questo fotone deve essere esattamente pari alla differenza di energia tra i due stati.   Qual’è l’entità di questa energia?Quando il numero di protoni o neutroni è pari gli orbitali sono pieni e, poiché sono dotati di un momento angolare, nel riempire gli orbitali possono appaiarsi (spin up-spin down, esattamente come avviene per gli elettroni) annullando la risultante; se in qualcuno di questi orbitali non c’è appaiamento completo vi sarà una risultante non nulla, condizione necessaria affinchè la particella possa generare un momento magnetico e interagire con il campo esterno. Quali nuclei sono quindi adatti ad essere studiati con questo tipo di tecnica spettroscopica?  Quello più studiato è sicuramente l’idrogeno, indicato come 1H, il cui nucleo è costituito da un solo protone.  Il secondo classificato, come importanza e rilevanza scientifica, è il carbonio-13, anche indicato come 13C: si tratta dell’isotopo meno abbondante del carbonio (lo troviamo in natura con un’abbondanza relativa dell’1,1%), costituito da 6 protoni e 7 neutroni, rispetto al più noto carbonio-12 che possiede un neutrone in meno e numero quantico di spin nullo.  Proprio così, sarebbe inutile provare a studiarlo in NMR, non è in grado di interagire con il campo magnetico esterno.   Altri nuclei molto studiati con questa tecnica sono l’azoto (14N) e il fosforo (31P).   Se ci pensiamo bene, sono tutti atomi che costituiscono lo scheletro di base delle molecole organiche e che costituiscono le molecole alla base della vita: carboidrati, proteine, grassi e non solo!

La meccanica quantistica ci insegna che l’energia E di un fotone è correlata alla sua frequenza ν grazie alla seguente equazione

E = h ν

in cui h rappresenta la costante di Plank.

La frequenza ν, a sua volta, oltre che dall’intensità di campo magnetico, indicata con B, dipende dal rapporto giromagnetico γ della particella.   Il rapporto giromagnetico, che differisce da nucleo a nucleo, indica la frequenza con cui un nucleo si muove attorno ad un campo magnetico esterno; il valore di questo rapporto è positivo se momento magnetico e momento angolare sono paralleli, negativo se sono antiparalleli.

ν = γ Bo

Ad esempio, per l’idrogeno, γ = 42.58 MHz / T.

In definitiva, l’energia di cui il fotone ha bisogno per provocare una transizione tra i due stati dello spin può essere espressa così:

E = h γ Bo

Questa equazione viene definita come condizione di risonanza, ovvero la condizione necessaria affinchè avvenga una transizione tra i 2 stati di spin; la frequenza di irradiazione viene definita, di conseguenza, frequenza di risonanza o, in gergo, frequenza di Larmor.

QUANDO L’ATOMO FA PARTE DI UNA MOLECOLA: L’INFLUENZA DELL’INTORNO CHIMICO NELL’NMR

Ma perché è importante l’interazione con un campo magnetico per ottenere informazioni strutturali?

Nuclei diversi immersi in un campo magnetico interagiranno con questo in maniera diversa, fornendo, di conseguenza, segnali diversi. Ma facciamo un passo indietro.

Per fare un esperimento di questo tipo abbiamo bisogno di due risorse fondamentali: un campo magnetico e una fonte di radiazioni.  All’interno del campo magnetico dovremo poi immergere, letteralmente, la nostra particella, molecola, composto di cui desideriamo ottenere informazioni strutturali.  Ci sono due modalità per condurre l’esperimento: la modalità ad onda continua, ormai superata dalla più recente modalità a impulsi, prevede che un magnete generi il campo magnetico necessario ad indurre l’intervallo tra i livelli energetici degli atomi attivi nel campione in esame, mentre, contemporaneamente, un emettitore di onde lo bombarda ad una frequenza ben precisa.  Il campo magnetico viene quindi aumentato un po’ alla volta e, come in tutte le tecniche spettroscopiche, un rivelatore registra l’assorbanza del campione ad ogni intensità di campo, ovvero quanta parte della radiazione incidente si perde al passaggio attraverso il campione.   Dato che la frequenza di risonanza di un nucleo attivo è direttamente proporzionale al campo applicato, mano a mano che il campo aumenta crescono anche le frequenze di risonanza; quando le frequenze di risonanza diventano pari a quella incidente, tutti gli atomi capaci di farlo assorbiranno quanti di energia, e l’assorbanza misurata sarà più alta.   La seconda modalità, invece, utilizzata dagli spettrometri più moderni, consiste nel mantenere costante il valore del campo magnetico aumentando, invece, la frequenza della radiazione incidente.   Il risultato non cambia, si ottiene sempre un grafico con l’assorbanza sull’asse delle y, ed una quantità utile a definire l’energia fornita sull’asse delle x.

Blocale = B0(1-σ)Ma stando a quanto detto finora, se tutti i nuclei attivi magneticamente entrano in risonanza allo stesso modo e tutti gli isotopi uguali si comportano allo stesso modo dando luogo ad un assorbimento di energia della stessa entità, come è possibile distinguere tra loro i nuclei in modo da correlare ogni segnale ad una data posizione nella struttura della molecola? I modelli di comportamento fisico delle particelle vengono descritti assumendo che questa si trovi nel vuoto in assenza di forze di ogni genere che agiscano su di essa, determinando in questo modo un comportamento ideale.  Se così fosse, dal nostro esperimento non otterremmo alcuna informazione utile sulla struttura del nostro campione.   Fortunatamente, i comportamenti ideali difficilmente si verificano, pertanto l’idea che una particella non sia influenzata dal suo ambiente circostante trova poco spazio nella realtà dei fatti.   Ed è proprio questa influenza a darci le informazioni che ci servono!  I nuclei, infatti, sono dotati di un intorno chimico, costituito da altri atomi e/o altre molecole che li circondano con le relative nubi elettroniche, ed essi stessi sono circondati dalla propria “nube” di particelle cariche in moto.

Il campo magnetico applicato induce, pertanto, sull’intorno elettronico di ogni nucleo, un campo magnetico locale opposto.   La nube elettronica provoca una modificazione locale del campo applicato che viene definita schermatura.  A questo punto il campo effettivo risultante viene indicato con l’equazione seguente, dove σ indica l’entità della schermatura elettronica:

Se riprendiamo l’equazione della frequenza di risonanza e la integriamo con questa, emerge che, a seconda dell’intorno chimico in cui è immerso un certo nucleo, la frequenza di risonanza può risultare più bassa di un fattore (1-σ) , poiché il campo magnetico indotto è opposto a quello applicato:

ν = γ B0(1-σ) / 2π

Ciò si traduce in una differente posizione dei picchi di assorbimento a seconda proprio dell’intorno chimico: osservando lo spettro è possibile fare considerazioni sullo schermo elettronico associato ai vari nuclei che li hanno generati.

Ecco quindi che si parla di spostamento chimico dei nuclei.  Ma spostamento rispetto a cosa?

Come in ogni tecnica di indagine è necessario effettuare un’analisi confrontando il dato ottenuto con uno standard.   Lo spostamento chimico si ricava mettendo in relazione gli schermaggi dei vari nuclei con nell’NMR del C-13 e del protone si usa il tetrametilsilano (in gergo, TMS).

A questo punto occorre specificare che gli atomi possono comportarsi reciprocamente in due modi diversi, ovvero schermando e deschermando; nel primo caso, si tratta di atomi elettron-donatori, ovvero atomi che tendono ad estendere la propria nube elettronica agli atomi adiacenti, nel secondo caso di atomi elettron-attrattori, che al contrario attraggono la nube elettronica lasciando i nuclei vicini meno schermati.

Tanto più grande è la densità elettronica, tanto maggiore sarà l’entità della schermatura.   Di conseguenza, i nuclei che si trovano in un intorno ricco di elettroni risentiranno di un campo magnetico più basso e subiranno la transizione ad una frequenza più bassa rispetto ai nuclei situati in un intorno povero di elettroni.

L’atomo di silicio, che è elettron-donatore, è il meno elettronegativo dei tre elementi che costituiscono il TMS, infatti carbonio ed idrogeno sono altamente schermati.  Inoltre, per ragioni di simmetria della molecola, tutti gli atomi di carbonio e tutti gli atomi di idrogeno sono schermati nella stessa misura, quindi si avrà un segnale unico che viene preso come 0 della scala.   Generalmente, protoni o carboni adiacenti ad atomi elettronegativi risultano deschermati, ovvero risentono di un campo magnetico applicato più intenso e subiscono transizione a frequenze più alte, quindi nello spettro si trovano ad uno spostamento chimico più alto.   Per avere una misura dello spostamento chimico che sia indipendente dal campo magnetico applicato di utilizza lo spostamento chimico relativo, misurato in ppm (Hz/MHz) ed indicato con la lettera δ.   Per convenzione, sia per 1H-NMR che per 13C-NMR, lo zero della scala è attribuito all’assorbimento all’NMR del TMS nel quale i carboni e i protoni sono più fortemente schermati di quanto si osserva nella maggior parte delle altre molecole organiche.   Per 1H-NMR, la scala d generalmente si estende da 0 a 12 ppm, mentre per 13C-NMR è molto più ampia e copre l’intervallo 0-220 ppm.

In base allo spostamento chimico è possibile distinguere, per esempio nel caso del protone, a quale gruppo funzionale appartiene un determinato H, e, in base al tipo di segnale, multiplo o singolo, è possibile determinare se è legato ad un determinato atomo singolarmente o è circondato da altri atomi di H con cui può accoppiarsi.   Di conseguenza ciò permette di ottenere una serie di importantissime informazioni strutturali e sull’intorno del tipo di nucleo che stiamo studiando.

Inoltre, è possibile ricavare informazioni quantitative grazie al fatto che il segnale che ci viene fornito dall’elaborazione dei dati ottenuti è rappresentato da un picco, la cui area è proporzionale all’entità dell’assorbanza; pertanto, calcolando tale area in riferimento ad un segnale noto, siamo in grado di risalire al numero di nuclei relativi a quel dato segnale.

C’è un altro fattore che dobbiamo considerare prima di avventurarci nel magico mondo della spettroscopia NMR.   Se osserviamo uno spettro noteremo subito che il numero dei picchi supera di gran lunga il numero dei nuclei presenti nella nostra molecola.   Com’è possibile?   Grazie al fenomeno dell’accoppiamento spin-spin.   Un protone risente del campo magnetico posto intorno a lui e, a seconda che nel suo intorno vi siano 0,1,2,3 o più protoni cambierà notevolmente l’entità del campo magnetico da lui risentito.   Il risultato è che, in base a tutte le possibili combinazioni di orientamento del campo esterno applicato e indotto dai nuclei e al numero di protoni che interagiscono tra loro, l’entità e l’identità del segnale varieranno dando luogo ad un numero di picchi differente.   Questo aspetto è di fondamentale importanza nell’interpretazione di uno spettro NMR, a prescindere dal tipo di nucleo di cui si parla.

LO SPETTROMETRO NMR

Ma come è fatto uno spettrometro per risonanza magnetica nucleare?

Come abbiamo detto qualche riga fa, i due componenti fondamentali che costituiscono questo strumento sono la sorgente di campo magnetico e il generatore di radiazioni, corredati ovviamente dal sistema di acquisizione ed elaborazione dati.   In passato, quando i campi magnetici non prodotti da elettromagneti non erano molto diffusi e la superconduttività, ancora sperimentale, si affacciava nel mondo scientifico con strumenti non ancora commerciali, venivano largamente usati i magneti permanenti.radiofrequenza e campo magnetico in uno spettrometro NMR

Al giorno d’oggi, invece, i superconduttori rappresentano la frontiera tecnologica più avanzata nel campo della spettroscopia NMR.   L’uso dei superconduttori permette, infatti, di poter disporre di campi magnetici sempre più intensi e di strumenti di conseguenza più potenti e ciò, di pari passo con una dotazione elettronica sempre più all’avanguardia, ha consentito lo studio strutturale anche di molecole che con i vecchi spettrometri sarebbe stato arduo analizzare.

I campi magnetici, infatti, possono essere prodotti anche da elettromagneti e superconduttori.   Gli elettromagneti sfruttano il passaggio di corrente in un conduttore il quale, quando è percorso da cariche elettriche in moto, produce un campo elettrico indotto ma anche un campo magnetico esterno, proporzionale alla quantità di cariche che fluiscono.  Questi magneti producono campi relativamente modesti che però necessitano dell’erogazione di una grande quantità di energia elettrica e, per il conseguente effetto Joule prodotto, anche di un efficace sistema di raffreddamento. solitamente ad acqua, per dissipare il calore prodotto dalla grande quantità di cariche in movimento.  Questo ha prodotto la necessità di pensare ad una valida alternativa, ovvero un materiale in grado di condurre l’elettricità creando campi magnetici elevati ma che allo stesso tempo non comporti un surriscaldamento della struttura.   Per un metallo alle temperature ordinarie, la conducibilità elettrica è inversamente proporzionale alla temperatura assoluta.   Gli atomi del conduttore metallico formano un reticolo che vibra quanto più è alta la temperatura del conduttore stesso.   Gli elettroni, che si muovono attraverso il reticolo, non procedono in linea retta a causa delle collisioni che avvengono tra loro quindi perdono energia sotto forma di calore.  I superconduttori, come gli elettromagneti, sono considerati tra i materiali resistivi ma, in realtà, è proprio la loro capacità di non opporsi al passaggio della corrente elettrica che li rende tali.

Il generatore di campo magnetico degli strumenti più moderni, pertanto, è costituito da una bobina di un materiale superconduttore, spesso rappresentato da una lega metallica di niobio e titanio, che a bassissime temperature (-270° C!) non oppone alcuna resistenza alla corrente, perciò questa continua a girare nella bobina senza richiedere di essere alimentata; si definiscono criomagneti.

Ma come è possibile raggiungere tali temperature?  Grazie all’ausilio di liquidi refrigeranti come l’elio e l’azoto.   La bobina è immersa in una specie di vaso cilindrico, detto dewar, interno allo spettrometro che viene riempito di elio liquido; nonostante lo strumento sia ben isolato, la temperatura esterna molto più elevata rispetto a quella interna provoca una considerevole evaporazione del liquido, il cui livello tende ad abbassarsi gradualmente. Per rallentare il più possibile questo processo di evaporazione viene introdotto all’interno dello strumento, in un dewar esterno ed adiacente a quello contenente l’elio, anche l’azoto liquido che, fornendo una temperatura di -79°C, mantiene l’elio allo stato liquido. Ovviamente l’azoto evapora molto più in fretta rispetto all’elio, quindi, se per quest’ultimo i tempi di esaurimento e rifornimento sono molto più dilazionati, per l’azoto è necessario effettuare il refilling con una frequenza decisamente maggiore, in funzione anche delle dimensioni dello strumento.

Le unità di misura che indicano il flusso di un campo magnetico sono i Gauss ed i Tesla; è ormai entrata nella terminologia di uso comune l’abitudine di indicare la grandezza di un magnete, e quindi il campo magnetico da esso prodotto, facendo riferimento alla frequenza di risonanza del protone.  Pertanto se si parla di un magnete da 90 MHz si vuole indicare un campo magnetico da 2,11 Tesla nel quale il protone risuona appunto a 90MHz. Negli ultimi anni il progresso tecnologico ha portato alla costruzione di strumenti che arrivano ai 100 MHz di un elettromagnete e ai 900 MHz – 1 GHz di un criomagnete.

Occupiamoci ora della sorgente di radiazioni.  Nei primi strumenti l’analisi veniva eseguita irradiando il campione immerso nel campo magnetico con un fascio di onde radio di frequenza via via crescente in modo da eccitare in sequenza tutti i nuclei in esame e veniva registrata l’entità della radiazione assorbita.  Questa tecnica, però, risultava molto lenta e oggi non viene più utilizzata. Nei moderni strumenti, invece, il segnale viene generato con il metodo ad impulso e la trasformata di Fourier; in questo modo tutti i nuclei di una specie vengono eccitati contemporaneamente da un impulso che con  tiene tutto l’intervallo di frequenze necessario e i dati vengono poi elaborati al computer con la tecnica della trasformata di Fourier.  In cosa consiste?  Il segnale ottenuto sarebbe un segnale oscillante con frequenza ν, la frequenza di Larmor del nucleo in esame, che si smorza nel tempo e che viene definito FID (Free Induction Decay), libero decadimento dell’induzione; questo accade perché quando si interrompe l’impulso di radiofrequenza i nuclei eccitati continuano ad emettere per qualche istante un debole segnale di radiofrequenza che si spegne nel tempo, una specie di eco del segnale assorbito.  Il segnale che noi vedremmo sarebbe una misura dell’intensità dell’energia trasmessa in funzione del tempo; ma per avere un’informazione utile ed elaborabile ci serve trasformare questi dati ottenendo un’espressione dell’intensità in funzione della frequenza.

GLI SPETTRI NMR

La trasformata di Fourier non è altro che un’operazione matematica che ci permette di scomporre e successivamente ricombinare un segnale generico in una somma infinita di sinusoidi con frequenze, ampiezze e fasi diverse ottenendo così l’insieme di valori in funzione della frequenza.

Quindi, se reduci da un’intensa attività di laboratorio volessimo analizzare il frutto del nostro lavoro?

Dobbiamo tenere conto ancora di qualche accorgimento.  Per una buona riuscita della nostra analisi è necessario ottenere una buona risoluzione, caratteristica comune a tutte le tecniche analitiche.

Per fare questo occorre che i segnali del nostro spettro, rappresentati da picchi, risultino stretti e assomiglino il più possibile a righe.  E’ necessario, pertanto, che il campo magnetico attorno al campione sia il più possibile omogeneo.  Il campione viene inserito in un tubicino del diametro di 5mm e lungo circa 20cm, disciolto in un opportuno solvente che presenta la caratteristica peculiare di essere “deuterato”: gli atomi di idrogeno che costituiscono la molecola vengono sostituiti da atomi di deuterio, isotopo dell’idrogeno con peso atomico pari a 2.  Perché?  Se vogliamo registrare lo spettro NMR dei protoni presenti nel nostro campione dobbiamo essere sicuri che i segnali rilevati siano relativi esclusivamente a loro, pertanto dobbiamo escludere qualsiasi altra fonte di protoni, come appunto il solvente.  I solventi utilizzati sono in genere deuterati (CDCl3, CD3COCD3), in quanto, oltre al fatto che il nucleo più indagato è senza dubbio 1H, per cui è necessario evitare solventi contenenti idrogeni per non avere nello spettro grossi segnali dovuti al solvente, il segnale del deuterio viene utilizzato dallo strumento per effettuare una serie di operazioni automatiche che garantiscono la stabilità del campo magnetico applicato e dall’operatore per valutare l’omogeneità del campo stesso.

Questa tecnica, alla luce di quanto detto, ci offre un panorama di possibilità non indifferente; la chimica, intesa come scienza degli atomi, delle molecole e delle innumerevoli combinazioni in cui essi si articolano, non è che uno dei possibili campi di applicazione.  Se pensiamo che noi stessi, intesi come organismi viventi, non siamo altro che una struttura complessa e ben concertata di cui atomi e molecole rappresentano i costituenti principali, i piccoli mattoncini che si organizzano a loro volta in strutture via via più complesse, non diventa difficile immaginare come la spettroscopia NMR possa fornire buoni risultati anche nello studio delle macromolecole, degli organi e del corpo umano.  Proprio così, medicina e chimica sono due risvolti della stessa medaglia, possono affrontare le stesse problematiche a due livelli differenti, microscopico l’una e macroscopico l’altra.Il campione viene introdotto da una apertura nella parte superiore e calato all’interno del magnete grazie ad un flusso di aria compressa che lo mantiene in galleggiamento fino al raggiungimento della posizione ottimale. Se il flusso di campo che investe la porzione di liquido analizzato non è omogeneo, accade che nuclei posti in posizioni diverse del campione risentano di diversi valori di campo e daranno, di conseguenza, risonanza a frequenze diverse.  Risultato?  La somma di tutte le diverse risonanze darà origine ad una banda allargata.  Se, al contrario, il campo è omogeneo, tutti i nuclei risentono dello stesso flusso di campo e risuoneranno quindi alla stessa frequenza producendo un segnale stretto.  Per ottenere l’omogeneità del campo vengono svolte, simultaneamente, due azioni, chiamate in gergo lock e shim.

Il lock, o rotazione del campione, permette di “sistemare” il campione nello spazio in cui è presente il campo magnetico e regolare le posizioni dei vari nuclei, mentre lo shim è un’operazione che prende il nome dalle “shimming coils”, una serie di spirali poste intorno al sistema di analisi che producono piccoli campi magnetici di intensità e direzione regolabile.  Entrambe le operazioni di aggiustamento di questi campi vengono eseguite per ogni campione all’inizio di ogni analisi e sono fondamentali per ottenere un buon risultato.

Come dicevamo all’inizio, i nuclei che si possono indagare sono diversi a seconda delle informazioni che si vogliono ottenere; in chimica organica, dove questa tecnica è usata prevalentemente per confermare o determinare strutture semplici di molecole non troppo grandi, i nuclei di interesse sono rappresentati da 1H e 13C. A questo proposito, vi è una differenza a livello operativo fra questi due esperimenti, dovuta al fatto che se si intende registrare uno spettro al protone si possono utilizzare soluzioni molto diluite, poiché grazie alla elevata sensibilità del protone e soprattutto alla sua elevata abbondanza isotopica, il segnale di risonanza prodotto sarà comunque molto intenso; al contrario, se vogliamo registrare uno spettro del 13C, che ha un’abbondanza naturale dell’1,1%, sarà necessario utilizzare soluzioni molto più concentrate.

FORMAZIONE DELLE IMMAGINI DALLA RISONANZA MAGENTICA

L'imaging a risonanza magnetica (Magnetic Resonance Imaging, MRI), detto anche tomografia a risonanza magnetica (Magnetic Resonance Tomography, MRT) o risonanza magnetica tomografica (RMT), oppure semplicemente RM, è una tecnica di generazione di immagini usata prevalentemente a scopi diagnostici in campo medico, basata sul principio fisico della risonanza magnetica nucleare.

L'RM è generalmente considerata non dannosa nei confronti del paziente, e quest'ultimo non è sottoposto a radiazioni ionizzanti come nel caso delle tecniche facenti uso di raggi X o di isotopi radioattivi. Le informazioni date dalle immagini di risonanza magnetica sono essenzialmente di natura diversa rispetto a quelle degli altri metodi di imaging, infatti è possibile la discriminazione tra tessuti sulla base della loro composizione biochimica, inoltre si hanno immagini delle sezioni corporee su tre piani diversi (assiale, coronale, sagittale), il che però non le conferisce la tridimensionalità.L'aggettivo "nucleare" si riferisce al fatto che il segnale di densità in RM è dato dal nucleo atomico dell'elemento esaminato, mentre, nelle più diffuse tecniche di imaging radiologico, la densità radiografica è determinata dalle caratteristiche degli orbitali elettronici degli atomi colpiti dai raggi X. Questa ulteriore specificazione non introduce ambiguità ed evita inoltre equivoci con il decadimento nucleare, fenomeno col quale la RM non ha alcunché in comune.

Vi sono diverse applicazioni dell'imaging a risonanza magnetica, ad esempio l'imaging a risonanza magnetica in diffusione e la risonanza magnetica funzionale. Gli svantaggi dell'utilizzo di questa tecnica sono principalmente i costi e i tempi necessari all'acquisizione delle immagini.

Il principio di funzionamento si basa sul sottoporre il paziente ad un forte campo magnetico statico. L'intensità del campo magnetico può variare dai decimi di tesla, per piccole macchine dedicate allo studio delle articolazioni, a 3 tesla per le macchine attualmente in commercio per scopi diagnostici. Alcune macchine per la risonanza magnetica funzionale attualmente in commercio raggiungono campi di 7 T, mentre nell'ambito sperimentale sono in sviluppo dispositivi da 8 e 9 T.

Nel campo magnetico statico, gli spin dei protoni all'interno dei tessuti tendono ad allinearsi alle linee di forza (in modo parallelo o antiparallelo); poiché gli spin allineati in senso parallelo sono in numero superiore, i tessuti vengono a possedere una leggera magnetizzazione totale. Questo allineamento non è mai totale, ma piuttosto gli spin dei vari protoni incominciano a mostrare una precessioneattorno alla direzione del campo magnetico.

Questa precessione mostra una frequenza tipica detta frequenza di Larmor che si trova nell'ordine dei MHz e quindi nel campo della radiofrequenza (per un campo di 1 T, la frequenza è di 42 MHz per l'atomo di idrogeno); se allora sul paziente viene applicato un campo magnetico rotante a questa esatta frequenza e di energia sufficiente, è possibile ruotare la magnetizzazione dei protoni di un angolo arbitrario (detto flip angle) che dipende dal tipo di immagini che si desidera ottenere.

Il fornire questa energia alla stessa frequenza di precessione è il fenomeno che dà il nome "risonanza" al metodo; si tratta dello stesso principio per cui fornendo la spinta al momento giusto, si può aumentare l'ampiezza delle oscillazioni di un'altalena, seppur nel nostro caso applicato a livello atomico.

Dopo l'impulso, gli spin dei protoni tenderanno a tornare al loro stato iniziale di allineamento lungo il campo (fenomeno di rilassamento); tramite una bobina ricevente viene misurato l'andamento della magnetizzazione nel piano perpendicolare al campo magnetico principale (Free Induction Decay, o FID). Tale rilassamento avviene con due costanti di tempo distinte: la prima, indicata con t1, indica la rapidità con cui si ricostruisce la magnetizzazione diretta lungo la direzione del campo principale, e dipende dall'interazione tra protoni e le molecole circostanti (rilassamento spin-reticolo), la seconda, indicata con t2, indica la rapidità con cui si distrugge la componente di magnetizzazione trasversale in condizioni ideali, e dipende dall'interazione mutua di protoni vicini (rilassamento spin-spin). In situazioni reali, la componente trasversa viene distrutta a causa della perdita di coerenza di fase tra i vari protoni del campione osservato, con un tempo chiamato t2* < t2. Essendo espressione di proprietà fisiche diverse, queste costanti sono funzioni dell'intensità del campo magnetico e, in generale, indipendenti l'una dall'altra.

In teoria, sarebbe possibile effettuare misurazioni rilevando il segnale emesso da una grande varietà di nuclei atomici, come ad esempio il sodio, il fosforo, il carbonio e l'idrogeno, impostando la frequenza di risonanza delle bobine a radiofrequenza al valore appropriato. Tuttavia in campo diagnostico viene attualmente usato quasi esclusivamente l'idrogeno come fonte di segnale.

MRI dal punto di vista medico

A prima vista, un'immagine di risonanza è simile a un'immagine ottenuta tramite tomografia computerizzata (TC). Esternamente le attrezzature per una TC e per una risonanza spesso sono simili: la principale differenza è la lunghezza del tubo in cui viene inserito il paziente, più piccola nel caso della TC, generalmente maggiore nel caso della MRI. In entrambe il paziente, su un lettino motorizzato, viene inserito in un anello. Nonostante questa sia la forma più comune per una macchina di risonanza magnetica umana, altre geometrie sono possibili (a ferro di cavallo o quadrata, ad esempio).

Il paziente non deve assolutamente indossare oggetti di materiale metallico potenzialmente ferromagnetico, quali orologi, bracciali, catenine; particolare attenzione deve essere posta per accertarsi che il paziente non abbia subito in passato incidenti in seguito ai quali schegge metalliche possano essere rimaste alloggiate nei tessuti, od operazioni chirurgiche che abbiano previsto l'impianto di materiali simili. Oggetti di materiale ferromagnetico immersi in un campo magnetico intenso subiscono forze rilevanti che possono provocarne lo spostamento con conseguente danno ai tessuti, ad esempio nel caso delle schegge che si trovassero vicino a vasi sanguigni; anche in assenza di tale rischio la presenza di materiale ferromagnetico, alterando il campo elettromagnetico cui sono sottoposti i tessuti, può causare un anomalo riscaldamento dei tessuti circostanti, con conseguente possibile danno.

La presenza di protesi, clip vascolari, stent, stimolatori cardiaci o altri apparati medico-chirurgici può, in molti casi, impedire l'esecuzione o la corretta lettura dell'esame. Dagli anni 1990 vengono utilizzati sempre più spesso materiali RM-compatibili, ma con l'aumentare della potenza degli apparecchi tale problema si rifà ogni volta vivo: occorre per tal motivo conoscere, per ogni materiale utilizzato, fino a che intensità del campo magnetico è da considerarsi RM-free.

Le immagini di risonanza magnetica hanno normalmente dimensioni da 256×256 pixel (immagini cardiache) a 1024×1024 pixel (immagini cerebrali ad alta risoluzione) per una profondità di 16 bit/pixel. Questo comporta una risoluzione spaziale intrinseca piuttosto bassa (particolari di 1 mm sono praticamente al limite della visibilità), ma l'importanza di questo esame sta nel fatto di poter discriminare, per esempio, tra un tessuto del fegato ed uno della milza (che rispetto ai raggi X presentano la stessa trasparenza), oppure i tessuti sani dalle lesioni. I tempi di scansione sono molto più lunghi rispetto alle altre tecniche radiologiche (un esame completo di risonanza magnetica dura da 30 a 60 minuti), e la risoluzione temporale è generalmente piuttosto bassa (qualche immagine al secondo per le risoluzioni spaziali inferiori).

Una caratteristica fondamentale della risonanza è la possibilità di variare il tipo di contrasto dell'immagine semplicemente modificando la sequenza di eccitazione che la macchina esegue. Ad esempio è possibile evidenziare oppure sopprimere il segnale dovuto al sangue, oppure ottenere informazioni di carattere funzionale invece che semplicemente morfologico.

La risonanza magnetica è una tecnica di imaging multiplanare, in quanto si possono acquisire immagini su piani assiali, coronali o sagittali (inizialmente esisteva una differenza con la TC che consentiva l'acquisizione di immagini solo su piani assiali; oggi invece grazie al movimento del lettino (cioè del corpo macchina, gantry) si possono acquisire direttamente immagini in coronale) e multiparametrica, in quanto i parametri di riferimento utilizzabili sono sia la densità protonica che i tempi di rilassamento t1 e t2.

Rischi per la salute

L'indagine di risonanza magnetica, in quanto non comporta l'assorbimento di radiazioni ionizzanti da parte del paziente, è indicata rispetto alla TC quando non c'è necessità di avere un'altissima risoluzione spaziale. Inoltre risulta più utile in caso di lesioni localizzate in tessuti vicini a strutture ossee, che potrebbero non essere rilevabili attraverso i raggi X. Viene preferita alla TC anche in particolari categorie di pazienti (donne in gravidanza, bambini) nei quali si preferisce evitare l'esposizione a raggi X per ragioni radioprotettive.

Per quanto riguarda le misure di sicurezza per gli operatori, per i pazienti e per il personale di servizio sono fondamentali le procedure di controllo su tutti i materiali ferromagnetici.

Per gli operatori, non sono ancora stati dimostrati danni per la salute derivanti dalla permanenza in campi statici, sebbene tutte le normative attuali ne contemplino il rischio (vedasi il Decreto Europeo 35 - giugno 2013), indicando nel Datore di Lavoro il diretto responsabile.

Esistono strumenti portatili (chiamati impropriamente "dosimetri") per il campionamento a lungo termine del campo magnetico.

Applicazioni

Quest'analisi strumentale serve per analizzare, verificare la presenza di alcune patologie:

alzheimer: grazie al tensore di diffusione dell'acqua nella sostanza bianca si sta studiando la precoce diminuzione del fascio I FO in questa patologia;

sclerosi multipla;

processi espansivi come i tumori;

ictus (nel processo finale durante l'edema cerebrale risultante; lo stravaso di sangue dell'ictus emorragico si vede meglio nella TC);

per lo studio di sostanze chimiche;

analisi per lo studio di tumori cerebrali.

Risonanza magnetica cerebrale

Inoltre, un utilizzo è lo studio funzionale del cervello, le cui aree attive possono venire evidenziate in base al segnale blood oxygenation level dependent (BOLD), dipendente dal grado di ossigenazione del sangue. Ma la RM rappresenta solo l'ultima fase dell'attività cerebrale, essendo una tecnica che rileva il movimento dei protoni: l'attività nervosa può essere infatti così scomposta:Lo studio del cervello viene fatto preferibilmente con questa tecnica, come nei casi di sclerosi multiplae di ictus.

attività nervosa: studiata mediante l'elettroencefalogramma;

spostamento delle correnti ioniche;

attivazione della pompa sodio potassio con consumo di ATP;

consumo di glucosio per produzione di energia: fase studiabile con la PET;

formazione dei flussi cerebrali: studio mediante fRM.

Tecnologia

Uno scanner commerciale è principalmente formato da elementi che creano campi magnetici statici oppure variabili nel tempo e nello spazio, coordinati da una complessa elettronica di controllo. Tali elementi sono:

il magnete principale, la cui funzione è creare un campo magnetico statico e omogeneo di elevata intensità per permettere la polarizzazione dei nuclei;

le bobine a radiofrequenza, che generano il campo magnetico rotante alla frequenza di Larmor;

le bobine di gradiente, che generano campi magnetici che variano linearmente nello spazio, indispensabili alla generazione di immagini;

varie bobine ausiliarie, che servono a compensare le eventuali disomogeneità o per modificare in altro modo le geometrie dei campi principali.

Magnete principale

Il magnete principale è il componente più grande e costoso dello scanner, e tutto il resto dello scanner può essere considerato ausiliario ad esso. La sua funzione è quella di creare un campo magnetico costante nello spazio e nel tempo. La specifica più importante di un magnete per l'imaging a risonanza magnetica è l'intensità del campo prodotto. Campi magnetici di maggiore intensità aumentano il rapporto segnale/rumore (SNR) dell'immagine, permettendo risoluzioni più alte o scansioni più rapide. Tuttavia, intensità più alte richiedono magneti più costosi e con costi di manutenzione più elevati, oltre ad avere bisogno di misure di sicurezza più accurate. Al momento, campi magnetici a 1,5 T sono considerati un buon compromesso tra costo e prestazioni per l'uso clinico generale. Sta comunque iniziando l'introduzione di campi magnetici a 3 T soprattutto per applicazioni di risonanza magnetica funzionale cerebrale o per l'imaging cardiaco. Alcuni studi sono in corso per ciò che riguarda l'imaging sull'uomo con campi magnetici a 7 T ed è attualmente in costruzione uno scanner whole-body (cioè in grado di effettuare l'imaging di ogni distretto corporeo) a 11,7 T (progetto Neurospin francese). Per esperimenti su cavie e piccoli animali, campi magnetici fino a 17 T sono attualmente usati.

Un parametro altrettanto importante per valutare la qualità di un magnete è la sua omogeneità: le fluttuazioni nell'intensità del campo all'interno della regione osservata dovrebbero essere inferiori allo 0,001%.

Tre tipi di magnete sono usati:

magnete permanente: magneti convenzionali fatti di materiali ferromagnetici (ad esempio acciaio) possono essere usati per ottenere il campo principale. Magneti di questo tipo sono estremamente ingombranti (con un peso che può superare le 100 tonnellate), ma una volta installati necessitano di pochi costi di manutenzione. I magneti permanenti possono raggiungere solo intensità di campo limitate (normalmente inferiori a 0,4 T) ed hanno stabilità nel tempo ed omogeneità non eccellenti. Pongono inoltre problemi di sicurezza, in quanto il campo magnetico non può essere mai disattivato.

elettromagnete resistivo: si tratta di un solenoide di cavo di rame. I vantaggi di questo tipo di magnete sono il basso costo, ma l'intensità di campo è limitata e la stabilità scarsa. L'elettromagnete richiede una corrente elettrica notevole per mantenere attivo il campo, il che lo rende costoso da utilizzare. Questa soluzione è in generale obsoleta.

elettromagnete a superconduttore: quando una lega di niobio-titanio è raffreddata da elio liquido a 4 K, essa diventa superconduttiva, cioè riduce la propria resistenza elettrica a zero. Costruendo un elettromagnete con cavo superconduttivo, è possibile ottenere intensità di campo molto alte con ottime caratteristiche di stabilità. La costruzione di un tale magnete è estremamente costosa, e l'elio per il raffreddamento è costoso e molto difficile da maneggiare. Tuttavia, nonostante il costo, magneti a superconduttore raffreddati ad elio sono i più comunemente usati negli scanner moderni. Nonostante l'isolamento termico, il calore presente nell'ambiente attorno allo scanner causa una lenta ebollizione ed evaporazione dell'elio liquido. Di conseguenza è necessario rabboccare regolarmente l'elio. Per questo motivo, un criostato può essere usato per ricondensare l'elio che evapora. Sono anche attualmente disponibili scanner privi di raffreddamento ad elio, in cui il cavo del magnete è direttamente raffreddato dal criostato.

I magneti principali sono disponibili in diverse forme. I magneti permanenti sono più frequentemente fatti a forma di ferro di cavallo, mentre quelli a superconduttore sono in genere toroidali. Tuttavia sono a volte usati anche magneti permanenti quadrati e magneti a superconduttore a ferro di cavallo.

Bobine di gradiente

Componente fondamentale di uno scanner per l'imaging sono le "bobine di gradiente", avvolgimenti in cui la corrente che vi scorre è modulata a seconda delle direttive della sequenza di eccitazione, e che hanno lo scopo di modificare l'intensità del campo magnetico lungo i tre assispaziali. La loro caratteristica principale è la generazione di campi magnetici che variano linearmente di intensità lungo una direzione, e sono uniformi rispetto alle altre due.

Ad esempio, attivando solo la bobina di gradiente lungo l'asse Z (convenzionalmente la direzione in cui è orientato il campo magnetico principale), si avrà all'interno del magnete un campo uniforme in ogni piano XY, mentre nella direzione Z varierà secondo la formula , dove   è l'intensità iniziale del campo magnetico, e  è l'intensità del gradiente, misurata in T/m. Valori tipici per i sistemi di gradienti degli scanner attualmente in commercio vanno da 20 mT/m fino a 100 mT/m. In pratica considerando uno scanner che abbia una zona utile per l'imaging (field of view) lunga 50 cm, ed una intensità di campo di 1,5 T, quando una bobina di gradiente da 20mT/m è attiva alla massima intensità, si avranno 1,495 T ad una estremità e 1,505 T all'altra.

L'effetto delle bobine di gradiente è quello di modificare la frequenza di risonanza dei nuclei in maniera dipendente dalla posizione spaziale. Questo concetto è alla base della generazione di immagini.

Geometria delle bobine di gradiente

La maggior parte degli scanner attualmente in commercio hanno un magnete a superconduttore di forma toroidale. Per questo motivo le bobine di gradiente hanno geometrie diverse a seconda della direzione spaziale in cui sono attive, così da poter essere integrate nella struttura dello scanner. A causa della diversa forma geometrica, le prestazioni delle bobine non sono uguali. In generale la bobina diretta lungo l'asse Z produce un campo magnetico più omogeneo e lineare, in quanto è solenoidale e le equazioni che regolano il campo in queste condizioni sono di soluzione relativamente semplice.

Tuttavia, a causa delle proprietà fisiche del campo magnetico, è impossibile ottenere un campo perfettamente lineare ed orientato in una unica direzione. In particolare, la terza equazione di Maxwell:

 

nega la possibilità di creare un campo variabile linearmente nello spazio senza che si formino campi varianti in modo diverso orientati nelle altre direzioni spaziali (detti campi concomitanti o campi di Maxwell). Per questo motivo, le bobine di gradiente, per quanto ben progettate, non possono mantenere una qualità uniforme in tutto lo spazio disponibile per l'imaging, e nella pratica sono necessari alcuni interventi di correzione dell'immagine finale che tengano conto della non idealità del campo. In particolare, i campi concomitanti aumentano di intensità in maniera proporzionale al quadrato della distanza dal centro del magnete, e sono soprattutto visibili nelle immagini di fase.

Rumore acustico

L'accensione, lo spegnimento e la commutazione delle bobine di gradiente provoca un cambiamento nella forza di Lorentz sperimentata dalle bobine di gradiente, attraverso espansioni e contrazioni minute delle stesse. La commutazione è tipicamente nella gamma delle frequenze udibili, pertanto la vibrazione risultante produce una sensazione acustica costituita da un ticchettiio o da una serie di bip. Questa è più marcata con macchinari ad alto campo e con le tecniche di imaging rapido in cui il livello di pressione sonora può raggiungere i 120 dB (equivalenti a un motore a reazione al decollo) per un magnete da 3 T, e quindi una protezione acustica (cuffia o tappi auricolari) adeguata è essenziale per il paziente durante l'esame MRI.

Bobine ausiliarie

Attorno al magnete principale si trovano anche altre bobine oltre alle bobine di gradiente, che hanno la funzione di migliorare le caratteristiche del sistema stesso.

Bobine di shimming

Queste bobine hanno lo scopo di creare campi magnetici tali da annullare le imperfezioni e non linearità del campo magnetico principale, in modo da renderlo più omogeneo e quindi mantenere il più costante possibile la frequenza di Larmor nella zona di cui si vuole fare l'imaging.

Al posto di bobine controllate elettronicamente, o più spesso in aggiunta ad esse, si utilizza anche uno "shimming passivo", costituito da elementi in materiale ferromagnetico posti nei dintorni del campo magnetico principale, che ne distorcono le linee di flusso.

Bobine di schermatura (shielding)

Queste bobine possono essere comandate autonomamente (schermatura attiva) oppure essere semplici avvolgimenti accoppiati induttivamente con le bobine di gradiente.

Lo scopo di questi avvolgimenti consiste nel generare un campo magnetico che si annulli col campo primario o col campo prodotto dalle bobine di gradiente nei punti in cui non è desiderato un effetto magnetico, ad esempio all'esterno del magnete.

Nonostante non siano noti effetti nocivi di un campo magnetico statico sui tessuti organici, almeno alle intensità usate per l'imaging diagnostico, è buona norma cercare di ridurre i campi indesiderati, sia per motivi precauzionali che per la salvaguarda delle apparecchiature elettriche ed elettroniche nei dintorni dello scanner ed all'interno dello scanner stesso. I campi magnetici variabili creano nei materiali conduttori delle correnti indotte (dette eddy currents, letteralmente "correnti a vortice" perché scorrono lungo linee circolari) che possono creare interferenza nelle apparecchiature ed effetti biologici negli esseri viventi, in quanto interferiscono con il debole campo elettrico dei neuroni, creando stimolazioni periferiche dei motoneuroni o, nei casi più gravi, disturbi temporanei alla vista fino alla stimolazione delle fibre cardiache, con rischio di fibrillazione ventricolare.

Procedura di imaging

Una successione di impulsi a radiofrequenza e di applicazione di gradienti costituisce le cosiddette "sequenze di impulsi" o "sequenze di eccitazione". Gli impulsi a radiofrequenza hanno la funzione di perturbare l'equilibrio degli spin e di generare il segnale, mentre gli impulsi di gradiente influenzano la frequenza e la fase del segnale ricevuto, e sono necessari all'ottenimento dell'immagine.

La generazione di immagini avviene attraverso la ripetuta acquisizione di segnali provenienti dal corpo, e attraverso l'opportuna modulazione delle bobine di gradiente. Facendo in modo che ogni voxel dell'immagine abbia una frequenza e/o una fase diversa rispetto a tutti gli altri, si riescono a separare i segnali provenienti da una singola porzione.

L'imaging avviene attraverso tre processi separati:

la selezione di una "fetta" (slice);

la codifica in frequenza;

la codifica di fase.

Selezione della "fetta" (slice)

L'applicazione di un gradiente lungo una direzione, fa sì che la frequenza di Larmor degli atomi vari linearmente lungo quella direzione. Come conseguenza, il corpo all'interno del magnete viene suddiviso in piani isofrequenziali paralleli. Un impulso radio ad una specifica frequenza (monocromatico) applicato mentre il gradiente è attivo, ecciterà un solo piano, lasciando in condizione di equilibrio tutti gli altri.

Codifica in frequenza

Applicando un gradiente dopo l'impulso a radiofrequenza e durante l'acquisizione del segnale emesso, si varia linearmente lungo lo spazio la frequenza di emissione da parte dei protoni. Il segnale acquisito è la somma di segnali a frequenze diverse, le quali possono essere ottenute tramite la trasformata di Fourier. Facendo corrispondere ad ogni frequenza una posizione spaziale, si ottiene una localizzazione in una dimensione. Per localizzare gli spin anche nella seconda direzione spaziale, è necessario utilizzare la codifica di fase.

Codifica di fase

Il gradiente nella seconda direzione spaziale viene applicato dopo l'impulso a radiofrequenza ma prima dell'acquisizione. Gli spin lungo quella direzione al momento dell'acquisizione avranno acquistato una fase pari a   dove f_L è la frequenza di Larmor, y è la coordinata lungo l'asse della codifica e t è il tempo di applicazione del gradiente. Una sola codifica di fase non è sufficiente per ottenere informazioni spaziali, per questo è necessario che la sequenza venga ripetuta un certo numero di volte per ottenere un campionamento significativo lungo la direzione della fase.

Sequenze di base

Diversi tipi di sequenze portano ad immagini che evidenziano caratteristiche diverse dei tessuti; in particolare due sequenze classiche servono ad individuare rispettivamente il t1 ed il t2. Entrambe si basano sull'applicazione di due impulsi a radiofrequenza in grado di far ruotare il vettore magnetizzazione nello spazio di 90° e 180°, ma i due impulsi vengono emessi in ordine inverso nelle due sequenze. Esse prendono il nome di Inversion Recovery e di Spin-Echo. L'applicazione di un solo impulso capace di ruotare la magnetizzazione di 90° produce una sequenza di nome Saturation Recovery.

Saturation Recovery

In questa sequenza viene applicato un solo impulso in grado di ruotare il vettore magnetizzazione di 90° (impulso a 90°), portando tutta la magnetizzazione presente sull'asse parallelo al campo principale, sul piano trasverso. La precessione di questo vettore produce un segnale oscillante monocromatico alla frequenza di Larmor, che si attenua secondo una legge esponenziale con costante di tempo t2*, chiamato segnale di decadimento libero dell'induzione (Free Induction Decay, o semplicemente FID):

 

dove M0 è la magnetizzazione presente sull'asse longitudinale al momento dell'impulso a 90°, νL è la frequenza di Larmor e t il tempo trascorso. Se il sistema era in condizioni di equilibrio al momento dell'impulso, allora M0 dipende solo dalla densità degli spin (densità protonica), se la sequenza viene ripetuta in maniera rapida (TR nell'ordine di t1), il sistema non ha il tempo di tornare allo stato di equilibrio, e quindi la magnetizzazione iniziale sarà quella che si è riuscita a ripristinare nel tempo TR, e quindi dipendente da t1. Per questo motivo, sequenze con TR molto piccoli sono in generale definite t1-pesate.

Inversion Recovery

Rappresentazione degli spin in una sequenza di inversion recovery 

In questa sequenza vengono applicati due impulsi a radiofrequenza per ogni ripetizione (più gli impulsi di gradiente per ottenere l'immagine come visto poco sopra), il primo a 180°, ed il secondo, dopo un tempo tI, a 90°.

Il primo impulso non produce nessun segnale, in quanto la magnetizzazione cambia di verso ma si mantiene parallela al campo magnetico principale; tuttavia, essa tenderà a riacquistare il verso originario secondo una legge esponenziale data dalla seguente formula:

All'istante tI, la magnetizzazione lungo la direzione parallela all'asse principale viene ruotata fino a portarsi nel piano trasverso, in cui inizierà il moto di precessione. Questo moto, genera un segnale di intensità proporzionale al modulo del vettore magnetizzazione, e quindi proporzionale a . Come si osserva, dal momento che tI è un parametro scelto dall'operatore, l'intensità del segnale dipende dal parametro fisico tI e dal vettore magnetizzazione iniziale M0, proporzionale alla densità protonica. Se si vuole ottenere una misura esatta di questi parametri, sono necessarie più scansioni con diversi TI seguiti da un'operazione di regressione nonlineare.

Lo scopo principale delle sequenze Inversion Recovery è la soppressione del segnale del tessuto adiposo (fat suppression) oppure del sangue (black blood), in quanto scegliendo un tI pari a , il segnale proveniente dal tessuto corrispondente al t1 scelto viene annullato. Per ottenere una valida soppressione del grasso il valore tipico nelle apparecchiature da 1,5 T(attualmente le più diffuse) è di circa 150-170 ms.

Spin-Echo

Anche in questo caso vengono usati due impulsi RF a 90° e 180°, ma stavolta vengono applicati in ordine inverso rispetto alla sequenza di inversion recovery. Il primo segnale a 90° ruota tutta la magnetizzazione nel piano trasverso rispetto al campo magnetico applicato, e produce un segnale FID che tende a zero con la costante di tempo t2*. Applicando dopo un certo intervallo di tempo TE/2 un impulso a 180°, il verso in cui gli spin precedono cambia. Siccome ogni spin si trova immerso nello stesso campo magnetico precedente, esso "tornerà indietro" con la stessa velocità di prima, causando un "riavvolgimento" delle fasi ed una riacquisizione della coerenza da parte del segnale. Al tempo TE gli spin saranno tutti di nuovo in fase, e si produrrà un'eco, la cui ampiezza massima sarà inferiore all'ampiezza del FID registrato precedentemente, in quanto nel frattempo gli spin avranno ricevuto un certo decadimento t2. In pratica, il modulo del vettore magnetizzazione trasversa al tempo TE sarà pari a:

 

producendo quindi un'eco di ampiezza proporzionale a tale valore. In maniera simile al caso precedente, i parametri fisici da cui dipende l'ampiezza di questo segnale sono il tempo di rilassamento t2 e la densità protonica.

Modalità di imaging (contrasti)

A differenza di altre tecniche di imaging, che permettono la raccolta di informazioni su una sola grandezza fisica (attenuazione ai raggi X nelle tecniche radiografiche, concentrazione di tracciante nelle tecniche di medicina nucleare ecc.), l'imaging a risonanza magnetica produce immagini che rispecchiano differenti proprietà fisiche, a seconda del tipo di sequenza utilizzata. Immagini di differenti grandezze fisiche vengono dette avere differente contrasto.

Contrasti "classici"

Le modalità di imaging più comuni e storicamente precedenti rispetto alle altre sono quattro:

densità protonica;

pesata t1;

pesata t2;

pesata t2*;

Per avere una analisi morfologica completa della regione oggetto di indagine, almeno due di questi contrasti (ad esempio t1 e t2) vengono acquisiti. Agenti di contrasto paramagnetici come il gadolinio hanno la proprietà di ridurre notevolmente il t2 dei tessuti con cui vengono a contatto, di conseguenza immagini con questo contrasto possono efficacemente mettere in risalto le zone raggiunte dall'agente. Questo è utile, ad esempio, per l'ottenimento di angiogrammi, e per la visualizzazione di emorragie.

Il contrasto t2 identifica particolarmente bene siero, acqua e liquido cefalorachidiano, e viene utilizzato per valutare se ci sono edemi associati a particolari lesioni.

Diffusione

Questo tipo di imaging misura la diffusione delle molecole d'acqua nel tessuti biologici. In un mezzo isotropico (ad esempio in un bicchiere d'acqua), le molecole di liquido si muovono di moto browniano casuale. Invece nei tessuti biologici la diffusione può essere anisotropica. Ad esempio una molecola d'acqua all'interno di un assone di un neurone ha una probabilità molto bassa di attraversare la membrana mielinica. Di conseguenza la molecola si muoverà principalmente lungo l'asse della fibra neurale. Ribaltando il concetto, se misuriamo che le molecole d'acqua in una certa regione si stanno muovendo (diffondendo) lungo una particolare direzione, possiamo assumere che la maggior parte della fibre nella regione sono orientate parallelamente a questa direzione.

Un'altra tecnica di misurazione della diffusione è l'imaging pesato in diffusione (Diffusion-weighted imaging, o DWI). Questa tecnica permette la misurazione della distanza di diffusione delle molecole d'acqua. Più breve è questa distanza, più chiara appare la regione considerata. In seguito ad una ischemia cerebrale, le immagini DWI sono molto sensibili ai cambiamenti patofisiologici che avvengono nella lesione[8] Si pensa che l'aumento delle barriere alla diffusione delle molecole d'acqua come risultato dell'edema citotossico (rigonfiamento delle cellule), sia responsabile dell'incremento del segnale in una scansione DWI. Altre teorie propongono che l'effetto sia dovuto a cambiamenti nella permeabilità cellulare o al venir meno della flusso citoplasmatico dipendente dall'ATP. L'aumento del segnale DWI appare entro 5-10 minuti dall'insorgenza dei sintomi dell'attacco ischemico (in contrasto con la tomografia computerizzata, che normalmente identifica i cambiamenti nei tessuti con un ritardo di 4-6 ore) e rimane per un periodo fino a due settimane. La TC, per la sua scarsa sensibilità all'ischemia acuta, è normalmente usata per verificare che non ci sia emorragia, che impedirebbe l'uso dell'attivatore tissutale plasminogeno (t-PA).La tecnica di imaging del tensore di diffusione (Diffusion tensor imaging, o DTI), permette di misurare la diffusione nelle tre direzioni spaziali e l'anisotropia all'interno del singolo voxel. Questo permette il tracciamento di mappe delle direzioni delle fibre del cervello per esaminare le connessioni tra le varie aree (usando la trattografia), oppure esaminare aree di degenerazione neuronale e demielinizzazione in malattie come la sclerosi multipla.

Accoppiato a misure di perfusione cerebrale, alcuni ricercatori sono stati in grado di determinare regioni di discordanza tra perfusione e diffusione, che potrebbero essere recuperate in seguito a terapia di riperfusione del tessuto.

È stato anche proposto che le misure di diffusione tramite MRI potrebbero essere in grado di identificare cambiamenti molto piccoli nella diffusione dell'acqua extracellulare, il che potrebbe avere applicazioni nel campo della risonanza magnetica funzionale: il corpo cellulare di un neurone si ingrandisce quando conduce un potenziale d'azione, impedendo di conseguenza la naturale diffusione delle molecole d'acqua. Nonostante questo processo sia stato provato a livello teorico, le prove sperimentali non sono ancora del tutto convincenti.

Come molte altre applicazioni più avanzate, questa tecnica è normalmente associata a sequenze di eccitazione rapide, come ad esempio l'echo planar imaging.

Artefatti tipici

Come con l'imaging a risonanza magnetica sono possibili molte diverse modalità di acquisizione dell'immagine, esistono parallelamente anche una serie di artefatti, cioè l'apparizione di strutture che non sono effettivamente presenti nell'oggetto osservato, tipici di questa branca della radiologia, e che sono normalmente associati a una non corretta codifica del k-spazio.

Aliasing

Ringing (o artefatto di Gibbs)Quando il field of view nella direzione di codifica di fase dell'immagine acquisita è più piccolo dell'oggetto nello scanner, si ha un fenomeno detto aliasing. Le parti dell'oggetto al di fuori dell'area di imaging producono comunque un segnale, ma l'intensità dei gradienti applicati fa sì che esse acquisiscano una fase superiore a 2\pi . Esse vengono quindi considerate dall'algoritmo ricostruttivo come sovrapposte all'estremità opposta dell'immagine. Questo artefatto viene corretto aumentando la dimensione del field of view, sopprimendo il segnale indesiderato tramite impulsi di saturazione, oppure tramite algoritmi in grado di riconoscere le sovrapposizioni che sfruttano le diverse intensità ricevute da bobine riceventi poste in punti diversi dello spazio (acquisizione parallela o parallel imaging).

Per eliminare questo artefatto è necessario eseguire la scansione ad una risoluzione più elevata.Quando in una immagine è presente un repentino cambiamento di contrasto (nell'immagine a fianco una struttura di plastica, che risulta nera nell'immagine, è immersa in acqua), si formano attorno all'interfaccia delle "onde" spaziate ad intervalli regolari. Questo fenomeno prende il nome di ringing (o artefatto di Gibbs, dal fisico statunitense Willard Gibbs). Questo è un fenomeno conosciuto anche in teoria dei segnali e dovuto al sottocampionamento in frequenza di un segnale. Per rappresentare una repentina variazione di un segnale nel campo della trasformata di Fourier quale è il k-spazio, sarebbe necessaria l'acquisizione di un infinito numero di campioni. Data l'impossibilità pratica di soddisfare questo requisito, l'interfaccia non appare netta ma presenta queste caratteristiche oscillazioni.

 Le malattie neurodegenrative e i tumori cerebrali avranno meno segreti. A scrutarli per una diagnosi precoce che consentirà di scegliere le migliori terapia sarà la risonanza a campo ultra-alto che oggi è stata inaugurata nel Centro di Ricerca della Fondazione Imago7 Onlus, presso il bunker allestito presso l’IRCSS Fondazione Stella Maris, a Calambrone (Pisa). 

Un team di ricerca dell'Istituto Nazionale per le Scienze dei Materiali del Giappone (NIMS), RIKEN, Kobe Steel e JEOL RESONANCE ha sviluppato con successo il sistema NMR dotato del più alto campo magnetico al mondo, 1.020 MHz, supportato dal programma JST-SENTAN "Sviluppo di sistemi e tecnologia per Misurazione avanzata e analisi. "

Il gruppo di ricerca composto da ricercatori di NIMS, RIKEN, Kobe Steel e JEOL RESONANCE (società consolidata di JEOL) ha sviluppato con successo il sistema NMR (nucleo magnetico di risonanza) equipaggiato con il più alto campo magnetico al mondo, 1.020 MHz, durante l'impegno nel JST- Programma SENTAN "Sviluppo di sistemi e tecnologie per la misura e l'analisi avanzate". Inoltre, prendendo misure effettive di questo nuovo sistema, la gruppo ha confermato le sue prestazioni notevolmente migliorate rispetto ai sistemi NMR convenzionali in termini di sensibilità e risoluzione.

I sistemi NMR sono stati utilizzati per vari scopi, tra cui l'analisi conformazionale 3D di biopolimeri come le proteine, la chimica organica e la ricerca dei materiali. In particolare, è uno degli strumenti indispensabili per lo sviluppo di nuovi farmaci. Nello sviluppo di un nuovo farmaco è fondamentale capire le strutture proteiche in modo rapido e accurato. In questa prospettiva, il miglioramento delle prestazioni dei sistemi NMR è di grande importanza. La forza del campo magnetico è un indicatore chiave della prestazione dei sistemi NMR, e quindi è stata feroce la concorrenza per sviluppare sistemi NMR con campi magnetici superiori a 1.000 MHz. Per lungo tempo, era ampiamente previsto che l'uso di tecnologia superconduttiva ad alta temperatura consentisse di produrre campi magnetici superiori a 1.000 MHz. Tuttavia, poiché i superconduttori ad alta temperatura presentavano problemi come l'essere fragili e difficili da elaborare, nessuna parte aveva raggiunto il loro uso pratico per un lungo periodo.

Attraverso lo sviluppo di diverse nuove tecnologie tra cui la conversione del superconduttore ad alta temperatura sviluppato da NIMS nel 1988 in forma di materiale filo, il team di ricerca ha recentemente creato il sistema NMR dotato di più alto campo magnetico al mondo a 1.020 MHz. Prima di realizzare questo compimento, la squadra ha passato 20 anni di pianificazione, progettazione e costruzione, oltre a superare numerose difficoltà, come la sospensione del progetto a causa del danno al sistema quasi completato causato dal terremoto del Grande Oriente del Giappone, che incontra un grave mondo La mancanza di fornitura di elio e l'improvviso passaggio del leader della squadra.

Si prevede che il NMR ad alta intensità del campo magnetico contribuirà grandemente a vari campi quali la biologia strutturale, la chimica analitica e l'ingegneria dei materiali. Inoltre, considerando che l'NMR necessita di un campo magnetico con precisione straordinaria, la tecnologia superconduttiva ad alta temperatura che è stata coltivata durante lo sviluppo di NMR è applicabile a vari sistemi ad alta tecnologia come la RM (risonanza magnetica), la fusione nucleare, i treni a motore lineari E cavi di potenza superconduttori.

Una iniziativa è stata resa possibile dalla creazione della Fondazione onlus Imago7 i cui soci fondatori sono l’IRCCS Stella Maris di Pisa, l’IRCCS Medea di Bosisio Parini (Lecco), l’Università di Pisa, l’Azienda Ospedaliera Universitaria di Pisa, e di recente anche l’Azienda Ospedaliera Universitaria Meyer di Firenze. Un Progetto concretizzato grazie al determinante contributo economico della Fondazione Pisa.

Soltanto 17 Centri in Europa e altri 21 nel resto del mondo possiedono apparecchiature di risonanza di questa potenza. Le applicazioni del 7 Tesla sono estremamente vaste: dallo studio anatomico ad altissima risoluzione del cervello, all’esplorazione dell’apparato muscolo-scheletrico, ed in futuro di altri organi come il cuore e la mammella. Con questa apparecchiatura di nuovissima generazione, sconfinate sono le opportunità di condurre ricerche scientifiche che potranno essere sviluppate per ampliare le conoscenze nel campo della medicina, a vantaggio di tutta la comunità. La Risonanza Magnetica a 7 Tesla è un potente strumento per scoprire i segreti del corpo umano, che permette di acquisire dati e nuove tipologie di immagini dei diversi distretti corporei in modo non invasivo, con un livello di risoluzione spaziale e specificità senza precedenti. Dopo l’arrivo del magnete dalla General Electrics di Milwaukee, Stati Uniti, avvenuto la mattina del 9 giugno 2010 al bunker di Calambrone, i tecnici hanno trascorso questi mesi a mettere a punto il sistema di Risonanza Magnetica, eseguendo complesse tarature e una serie di esperimenti pilota su fantocci che simulano la consistenza del corpo e del cervello umano.

ENGLISH

Nuclear Magnetic Resonance (NMR) nuclear magnetic resonance imaging (RMN) is a technique for measuring matter based on the measurement of proton spin probe or other nuclei with magnetic moment when subjected to a magnetic field.

History of RMN

Disclosed independently in 1946 by physicists Felix Bloch and Edward Purcell, who received the Nobel Prize in physics in 1952, between 1950 and 1970 was used primarily in the analysis of the molecular chemistry and the structure of materials.
In 1949, the American company Varian obtained a patent for the use of RMN for measurements in the Earth's magnetic field.
Brown and Gamsom of Chevron in 1960 made the first experimental recording of "NMR logging" in a well for oil research and in 1978, Schlumberger introduced the first standard logging instrument called Nuclear Magnetic Logging (NML).
In 1971 Raymond Vahan Damadian hypothesized that healthy tumors and tissues provide different responses to RMN analysis. He suggested that these differences could be used to diagnose cancer. Subsequent research showed that these differences, albeit real, have a wide range of variability which would have been difficult to use for diagnostic purposes. The results of Damadian had several faults in order to be used in practical use; Studies conducted by performing a RMN with different relaxation times throughout the body demonstrated that RMN could not be used to distinguish a cancerous tissue from a healthy
Nevertheless, in 1974 he registered the first patent on medical applications of RMN by recording the concept of RMN applied to the diagnosis of tumors. As reported by the National Science Foundation, "the patent included the idea of using the RMN to analyze the entire human body to locate cancerous tissues." However, no method of performing the whole body's investigation or obtaining images from that kind of analysis was precisely described.
In summing up the story of magnetic resonance, Mattson and Simon (1996) acclaimed Damadian the first description of the resonance of the entire human body and the discovery of the differences between the tissues that made it possible.
In the 1950s Herman Carr claimed that he had obtained a one-dimensional projection with a magnetic resonance technique. Encouraged by Damadian's article on the potential for nuclear magnetic resonance imaging, Paul Lauterbur improved Carr's technique and developed a method to generate the first 2D and 3D images using gradients. Peter Mansfield of Nottingham University subsequently developed a mathematical method that would allow scanning in seconds, rather than in a few hours, and produce better images. While Lauterbur and Mansfield applied to animals and human tissues, Damadian built the first machine for resonance that could be used for the entire body and produced the first human body scan using the field-focused technique (which is not currently used).
In 1972, using the Fourier transform transformation maths, Lauterbur associated the resonance study, hitherto used in the observation of chemical macromolecules, to anatomical districts.
In 1988, Numar, a company developed for NMR logging, produced the first instrument called MRIL (Magnetic Resonance Imaging Logging) equipped with permanent magnets and an RF antenna to send a series of pulses, thus allowing time determination of transverse relaxation.

Theoretical foundations

In the description of NMR phenomena the formalism of quantum mechanics should be used, but in the macroscopic systems at spin 1/2 the predictions of the classical model are in agreement with those of quantum theory, it is easier to deal with.
In the classic model, the spin of the atomic nucleus is described as a magnetic moment represented by a vector  .
When an atomic nucleus interacts with a uniform and constant magnetic field represented by the vector  ,  tends to orient itself in the direction of the magnetic field, , causing  rotation (precession) around the direction of the force lines of the magnetic field with a precise angular frequency ,  called "Larmor frequency", which depends only on the type of core and the magnitude of the magnetic field ().
The NMR technique does not observe a single nucleus, but statistically measures the effect of a population of nuclei present within the sample of the underlying material. A magnetization vector is then defined as the result of the vector sum of magnetic moments   of the nuclei, each of which may have the component parallel to , with same towards  (parallel alignment), or with opposite direction ( antiparallel alignment). According to the laws of quantum mechanics there is a slight excess of magnetic moments aligned in one direction with respect to the other, and therefore the resulting vector   is not null and measurable.
The population of nuclei with a parallel spin , that is, oriented toward the direction of , has a potential energy smaller than  and is supernumerary to the population   with spin antiparallel and with potential energy greater . The distribution of the population on the two energy levels   and  is given by the Boltzmann distribution law: , where  is the constant of Boltzmann, T is the expressed temperature in kelvin abd  is the difference of energy between the two levels.
Then the vector M, resulting from the action of the magnetic field on the nuclear spins, is proportional to that of the spin excess (population N1) defined by the quantum model and orientation equal to that of the applied external field B0. Ultimately, it is possible to obtain from a small volume of material a magnetization vector measurable by the composition of the carriers (not measurable) μ due to the spin of the nuclei contained in the material.
To detect this vector M it is necessary to disturb the system from its equilibrium state, for example by applying a second magnetic field B1 perpendicular to B0 and variable over time. (B1 can be induced by means of a radiofrequency signal).
If B1 rotates around B0 with a frequency equal to ν0 by changing the reference system and fixing it with B1, it is noted that the vector M precedes B1 with angular frequency ν1, varying in this reference system its orientation with respect to the direction of Field B0.
Fields B0 and B1 are respectively field polarization and field of excitation. The rotation that M is subjected to the main field due to the field B1 depends on the energy absorbed by the nuclei and hence also from the "application time" τ of B1 itself.
The angle is called flip angle. With appropriate values of the applied field B1 and time τ it is possible to rotate the vector M of 90 ° and in this case we speak of a 90 ° pulse; It is also possible to reverse the direction of the M vector with an 180 ° impulse called inversion impulse or "lazy impulse". In this case, a part of the N1 population nuclei has acquired energy to change direction to their magnetic moments μ so that the ideal situation should be reached where the number of nuclei with anti-parallel μ equals the number of nuclei with μ parallel ( N1 = N2 this situation would be achieved, according to the law of Boltzmann, only when the temperature of the spin system is infinite), so the spin system is no longer in thermodynamic equilibrium with the environment (lattice). Therefore, once turned off B1, the spin system will have to shed excess energy to the grid.
After the perturbation due to field B1, the starting equilibrium between the spin of sample atoms and field B0 with certain time modes is restored. The amplitude of the M vector is not preserved during what is called a "relaxation process".
It involves two phenomena: the transversal relaxation or deletion of the transverse component Mxy and the longitudinal relaxation or recovery of the longitudinal magnetization Mz. The evolution of the vector components M (t) is described in the rotating reference system with the Bloch equations.
The time constant T1, which governs the return to equilibrium of the longitudinal component of vector M, is defined as spin-lattice relaxation time, as it involves the energy transfers that occur between the spin system and the rest of the environment.
The time constant T2, which rules the cancellation of the transverse component of vector M, is defined as spin-spin relaxation time as it involves the interactions between the magnetic moments of the individual nuclei, i.e. it is related to the temporal dynamics leading the atomic spin To lose consistency and then to get away.
If the field B0 is not perfectly homogeneous at the local level due to unevenness of the applied external field, or due to temporal differences in magnetic susceptibility of the system, or for the application of a magnetic field characterized by a precise gradient, the field The precession frequency of the nuclei also depends on the position they occupy with respect to such local disomogeneities. Each spin pack can then precede its speed at the different points of the sample, disagreeing in fact with respect to the others. One observes, therefore, a deceleration of the faster M vector than one would expect from the spin-spin relaxation due to the lower order of the system. This phenomenon is considered in the time constant T2 *.
The T2 relaxation time is always less than or equal to T1.
The Bloch equations are the basis for choosing each excitation sequence and subsequent signal acquisition and processing.
Once the perturbing action of the B1 field is completed, after a Tp application time, the trend of the return to the equilibrium of the macroscopic magnetization M is followed, which tends to re-align to the B0 field. The signal produced by the variation in the time of the M vector is measured in the laboratory using an electromagnetic induction coil placed around the sample in the orthogonal direction to the outer field acting as an antenna: the variations of the cross-section of M go to concatenate Coil, inducing in it a small electromotive force (measurable by a radio frequency receiver) that oscillates at Larmor's frequency.
The NMR signal, called FID (Free Induction Decay), is approximately monochromatic and oscillates at Larmor's frequency, exponentially attenuating with time as a function of T2 * time constant.
For image formation, appropriately designed excitation sequences are used to emphasize the dependence of FID on three parameters: proton density ρ, T1, T2.
A characteristic parameter of all sequences is the repeat time TR, that is, the time interval between the start of an excitation sequence and the beginning of the next. Also, the FID is not directly measured but an "echo" signal, consisting of 2 FID speculators.
The fundamental step that has allowed the NMR signal to be spatially encoded on the volume of the sample was the introduction of magnetic field gradients: this allowed to obtain spatial images of the "sample" examined. If, in addition to the main magnetic field B0 and rotary B1, a small area of the material under consideration is applied to a magnetic field that varies linearly in the volume of the sample, but with much less intensity than the polarizing one, the resonance frequency of Larmor in that zone It changes in function of the sum between the main field and the value at that point of the secondary field intensity.
It is thus possible (knowing in which area the secondary field is applied) to tie the return signal to spatial coordinates, and therefore also have a proton density measurement at a precise point of the material, in particular the signal collected by the antenna will be A sum of oscillating terms having the shape of a Fourier transform of the density distribution of the acquired volume protons.
antitransforming signal S (t) gives the density distribution of protons ρ (r). The central part of the space k (low frequencies) determines the contrast of the image, while the outer parts (high frequencies) affect the detail of the image. By setting particular sequences of excitation signals that selectively apply data to the data signal from the different parameters (T2, T2 *, T1, ρ), information on the type of tissue can be obtained.
The Fourier representation of signal S (t) allows for easy visualization of the various strategies that can be used for image acquisition. As time grows, the evolution of the signal describes a trajectory in space k, and in each point the value of the transform k is given by the value of S (t). In principle, you can traverse any trajectory in space k by adjusting the gradient time pattern appropriately.

Applications

The magnetic resonance phenomenon can be induced in atomic nuclei with an odd number of protons and / or neutrons. The atomic nucleus most frequently used in RM analysis is the proton, which is the nucleus of the hydrogen atom, which is equipped with a spin and electric charge acts like a small magnetic dipole. The benefits of using hydrogen are due to its abundant presence (in tissues present in water molecules) and the fact that it has a good RM signal.

Nuclear Magnetic Resonance in Medicine


Magnetic resonance imaging in the medical field is mainly used for diagnostic purposes in the magnetic resonance imaging technique (also called magnetic resonance tomography).
Medical examinations using RMN give different information to conventional radiographic images: the RMN density signal is actually given by the atomic nucleus of the examined element, while radiographic density is determined by the characteristics of the orbital electrons of the atoms affected by X-rays. The information provided by magnetic resonance imaging is essentially of a different nature than that of other imaging methods. In fact, only soft tissues are normally visible and it is also possible to discriminate between types of fabrics that are not appreciated by other radiological techniques.
Although not using X-rays to achieve the result, this mode is normally considered to be part of the radiology field as it generates images related to the structures within the patient. There is no reason to consider a magnetic resonance imaging test (except for the obvious cases where the magnetic field interacts with metallic implants in the patient's body such as pacemakers, vascular clips, life-threatening devices not compatible with the current state of knowledge. RMN) as the principle of justification in some particular cases should be preserved, such as surveys to be carried out on pregnant patients. In such cases the potentially damaging method should be considered and investigated only after careful assessment of the risk / benefit, on the basis of which the possibility of the damage due to the method passes in the background to the benefit derived from the information that comes from it.
Often in the medical field, it is preferable to write "magnetic resonance" (RM) and not "nuclear magnetic resonance" (rmn) by omitting the "nuclear" specification, not essential to the definition, to avoid creating misunderstandings and false alarms, often associated with all 'Nuclear adjective and radioactivity risks, phenomena with which RMN has nothing in common.


Nuclear magnetic resonance in chemistry



Magnetic resonance is also used in chemistry. Large lines can distinguish four major areas of research: correlation spectroscopy, high resolution spectroscopy, MRI spectroscopy imaging and finally Rheo-NMR spectroscopy. Correlation spectroscopy and high-resolution correlation
Are used primarily as techniques for characterizing the structure of the molecules. Correlation spectroscopy includes selective decoupling and decoupling experiments and multidimensional (essentially two-dimensional) spectroscopy.
Imaging spectroscopy and Rheo-NMR are commonly used to detect chemical-physical parameters. NMR imaging technique can display, in a specific image, the flow velocity profile and molecular density within a rheological cell. The method is non-invasive and provides information on the exact nature of the deformation flow. It is possible to enter a rotor inside the NMR imaging probe and determine the flow rate images generated by the shear within the couette that creates stationary flows within the system. The simultaneous use of the two rheology and magnetic resonance techniques makes it possible to perform measurements using only small sample sizes and, thanks to the small size of the cell, it is possible to achieve high flow velocity values.
The single-dimensional physico-chemical spectroscopy is usually used for calculating the coefficient of self-diffusion. The Pulsed Gradient (PG-NMR) technique provides a convenient and non-invasive method for measuring the molecular translational motion correlated to the D co-diffusion coefficient. The PG-NMR technique allows for average quadratic displacements of around 100 Å, i.e. Range relative to the size of molecules organized in supramolecular systems, such as liquid-crystalline phases. The sequence used for this technique was proposed by Stejskal and Tanner.

Magnetic nuclear resonance in petrophysics
Magnetic resonance is also used in petrophysics, mainly to quantify the porosity of tank rocks, their saturation in water (coming to distinguish between floating and non-mobile fluids) and their permeability. The most advanced uses are given by the use of RM recordings, performed in particular ways to obtain quantitative estimates of in situ hydrocarbon viscosity, quantitative volumetric evaluations in the presence of three fluid phases (water + gas + petroleum) in oil reservoirs and d profile 'Invasion around the well hole.
RM recordings and analysis are done either by logging techniques, with specific RM probes in the well, or by laboratory equipment on rock samples usually coming from carrots recovered in the wells.
In all cases it is used that both the fluids (both water and hydrocarbons) naturally contained in the porosity of the rock contain hydrogen atoms.

Nuclear magnetic resonance applied in geophysics

Knowing that the rocks do not contain hydrogen freely rotatable, contained in water and hydrocarbons, the over-exposed principles have also been used to conduct geophysical surveys in place. By providing a spiral-shaped antenna on the ground and by passing a proper current, the spin of the water is directed with a certain amount of energy absorption. When we remove the magnetic field, the return of that energy is recorded by the same loop. The fact that there is an answer means that there is water in the ground (because it is difficult to find oil in the superficial layers). From the type of signal, it is also possible to determine how much water is, whether it is water adsorbed and bound in the meat, or whether it is free to move in the porous medium and therefore be emitted, and to what depth is the roof of the flap. The RM is becoming the main geophysical means to detect the presence of water species in areas where the aquifers are not known.

Extensive application in chemistry

One of the greatest challenges in chemistry at all times is the ability to give a precise and unambiguous identity to all substances. The chemist, in everyday life, observes, studies, analyzes or synthesizes molecules of any kind, more or less complex. Doing the identity card of any substance, whatever it is, is not a small thing, but it is nowadays a valuable resource in the study of everything that surrounds us. And not only. Medicine, chemistry, biology and physics are worlds closely linked to each other and there is innovation in a field that can not be applied even in others. Suffice to think of all the instruments available in medical laboratories, chemical or biotechnical analysis, nothing would exist if it were not for discoveries, innovations, and achievements in the field of physics.
The so great name of this technique, abbreviated to the NMR acronym, is derived from the fact that one of the basic properties of some atoms is exploited, that is, the ability to create a magnetic field around itself by rotation around its axis In the modern general conception of chemistry, when we think of a molecule, the images that unfold before our eyes are well defined: hexes, lines, and so on, formulas are no longer a secret to us. We think of a substance, we type its name on the internet and voila! Here's the formula! Easy not? And this is true for most of what we learn. We are so accustomed to having a tide of information of every kind and origin that we often do not dwell on thinking about how this information has been acquired over time and by what means.
How is it possible, for example, that the molecular structures of millions and millions of substances have been identified in the last half of the 1900s and that it is now automatic to identify and map a molecule within a few minutes? Structural investigation and chemical-physical chemistry, biological and medical testing techniques have been and still are taking giant steps. The ability to study systems from the simplest, such as individual molecules, or more complex, such as biological systems and organs of the human body, has been an epochal turning point in the history of technological evolution, leading to remarkable and sudden advances in various fields scientific.

One of the most quoted techniques in this sense, which allows us to perceive the chemical structure of a molecule, to draw its bonds and to place its atoms, is the Magnetic Nuclear Resonance Spectroscopy. This, together with other techniques such as mass spectrometry, is the basis for the structural characterization of organic molecules. By virtue of these we are able to give a name and face to the substances we find in our hands, for example, following a synthesis or purification of a natural source matrix.
Why is it important that a nucleus possess magnetic properties? Because by exploiting this property, it is possible to interact the magnetic field generated by the rotating particle on itself with an external magnetic field applied to a space within which the particle is positioned. Actually, among the atoms we know and that we are used to seeing on the periodic table, very few possess this property. We know that atomic nuclei are made up of protons and neutrons, which have roughly the same mass and, like electrons, are located within orbitals. The rotation of the atomic nucleus on itself creates what is defined in physics A magnetic moment: the simplest element with a nuclear magnetic moment, and the most important, is hydrogen. Let's imagine the proton of which the hydrogen atom is composed like a ball rotating on itself and evenly charged: the infinitesimal charge portions generate a magnetic field whose magnitude depends on their distance from the axis of rotation. Such rotation is defined as spin, or intrinsic angular momentum. While for the macroscopic objects the angular momentum is associated with the mass, for spin the latter is not required: in fact, both photons, which have zero mass, and elementary particles such as electrons, which are considered point-like, They have a spin. Spin properties of protons and neutrons combine to define the total spin of the nuclei, resulting in their magnetic moment. In fact, not all atomic nuclei possess magnetic properties, but only nuclei with atomic number and / or odd atomic mass, i.e. when their number of spin I is ± 1/2.
But let's go ahead. When the nucleus is in an outer magnetic field, its spin aligns with it, so that the proton behaves like a small magnet with a north pole and a south pole. We have said that the spin count can take two values, one positive and one negative, which define two levels of energy, one lower and one higher: in the higher energy one, the magnetic moment is opposed to the outer field, In the lower energy, moment and field are aligned. The absorption of a photon by a radiation is capable of inducing a transition between the two energy states of a particle by moving it from the state of low energy to the state of the highest energy. Obviously, the energy content of this photon must be exactly equal to the difference in energy between the two states. What is the magnitude of this energy? When the number of protons or neutrons is equal the orbits are full and because they have a angular momentum, in filling the orbitals they can spin up (spin up), just like Electrons) by canceling the resulting; If in any of these orbits there is no complete fixing there will be a non-zero result, a condition necessary for the particle to generate a magnetic moment and to interact with the outside field. Which nuclei are then suitable for being studied with this type of spectroscopic technique? The most studied is definitely hydrogen, referred to as 1H, whose nucleus consists of a single proton. The second classified as of importance and scientific relevance is carbon-13, also referred to as 13C: it is the least abundant carbon isotope (we find it in nature with a relative abundance of 1.1%), consisting of 6 protons and 7 neutrons, compared to the most well-known carbon 12 having a neutron less and a quantum number of spin null. Just so, it would be useless to try to study it in NMR, it is not able to interact with the external magnetic field. Other well-studied nuclei are nitrogen (14N) and phosphorus (31P). If we think so well, they are all atoms that make up the basic skeleton of organic molecules and make up the life-giving molecules: carbohydrates, proteins, fat, and more!
Quantum mechanics teaches us that the energy E of a photon is correlated to its frequency ν thanks to the following equation
E = h ν
Where h represents Plank's constant.

The frequency ν, in turn, as well as the magnitude of magnetic field, indicated by B, depends on the particle γ y-magnetic ratio. The giromagnetic relationship, which differs from nucleus to nucleus, indicates the frequency with which a nucleus moves around an external magnetic field; The value of this ratio is positive if the magnetic moment and angular moment are parallel, negative if they are antiparallel.
Ν = γ Bo
For example, for hydrogen, γ = 42.58 MHz / T.
Ultimately, the energy the photon needs to cause a transition between the two spin states can be expressed as follows:
E = h γ Bo
This equation is defined as a resonance condition, ie the condition necessary for a transition between the 2 states of spin; The frequency of irradiation is defined as the frequency of resonance or, in jargon, the frequency of Larmor.

WHEN ATOM IS PART OF A MOLECOL: CHEMICAL INORGANIC INFLUENCE IN MRM

But why is interaction with a magnetic field important for structural information?
Different nuclei immersed in a magnetic field will interact with this in a different way, thus providing different signals. But let's take a step back.
To do this experiment we need two fundamental resources: a magnetic field and a source of radiation. Within the magnetic field we will have to immerse, literally, our particle, molecule, composed of which we want to obtain structural information. There are two ways to conduct the experiment: the continuous wave mode, now overcome by the latest pulse mode, provides that a magnet generates the magnetic field necessary to induce the range between the energy levels of active atoms in the sample , While at the same time a wave emitter bomber at a precise frequency. The magnetic field is then increased a little at a time and, as in all spectroscopic techniques, a detector records the sample absorbance at each field intensity, ie how much of the incident radiation is lost when passing through the sample. Since the resonant frequency of an active nucleus is directly proportional to the applied field, as the field increases, the resonance frequencies also increase; When resonant frequencies become equal to that incident, all the atoms capable of doing so will absorb the amount of energy, and the measured absorbance will be higher. The second mode, however, used by the most modern spectrometers, consists in maintaining the magnitude of the magnetic field constant, increasing the frequency of the incident radiation. The result does not change, you always get a graph with the absorbance on the y axis, and a useful amount to define the energy provided on the x axis.
Blocale = B0 (1-σ) But, according to what has been said so far, if all active nuclei magnetically resonate in the same way and all the same isotopes behave in the same way giving rise to an energy absorption of the same entity, as is It is possible to distinguish between nuclei so that each signal is correlated to a given position in the molecule structure? Physical behavior patterns of the particles are described assuming that this is in the void in the absence of any kind of force acting on it, thus resulting in an ideal behavior. If so, we would not get any useful information from our experiment on the structure of our sample. Fortunately, ideal behaviors are unlikely to occur, so the idea that a particle is not affected by its surrounding environment finds little room in the reality of the facts. And it is this influence that gives us the information we need! The nuclei, in fact, have a chemical around, made up of other atoms and / or other molecules surrounding them with their electronic clouds, and they themselves are surrounded by their "cloud" of charged particles in motion.
The applied magnetic field therefore induces on the electronic envelope of each nucleus a local magnetic field opposite. The electronic cloud causes a local modification of the applied field which is called shielding. At this point, the resulting effective field is indicated by the following equation, where σ indicates the magnitude of the electronic shield:
If we resume the resonance frequency equation and integrate with it, it emerges that, depending on the chemical envelope in which a certain nucleus is immersed, the resonance frequency may be lower than a factor (1-σ) since The induced magnetic field is opposite to that applied:

Ν = γ B0 (1-σ) / 2π

This results in a different position of absorption peaks depending on the chemical environment. By observing the spectrum, it is possible to make considerations on the electronic screen associated with the various nuclei that generated them.
That is why we are talking about chemical displacement of nuclei. But moving about what?
As with any survey technique, it is necessary to perform an analysis by comparing the data obtained with a standard. Chemical displacement is obtained by correlating the shielding of the various nuclei with tetramethylsilane (in ternary, TMS) using in the N-MR of C-13 and proton.
At this point it is necessary to specify that the atoms can behave in two different ways, that is, shielding and descherming; In the first case, they are electron-donor atoms, that is, atoms that tend to extend their electronic cloud to adjacent atoms, in the second case of electron-attracting atoms, which in turn attract the electronic cloud leaving the near-shielded near nuclei.
The bigger the electronic density, the greater the shielding size. Consequently, the nuclei that are found in a rich electrons will be affected by a lower magnetic field and will undergo the transition to a lower frequency than the nuclei located in a poor electron range.
The silicon atom, which is electron-donor, is the least electronegative of the three elements that make up the TMS, in fact, carbon and hydrogen are highly shielded. Also, for reasons of molecular symmetry, all carbon atoms and all hydrogen atoms are shielded to the same extent, so there will be a unique signal that is taken as 0 of the scale. Generally, protons or coals adjacent to electron-donor atoms are desquered, or are affected by a more intense applied magnetic field and undergo higher-frequency transitions, so in the spectrum they find a higher chemical displacement. To have a chemical displacement measurement that is independent of the applied magnetic field uses relative chemical displacement, measured in ppm (Hz / MHz) and indicated by the letter δ. By convention, both for 1H-NMR and 13C-NMR, scaling zero is attributed to absorption to TMS NMR in which the carbons and protons are more heavily shielded than most organic molecules observe. For 1H-NMR, the scale d generally extends from 0 to 12 ppm, while for 13 C-NMR is much wider and covers the range 0-220 ppm.
Depending on the chemical displacement, it is possible to distinguish, for example, in the case of the proton, which functional group belongs to a given H, and, depending on the type of signal, multiple or single, it is possible to determine if it is bound to a particular atom individually or Is surrounded by other H atoms with which it can pair. Consequently, this allows us to obtain a series of very important structural information and about the kind of nucleus we are studying.
In addition, quantitative information can be obtained by the fact that the signal provided by the processing of the obtained data is represented by a peak, whose area is proportional to the magnitude of the absorbance; Therefore, by computing that area with reference to a known signal, we can trace the number of nuclei related to that signal.
There is another factor that we must consider before venturing into the magical world of NMR spectroscopy. If we observe a spectrum we will notice immediately that the number of peaks far exceeds the number of nuclei present in our molecule. How is it possible? Thanks to the spin-spin coupling phenomenon. A proton is susceptible to the magnetic field around him and, depending on whether there are 0,1,2,3 or more protons in his vicinity, he will greatly change the magnitude of the magnetic field he has presented. The result is that, based on all the possible combinations of external field orientation applied and induced by the nuclei and the number of protons that interact with each other, the magnitude and identity of the signal will vary, resulting in a number of different peaks . This aspect is of paramount importance in the interpretation of an NMR spectrum irrespective of the type of nucleus we are talking about.

NMR SPECTROMETER

But how is a nuclear magnetic resonance spectrometer done?
As we have said a few lines ago, the two fundamental components that make up this instrument are the magnetic field source and the radiation generator, naturally provided by the data acquisition and processing system. In the past, when magnetic fields not produced by electromagnets were not widespread and the superconductivity, still experimental, faced the scientific world with non-commercial instruments, the permanent magnets were widely used. Radiofrequency and magnetic field in a NMR spectrometer
Nowadays, however, superconductors represent the most advanced technological frontier in the field of NMR spectroscopy. In fact, the use of superconductors makes it possible to have ever more intense magnetic fields and more powerful instruments, and this, coupled with an ever-more advanced electronic device, has allowed the structural study of molecules that With the old spectrometers it would be difficult to analyze.
In fact, magnetic fields can also be produced by electromagnets and superconductors. Electromagnets use the current passage to a conductor which, when driven by electric charges in motion, produces an induced electric field but also an external magnetic field, proportional to the amount of charge flowing. These magnets produce relatively modest fields, but they need to deliver a large amount of electricity and, consequently, produce Joule, also an effective cooling system. Usually water, to dissipate the heat generated by the large amount of moving charges. This has led to the need to think of a viable alternative, that is, a material that can drive electricity by creating high magnetic fields but at the same time does not overheat the structure. For a metal at ordinary temperatures, electrical conductivity is inversely proportional to absolute temperature. The metallic conductor atoms form a lattice that vibrates as much as the conductor temperature is high. The electrons that move through the lattice do not proceed in a straight line because of the collisions occurring between them, so they lose energy in the form of heat. Superconductors, such as electromagnets, are considered as resistive materials, but in fact they are just their ability not to oppose the passage of the electric current that makes them so.
The magnetic field generator of the most modern instruments, therefore, consists of a coil of a superconducting material, often represented by a metal alloy of niobium and titanium, which at very low temperatures (-270 ° C!) Does not oppose any current resistance , So it continues to spin in the coil without requiring being fed; They are defined as cryomagnets.
But how is it possible to reach these temperatures? Thanks to the use of coolants such as helium and nitrogen. The coil is immersed in a kind of cylindrical vessel, called dewar, inside the spectrometer that is filled with liquid helium; Despite the tool being well isolated, the much higher external temperature than the internal one causes a considerable evaporation of the liquid, the level of which tends to gradually decrease. To slow down as much as possible this evaporation process is introduced inside the instrument, in an external dewar and adjacent to the one containing the helium, also the liquid nitrogen which, providing a temperature of -79 ° C, keeps the helium In the liquid state. Obviously, nitrogen evaporates much faster than helium, so if the exhaustion and refueling times are much shorter, nitrogen is required to refill at a much greater frequency, also in function The size of the instrument.
Measuring units that indicate the flow of a magnetic field are Gauss and Tesla; Common sense terminology has now become the habit of indicating the magnitude of a magnet, and thus the magnetic field produced by reference to the resonant frequency of the proton. Therefore, if you are talking about a 90-MHz magnet, you want to indicate a 2.11 Tesla magnetic field in which the protons resonate at 90MHz. In recent years, technological progress has led to the construction of instruments that reach 100 MHz of an electromagnet and the 900 MHz - 1 GHz of a criomagnet.

Let us now occupy the source of radiation. In the first instruments, the analysis was performed by irradiating the sample immersed in the magnetic field with a bundle of increasing radio frequency waves so as to excite in sequence all the nuclei under examination and the magnitude of the absorbed radiation was recorded. This technique, however, was very slow and is no longer used today. In modern instruments, however, the signal is generated by the pulse method and the Fourier transform; In this way all the nuclei of a species are simultaneously energized by a pulse that holds all the necessary frequency range and the data is then processed to the computer using the Fourier transform technique. What is it about? The obtained signal would be a frequency oscillating signal ν, the Larmor frequency of the nucleus in question, which dampens over time, and is called FID (Free Induction Decay), free decay of induction; This is because when the radio frequency pulse is interrupted, the excited nuclei continue to emit for a while a weak radio frequency signal that shuts off over time, a sort of echo of the absorbed signal. The signal we would see would be a measure of the intensity of the energy transmitted in function of time; But to have a useful and elaborate information we need to transform these data by obtaining an expression of the intensity according to the frequency.

THE  NMR SPECTRUM

Fourier's transformation is nothing more than a mathematical operation that allows us to break down and then recombine a generic signal into an infinite sum of sinusoids with different frequencies, amplitudes and phases, thus obtaining the set of values according to the frequency.
So, if you want to look at the fruit of our work, if you want to get rid of intense lab work?
We still have to take into account a few things. For a good result of our analysis it is necessary to obtain a good resolution, common to all analytical techniques.
To do this, the signals of our spectrum, represented by peaks, should be narrow and be as comfortable as possible in rows. It is therefore necessary that the magnetic field around the sample is as homogeneous as possible. The sample is inserted into a tube of a diameter of 5mm and about 20cm long, dissolved in a suitable solvent that has the peculiar characteristic of being "deuterated": the hydrogen atoms forming the molecule are replaced by deuterium atoms, Hydrogen with atomic weight equal to 2. Why? If we want to record the NMR spectrum of protons present in our sample, we must be sure that the detected signals are related solely to them, so we must rule out any other source of protons, such as solvent. The solvents used are generally deuterated (CDCl3, CD3COCD3) since in addition to the fact that the most tested core is undoubtedly 1H, therefore it is necessary to avoid hydrogen-containing solvents not to have large signal spectrum due to the solvent, the signal Of the deuterium is used by the instrument to perform a series of automatic operations that guarantee the stability of the applied magnetic field and the operator to evaluate the homogeneity of the field itself.
This technique, in the light of the above, offers us a panorama of possibilities not indifferent; Chemistry, understood as the science of atoms, molecules and innumerable combinations in which they articulate, is but one of the possible fields of application. If we think that we ourselves, understood as living organisms, are nothing more than a complex and well-coordinated structure of which atoms and molecules represent the main constituents, the small bricks which are organized in turn into increasingly complex structures, it does not become difficult Imagine how NMR spectroscopy can provide good results even in the study of macromolecules, organs and the human body. Just so, medicine and chemistry are two facets of the same medal, they can face the same problems on two different levels, one microscopic and one macroscopic. The sample is introduced by an opening at the top and dropped inside the magnet Thanks to a compressed air flow that keeps it floating up to the optimum position. If the field flux that invests the analyzed liquid portion is not homogeneous, it happens that nuclei located in different positions of the sample are subject to different field values and will consequently give rise to different frequency resonances. Result?


The sum of all the different resonances will give rise to an enlarged band. If, on the contrary, the field is homogeneous, all the nuclei are affected by the same field flow and resound at the same frequency producing a narrow signal. To achieve the homogeneity of the field, simultaneously, two actions are called, called jand lock and shim.
The lock, or sample rotation, allows to "position" the sample in the space where the magnetic field is present and adjust the positions of the various nuclei, while the shim is an operation named after the "shimming coils" Series of spirals placed around the analysis system that produce small magnetic fields of intensity and adjustable direction. Both adjusting operations of these fields are performed for each sample at the beginning of each analysis and are critical to achieving a good result.
As we said at the beginning, the nuclei that can be investigated are different depending on the information that you want to obtain; In organic chemistry, where this technique is mainly used to confirm or determine simple structures of molecules not too large, nuclei of interest are represented by 1H and 13C. In this regard, there is an operational difference between these two experiments due to the fact that if we intend to record a proton spectrum, very diluted solutions can be used because of the high sensitivity of the proton and especially to its high isotopic abundance, The resonance signal produced will still be very intense; Conversely, if we want to record a 13C spectrum, which has a natural abundance of 1.1%, we will need to use much more concentrated solutions.

FORMATING IMAGES FROM MAGNETIC RESOURCES

Magnetic Resonance Imaging (MRI), also known as Magnetic Resonance Tomography (MRT) or MRI (Magnetic Resonance Tomography), or simply RM, is a technique of image generation used primarily for purposes Diagnostics in the medical field, based on the physical principle of nuclear magnetic resonance imaging.

MRI is generally considered not harmful to the patient, and the latter is not subjected to ionizing radiation as in the case of X-rays or radioactive isotopes. The information from magnetic resonance imaging is essentially of a different nature than that of other imaging methods, in fact it is possible to discriminate between tissues on the basis of their biochemical composition, and also have images of body sections on three different planes (axial, Coronal, sagittal), but does not confer the tridimensionality. The "nuclear" adjective refers to the fact that the density signal in RM is given by the atomic nucleus of the examined element, while in the most common radiological imaging techniques , The radiographic density is determined by the characteristics of the orbital electrons of the atoms affected by X-rays. This further specification does not introduce ambiguity and also avoids misunderstandings with nuclear decay, a phenomenon with which RM has nothing in common.

There are several applications of magnetic resonance imaging, such as magnetic resonance imaging and diffuse magnetic resonance imaging. The disadvantages of using this technique are mainly the costs and times needed to capture images.

The principle of operation is based on subjecting the patient to a strong static magnetic field. The magnitude of the magnetic field may vary from the tenths of tesla, to small machines dedicated to the articulation of the joints, to 3 tesla for the currently commercially available machines for diagnostic purposes. Some currently operating magnetic resonance imaging machines reach 7T, while in the experimental field 8 and 9T devices are in development.

In the static magnetic field, the spin of the protons within the tissues tend to align with the lines of force (parallel or antiparallel); Since the spins aligned in parallel are higher, the tissues have a slight total magnetization. This alignment is never total, but the spin of the various protons begins to show a precession around the direction of the magnetic field.

This precession shows a typical frequency of said Larmor frequency in the order of MHz and therefore in the field of radiofrequency (for a 1 T field, the frequency is 42 MHz for the hydrogen atom); If a rotating magnetic field is applied to the patient at this exact frequency and sufficient energy, it is possible to rotate the magnetization of the protons of an arbitrary angle (flip angle) depending on the type of images that you want to obtain.
Providing this energy at the same precession frequency is the phenomenon that gives the name "resonance" to the method; It is the same principle that by providing momentum at the right moment, the swing amplitude of a swing can be increased, albeit in our case applied at the atomic level.

After the impulse, the spin of the protons will tend to return to their initial alignment state along the field (a phenomenon of relaxation); Via a receiving coil, the magnetization trend is measured in the plane perpendicular to the main magnetic field (Free Induction Decay or FID). This relaxation occurs with two distinct time constants: the first, indicated by t1, indicates the rapidity with which the direct magnetization is re-formed along the direction of the main field and depends on the interaction between the protons and the surrounding molecules (spin-lattice relaxation ), The second, indicated by t2, indicates the rapidity with which the transverse magnetization component is destroyed under ideal conditions, and depends on the mutual interaction of nearby proton (spin-spin relaxation). In real situations, the transverse component is destroyed due to the loss of phase coherence between the various protons of the observed sample, with a time called t2 * <t2. Being the expression of different physical properties, these constants are functions of the intensity of the magnetic field and, in general, independent of each other.

In theory, measurements could be made by detecting the signal emitted by a large variety of atomic nuclei, such as sodium, phosphorus, carbon and hydrogen, by setting the resonance frequency of the radio frequency coils at the appropriate value. However, in the diagnostic field almost exclusively hydrogen is used as a signal source.

MRI from a medical point of view

At first glance, a resonance image is similar to an image obtained by computerized tomography (CT). Externally, TC equipment and resonance resonance are often similar: the main difference is the length of the tube where the patient is inserted, the smaller the TC, the greater the magnitude of the MRI. In both patients, on a motorized bed, it is inserted into a ring. Although this is the most common form for a human magnetic resonance machine, other geometries are possible (horseshoe or square, for example).

Patients should not wear potentially ferromagnetic metal objects such as watches, bracelets, chains; Particular care must be taken to ensure that the patient has not accidentally suffered any accidents, after which metallic shards may have been housed in the tissues or surgical operations that have provided for the implantation of similar materials. Objects of ferromagnetic material immersed in an intense magnetic field undergo major forces that can cause displacement resulting in tissue damage, for example in the case of splinters near the blood vessels; Even in the absence of such a risk, the presence of ferromagnetic material, altering the electromagnetic field to which the tissues are subjected, can cause anomalous heating of the surrounding tissues, resulting in possible damage.

The presence of prostheses, vascular clips, stents, cardiac stimuli or other medical-surgical apparatus may in many cases prevent the execution or correct reading of the exam. Since the 1990s, RM-compatible materials have been used more and more, [1] but with the increase in the power of the equipment, this problem occurs every time. For this reason, it is necessary to know, for each material used, how much intensity of the field Magnetic is to be considered RM-free.

Magnetic resonance imaging images normally have 256 × 256 pixels (1024 × 1024 pixel) pixels (high resolution images) at a depth of 16 bits / pixel. This involves a rather low intrinsic spatial resolution (1 mm details are virtually at the limit of visibility), but the importance of this examination lies in being able to discriminate, for example, between a liver tissue and one of the spleen (which The X-rays have the same transparency), or the healthy tissues from the lesions. Scanning times are much longer than other radiological techniques (a complete magnetic resonance test lasts from 30 to 60 minutes), and the time resolution is generally quite low (some images per second for lower spatial resolutions).

A key feature of resonance is the ability to change the contrast type of the image by simply modifying the excitation sequence that the machine performs. For example, it is possible to highlight or suppress the blood signal, or to obtain functional information instead of merely morphological.

Magnetic resonance imaging is a multi-plane imaging technique, as it is possible to acquire images on axial, coronal or sagittal planes (initially there was a difference with TC that allowed the acquisition of images only on axial planes, but now thanks to the movement of the cot (Ie body machine, gantry) can be acquired directly in coronal images) and multiparametric, since the reference parameters that can be used are both proton density and relaxation times t1 and t2.

Health risks

The magnetic resonance survey, as it does not involve the absorption of ionizing radiation by the patient, is indicated with respect to TC when there is no need for a very high spatial resolution. It is also more useful in the case of lesions located in tissues close to bone structures, which may not be detectable by X-rays. It is also preferred for TC in particular categories of patients (pregnant women, children) X-ray exposure for radiopharmaceuticals.

As far as safety measures for operators, patients and service personnel are concerned, the control procedures on all ferromagnetic materials are fundamental.

For operators, health damage has not been proven due to the presence in static fields, although all current regulations cover the risk (see European Decree 35 - June 2013), indicating in the Employer the direct responsibility.

There are portable instruments (improperly called "dosimeters") for long-term sampling of the magnetic field.

Applications

This instrumental analysis is used to analyze, check the presence of certain pathologies:

Alzheimer's: Due to the diffusion of water in the white substance, the early decline of the I FO beam is studied in this pathology;
multiple sclerosis;
Expansive processes such as tumors;
Stroke (in the final process during the resulting cerebral edema; blood extravasation of hemorrhagic stroke is best seen in TC);
For the study of chemicals;
Analysis for the study of brain tumors.

Magnetic brain resonance

In addition, use is the functional brain study, whose active areas can be highlighted by the blood oxygenation level dependent (BOLD) signal, depending on the degree of blood oxygenation. But RM is only the last phase of brain activity, as it is a technique that detects the movement of protons: nerve activity can be so decomposed: Brain study is preferably done with this technique, as in cases of sclerosis Multiplae of stroke.

Nervous activity: studied by electroencephalogram;
Ion currents displacement;
Activation of potassium sodium pump with ATP consumption;
Consumption of glucose for energy production: study phase with PET;
Brain flow formation: study by fRM.

Technology

A commercial scanner is mainly made up of elements that create static magnetic fields or vary in time and space, coordinated by a complex electronic control. These elements are:

The main magnet, whose function is to create a static and homogeneous magnetic field of high intensity to allow polarization of the nuclei;
The radiofrequency coils, which generate the rotating magnetic field at Larmor frequency;
The gradient coils, which generate magnetic fields that line linearly into space, which are indispensable to the generation of images;
Various auxiliary coils, which are used to offset any inconsistencies or otherwise alter the geometries of the main fields.

Main magnet

The main magnet is the largest and most expensive component of the scanner, and the rest of the scanner can be considered auxiliary to it. Its function is to create a constant magnetic field in space and time. The most important specification of a magnetic resonance imaging magnet is the intensity of the product field. More intense magnetic fields increase the signal / noise ratio (SNR) of the image, allowing higher resolutions or faster scans. However, higher intensity requires more expensive magnets with higher maintenance costs, as well as needing more accurate security measures. At present, 1.5 T magnetic fields are considered a good compromise between cost and performance for general clinical use. However, it is starting to introduce 3T magnetic fields mainly for functional cerebral magnetic resonance imaging or cardiac imaging. Some studies are ongoing with regard to imaging on 7T magnetic field humans and an entire body scanner is currently being constructed (ie capable of imaging of each body) at 11.7 T (French Neurospin project). For experiments on guinea pigs and small animals, magnetic fields up to 17 T are currently used.

An equally important parameter for assessing the quality of a magnet is its homogeneity: fluctuations in the field intensity within the observed region should be less than 0.001%.

Three types of magnet are used:

Permanent magnet: conventional magnets made of ferromagnetic materials (eg steel) can be used to obtain the main field. Magnets of this type are extremely bulky (with a weight that can exceed 100 tons) but once installed they need little maintenance costs. Permanent magnets can only reach limited field intensities (normally less than 0.4 T) and have stable stability and uneven homogeneity. They also pose security problems, as the magnetic field can never be deactivated.
Resistive electromagnet: this is a copper cable solenoid. The advantages of this type of magnet are low cost, but field strength is limited and poor stability. The electromagnet requires a significant electrical current to keep the field active, which makes it expensive to use. This solution is generally obsolete.

Superconducting electromagnet: When a titanium niobium alloy is cooled by 4K liquid helium, it becomes superconductive, that is, it reduces its electrical resistance to zero. By constructing an electromagnet with superconductive cable, you can get very high field intensities with excellent stability characteristics. The construction of such a magnet is extremely expensive, and helium for cooling is expensive and very difficult to handle. However, despite the cost, helium cooled superconducting magnets are most commonly used in modern scanners. Despite the thermal insulation, the heat present in the environment around the scanner causes a slow boiling and evaporation of the liquid helium. Consequently, helium should be regularly refilled. For this reason, a cryostat can be used to reclaim the evaporating helium. Helium-cooled scanners are also currently available, where the magnet cable is directly cooled by the cryostat.
The main magnets are available in different shapes. Permanent magnets are most often made in horseshoe shape, while superconducting ones are generally toroidal. However, even permanent square magnets and horseshoe superconducting magnets are sometimes used.

Gradient coils

An essential element of an imaging scanner is the "gradient coils", windings where the flowing current is modulated according to the direction of the excitation sequence and is intended to modify the intensity of the magnetic field along The three assistants. Their main feature is the generation of magnetic fields that vary linearly in intensity along one direction, and are uniform with respect to the other two.

For example, by activating only the gradient coil along the Z axis (conventionally the direction in which the main magnetic field is oriented), there will be within the magnet a uniform field on each XY plane, while in the Z direction it will vary according to {\ Displaystyle B_ {0}} is the initial intensity of the magnetic field, and {\ displaystyle G_ {z}} is the intensity of the gradient, Measured in T / m. Typical values for today's scanner gradient systems range from 20 mT / m to 100 mT / m. In practice, considering a scanner having a useful 50 cm long field of view and a field intensity of 1.5 T when a 20mT / m gradient coil is active at maximum intensity, Will have 1,495 T at one end and 1,505 T at the other.

The effect of gradient coils is to change the resonance frequency of nuclei in a way depending on the spatial position. This concept is the basis for the generation of images.

Geometry of gradient coils

Most commercially available scanners have a toroidal superconducting magnet. For this reason, the gradient coils have different geometries depending on the spatial direction in which they are active so that they can be integrated into the scanner structure. Because of the different geometric shape, the performance of the coils is not the same. Generally speaking, the direct coil along the Z axis produces a more homogeneous and linear magnetic field, since it is solenoid and the equations that regulate the field under these conditions are relatively straightforward.

However, because of the physical properties of the magnetic field, it is impossible to obtain a perfectly linear field, oriented in a single direction. In particular, Maxwell's third equation:

It denies the possibility of creating a variable field linearly in space without forming variants fields differently oriented in the other spatial directions (called concurrent fields or Maxwell fields). For this reason, gradient coils, although well designed, can not maintain uniform quality across imaging space, and in practice, some final correction interventions are needed that take into account the non-ideality of the field. In particular, the fields concomitant increase in intensity in proportion to the square of the distance from the center of the magnet, and are especially visible in the phase images.

Acoustic noise

The switching on and off and the switching of the gradient coils causes a change in the Lorentz force experienced by the gradient coils, through minute of the same expansions and contractions. The switching is typically in the range of audible frequencies, therefore, the resulting vibration produces an acoustic feeling constituted by a ticchettiio or by a series of beeps. This is more pronounced with high-field equipment and rapid imaging techniques where the sound pressure level can reach 120 dB (equivalent to a take-off engine) for a 3T magnet, and hence an acoustic protection (Headphones or ear plugs) is essential for the patient during MRI examination.

Auxiliary coils

Around the main magnet you can also be found other coils in addition to the gradient coils, which have the function to improve the characteristics of the system itself.

Shimming coils

These coils have the purpose of creating magnetic fields such as to undo the imperfections and non-linearity of the main magnetic field so as to make it more homogeneous and thus keep as Larmor frequency as constant as possible in the area where imaging is to be made.

Instead of electronically controlled coils or more often in addition to them, a "passive shunting" is also used, consisting of elements of ferromagnetic material placed in the vicinity of the main magnetic field, which distorts the flow lines.

Shielding coils (shielding)

These coils can be independently controlled (active shielding) or simple inductively coupled windings with gradient coils.

The purpose of these windings is to generate a magnetic field that is canceled with the primary field or the field produced by the gradient coils at points where no magnetic effect is desired, such as outside the magnet.

Although there are no known harmful effects of a static magnetic field on organic tissues at least at the intensity used for diagnostic imaging, it is good practice to try to reduce unwanted fields, both for precautionary reasons and for safeguarding electrical and electronic equipment around the area Of the scanner and inside the scanner itself. Variable magnetic fields create in the conductive materials of induced currents (called "eddy currents", which are literally "vortex currents" because they run along circular lines) that can interfere with biological devices and effects in living beings as they interfere with the weak electric field of the Neurons, creating peripheral stimuli of motoneurons or, in the most severe cases, temporary visual disturbances up to stimulation of cardiac fibers, with risk of ventricular fibrillation.

Imaging procedure

A succession of radio frequency and gradient impulses constitute the so-called "pulse sequences" or "excitation sequences". Radio frequency pulses function to disturb the spin balance and generate the signal, while gradient pulses affect the frequency and phase of the received signal, and are necessary for obtaining the image.

Image generation occurs through the repeated acquisition of signals from the body, and through the appropriate modulation of the gradient coils. By making sure that each image voxel has a frequency and / or a different phase than any other, you can separate the signals from a single portion.

Imaging takes place through three separate processes:

The selection of a "slice";
Frequency encoding;
Phase encoding.

Selection of "slice"

The application of a gradient along one direction causes the Larmor frequency of the atoms to vary linearly along that direction. As a result, the body inside the magnet is subdivided into parallel isofrequent planes. A radio frequency impulse (monochrome) applied while the gradient is active will excite a single plane, leaving everyone else in equilibrium.

Frequency encoding

Applying a gradient after the radiofrequency pulse and during the capture of the emitted signal, the proton emission frequency varies linearly along the space. The acquired signal is the sum of signals at different frequencies, which can be obtained through the Fourier transform. By matching a spatial position at each frequency, a location is obtained in a dimension. To locate the spins in the second spatial direction, you must use phase encoding.

Phase encoding

The gradient in the second spatial direction is applied after the radio frequency pulse but before the acquisition. The spin along that direction at the time of the acquisition will have acquired a phase    where fL is the frequency of Larmor, y is the coordinate along the axis of the encoding and is the gradient application time. Only one phase encoding is not enough to obtain spatial information, so it is necessary that the sequence is repeated a number of times to obtain a significant sampling along the direction of the phase.

Basic sequences

Various types of sequences lead to images highlighting different tissue characteristics; In particular, two classical sequences serve to find the t1 and the t2 respectively. Both are based on the application of two radio frequency pulses capable of rotating the magnetization vector in the space of 90 ° and 180 °, but the two pulses are output in reverse order in the two sequences. They are called Inversion Recovery and Spin-Echo. The application of a single pulse capable of rotating the magnetization of 90 ° produces a sequence called Saturation Recovery.

Saturation Recovery

In this sequence, only one pulse is applied that can rotate the magnetization vector of 90 ° (90 ° pulse), bringing all the magnetization present on the parallel axis to the main field on the transverse plane. The precession of this vector produces a monochromatic oscillating signal at the Larmor frequency, which is attenuated according to an exponential law with time constant t2 *, called a Free Induction Decay (or simply FID):




Where M0 is the magnetization present on the longitudinal axis at the moment of the 90 ° pulse, νL is the frequency of Larmor and t the elapsed time. If the system was in equilibrium at the moment of the impulse, then M0 depends only on the spin densities (proton density), if the sequence is repeated quickly (TR in the order of t1), the system does not have time To return to the state of equilibrium, and therefore the initial magnetization will be the one that was able to recover in TR time, and hence dependent on t1. For this reason, very small TR sequences are generally defined as t1-weighed.

Inversion Recovery

Representation of spins in an inversion recovery sequence
In this sequence two radio frequency pulses are applied for each repeat (plus the gradient pulses to get the image as seen above), the first at 180 °, and the second, after a time tI, at 90 °.

The first pulse produces no signal, as the magnetization changes in direction but remains parallel to the main magnetic field; However, it will tend to repurchase the original verse according to an exponential law given by the following formula:



At instant tI, magnetization along the parallel direction to the main axis is rotated until it reaches the transversal plane, where the precession motion will begin. This motion generates a signal intensity proportional to the magnetization vector module, and therefore proportional to. As it is noted, since tI is a parameter chosen by the operator, the signal intensity depends on the physical parameter t and the initial magnetization vector M0, proportional to the proton density. If you want to get an exact measure of these parameters, multiple scans with different TIs are followed by a nonlinear regression operation.

The main purpose of the Inversion Recovery sequences is to suppress the signal of fat tissue (fat suppression) or blood (black blood), since by choosing a tI equal to , the signal Coming from the fabric corresponding to the chosen t1 is canceled. To achieve a good suppression of fat, the typical value in the 1.5 T (currently the most widely used) equipment is about 150-170 ms.

Spin-Echo

Again, two RF pulses are used at 90 ° and 180 °, but this time they are applied in reverse order with respect to the inversion recovery sequence. The first 90 ° signal rotates all the magnetization in the transverse plane relative to the applied magnetic field, and produces a FID signal that tends to zero with the time constant t2 *. Applying after a certain time period TE / 2 a 180 ° pulse, the direction in which the spins precede change. Since each spin is immersed in the same magnetic field as before, it will "go back" at the same speed as before, causing a "rewind" of the phases and a reacquisition of the consistency of the signal. At time TE, the spins will all be in phase again, and an echo will be produced, whose maximum amplitude will be lower than the FID width previously recorded, as in the meantime the spins will receive a certain decay t2. In practice, the modulus of magnetization transverse to time TE will be equal to:



Thus producing an echo of amplitude proportional to this value. Similarly to the previous case, the physical parameters upon which this signal's amplitude depends are the relaxation time t2 and the proton density.

Imaging Mode (Contrasts)

Unlike other imaging techniques that allow the collection of information on a single physical size (x-ray attenuation in radiographic techniques, tracer concentration in nuclear medicine techniques etc.), magnetic resonance imaging produces images that reflect Different physical properties, depending on the type of sequence used. Images of different physical quantities are said to have different contrasts.

"Classic" Contrasts

The most common and historically advanced imaging modes are four:

Proton density;
Weighed t1;
Weighted t2;
Weighted t2 *;
To have a complete morphological analysis of the investigated region, at least two of these contrasts (eg t1 and t2) are captured. Paragnetic contrast agents such as gadolinium have the property of significantly reducing the t2 of the tissues they come into contact, resulting in images with this contrast, can effectively highlight the areas reached by the agent. This is useful, for example, in obtaining angiograms, and for displaying bleeding.

The contrast t2 identifies particularly well serum, cefalorachid water and liquid, and is used to assess whether there are edema associated with particular lesions.

spread

This type of imaging measures the diffusion of water molecules into biological tissues. In an isotropic medium (eg in a glass of water), the liquid molecules move randomly into brownian motion. Instead, in biological tissues the diffusion can be anisotropic. For example, a water molecule inside an axon of a neuron has a very low chance of crossing the myelin membrane. As a result, the molecule will move mainly along the axis of the neural fiber. Overturning the concept, if we measure that the water molecules in a certain region are moving (spreading) along a particular direction, we can assume that the majority of the fibers in the region are oriented parallel to this direction.

Another diffusion measurement technique is diffusion-weighted imaging (DWI). This technique allows the measurement of the diffusion distance of the water molecules. The shorter the distance, the region is clearer. As a result of cerebral ischemia, DWI images are very susceptible to pathophysiological changes occurring in the lesion. [8] It is thought that increasing barriers to the diffusion of water molecules as a result of cytotoxic edema (cellular swelling) Is responsible for signal increase in a DWI scan. Other theories suggest that the effect is due to changes in cellular permeability or the absence of ATP-dependent cytoplasmic flux. The increase in the DWI signal appears within 5-10 minutes after the onset of ischemic symptoms of the attack (in contrast with computed tomography, which normally identifies the changes in the tissues with a delay of 4-6 hours) and remains for a period Up to two weeks. The TC, for its lack of acute ischemia sensitivity, is normally used to verify that there is no bleeding, which would prevent the use of tissue plasminogen activator (t-PA) .The imaging technique of the diffusion tensor (Diffusion Tensor imaging, or DTI), allows to measure the diffusion in the three spatial directions and the anisotropy within the single voxel. This allows the tracking of maps of the directions of the fibers of the brain to examine the connections between the various areas (using tractography), or examine areas of neuronal degeneration and demyelination in diseases such as multiple sclerosis.

Coupled with cerebral perfusion measurements, some researchers have been able to determine regions of discordance between perfusion and diffusion that could be recovered following tissue repopulation therapy.

It has also been suggested that MRI diffusion measures might be able to identify very small changes in extracellular water diffusion, which may have applications in the field of functional magnetic resonance: the cellular body of a neuron is enlarged when it leads to a The potential for action, thus preventing the natural diffusion of water molecules. Although this process has been proven at a theoretical level, experimental evidence is not yet entirely convincing.

Like many other more advanced applications, this technique is normally associated with rapid excitation sequences, such as echo planar imaging.

Typical artifacts
As with magnetic resonance imaging, many different modes of image acquisition are possible, there are also a number of artifacts, that is, the appearance of structures that are not actually present in the observed object, typical of this branch of radiology, And which are normally associated with an incorrect coding of the k-space.

Aliasing

Ringing (or Gibbs artifact) When the field of view in the phase coding direction of the acquired image is smaller than the object in the scanner, there is an aliasing phenomenon. Parts of the object outside the imaging area still produce a signal, but the intensity of the applied gradients causes them to acquire a phase higher than 2 \ pi. They are then considered by the reconstructive algorithm as superimposed on the opposite end of the image. This artifact is corrected by increasing the field of view size by suppressing unwanted signal by saturation pulses, or by algorithms capable of recognizing overlapping that exploit the different intensities received from receiving coils at different points of the space (parallel or parallel acquisition imaging).

To eliminate this artifact, you need to scan at a higher resolution. When there is a sudden contrast change in an image (in the image beside a plastic structure that is black in the image is immersed in water), Are formed around the interface of the "waves" spaced at regular intervals. This phenomenon takes the name of ringing (or Gibbs artifact, by American physicist Willard Gibbs). This is a phenomenon also known in signal theory and due to the frequency sub-sampling of a signal. To represent a sudden change of a signal in the field of the Fourier transform as the k-space, it would be necessary to acquire an infinite number of samples. Given the practical impossibility of meeting this requirement, the interface does not appear clear but has these oscillations characteristics.

 Neurodegenerative diseases and brain tumors will have less secrets. To explore for an early diagnosis to choose the best therapy will be the ultra-high field resonance that was inaugurated today at the Imago7 Onlus Foundation Research Center at the bunker at the IRCSS Foundation Stella Maris in Calambrone ( Pisa).
A research team from the Japan Institute of Materials Science (NIMS), RIKEN, Kobe Steel and JEOL RESONANCE has successfully developed the NMR system with the highest magnetic field in the world, 1.020 MHz, supported by the JST- SENTAN "Development of Systems and Technology for Advanced Measurement and Analysis."

A research team of Japan's National Institute for Materials Science (NIMS), RIKEN, Kobe Steel and JEOL RESONANCE successfully developed the NMR system equipped with world's highest magnetic field, 1,020 MHz, supported by the JST-SENTAN program "Development of Systems and Technology for Advanced Measurement and Analysis."

The research team consisting of researchers at NIMS, RIKEN, Kobe Steel and JEOL RESONANCE (a consolidated subsidiary company of JEOL) successfully developed the NMR (nuclear magnetic resonance) system equipped with world's highest magnetic field, 1,020 MHz, during engagement in the JST-SENTAN program "Development of Systems and Technology for Advanced Measurement and Analysis." In addition, taking actual measurements of this new system, the team confirmed its considerably enhanced performance compared to conventional NMR systems in terms of sensitivity and resolution.

NMR systems have been used for various purposes including 3D conformational analysis of biopolymers such as proteins, organic chemistry and materials research. In particular, it is one of the indispensable tools for the development of new drugs. In the development of a new drug, it is vital to understand protein structures in a quick and accurate manner. In this view, improving the performance of NMR systems is of great importance. Magnetic field strength is a key indicator of the performance of NMR systems, and thus there had been fierce competition to develop NMR systems with magnetic fields greater than 1,000 MHz. For a long time, it was broadly expected that the use of high-temperature superconducting technology would enable producing magnetic fields above 1,000 MHz. However, because high-temperature superconductors had problems such as being fragile and difficult to process, no party had achieved their practical use for a long run.

Through developing several new technologies including the conversion of the high-temperature superconductor developed by NIMS in 1988 into the form of wire material, the research team recently created the NMR system equipped with world's highest magnetic field at 1,020 MHz. Before making this accomplishment, the team spent 20 years of planning, designing and construction, as well as overcoming many hardships such as suspension of the project due to the damage to the nearly completed system caused by the Great East Japan Earthquake, encountering a serious worldwide shortage of helium supply, and the sudden passing of the team leader.

It is expected that the super-high magnetic field NMR will greatly contribute to various fields such as structural biology, analytical chemistry and materials engineering. Furthermore, considering that NMR requires a magnetic field with extraordinary precision, the high-temperature superconducting technology that was cultivated during the development of NMR is applicable to various high-tech systems such as MRI (magnetic resonance imaging), nuclear fusion, linear motor trains and superconducting power cables.

An initiative has been made possible by the creation of the Fondazione onlus Imago7, whose founding members are the IRCCS Stella Maris of Pisa, the IRCCS Medea of Bosisio Parini (Lecco), the University of Pisa, the University Hospital of Pisa, And recently also the Meyer University Hospital in Florence. A project realized thanks to the decisive contribution of the Pisa Foundation.
Only 17 Centers in Europe and 21 in the rest of the world have resonance equipment of this power. 7 Tesla's applications are extremely wide-ranging from anatomic high-resolution brain studies, skeletal muscle exploration, and in the future of other organs such as the heart and the breast. With this new generation equipment, endless opportunities are available to conduct scientific research that can be developed to expand medical knowledge for the benefit of the entire community. 7 Tesla Magnetic Resonance is a powerful tool to discover the secrets of the human body, which allows you to capture data and new types of images from different body areas in a non-invasive way, with a spatial resolution level and unprecedented specificity. After the arrival of the magnet from General Electric, Milwaukee, USA, on June 9, 2010, at the Calambrone bunker, engineers spent months planning the Magnetic Resonance System by performing complex calibrations and a series of Pilot experiments on puppets that simulate the consistency of the human body and brain.

Da:

http://www.chimicare.org/curiosita/la-chimica-dei-materiali/risonanza-magnetica-nucleare-nmr-1-parte-introduzione-come-dialogano-atomi-e-magneti/

https://it.wikipedia.org/wiki/Risonanza_magnetica_nucleare

https://it.wikipedia.org/wiki/Imaging_a_risonanza_magnetica

https://www.sciencedaily.com/releases/2015/07/150702184036.htm