Visualizza wikitesto di Imaging a risonanza magnetica

{{Disclaimer|Medico}}
{{procedura medica
|nome=Imaging a risonanza magnetica
|tipo=Procedura medica
|immagine=MR Knee.jpg
|didascalia=Immagine [[piano sagittale|sagittale]] di un [[ginocchio]] ottenuta mediante [[risonanza magnetica nucleare|risonanza magnetica]]
|ICD9 = 88.91
|MeshID = D008279
|sinonimi=Risonanza magnetica nucleare, MRI, RMI, MRT, RMN, RM
}}

L{{'}}'''''imaging''''' '''a risonanza magnetica''' (''Magnetic Resonance Imaging'', '''MRI'''), oppure semplicemente '''RM''' o '''RMN''', è una tecnica di [[Diagnostica per immagini|generazione di immagini]] usata prevalentemente a scopi [[diagnosi|diagnostici]] in campo [[medicina|medico]] della '''[[diagnostica per immagini]]''', basata sul principio fisico della [[risonanza magnetica nucleare]].

[[File:Modern 3T MRI.JPG|thumb|upright=1.6|Uno scanner per il MRI da 3 [[Tesla (unità di misura)|Tesla]]]]

La RM non è dannosa nei confronti del paziente, il quale non è sottoposto a [[radiazioni ionizzanti]], come nel caso delle tecniche facenti uso di raggi X o di [[Radionuclide|isotopi radioattivi]]: l'aggettivo "nucleare" si riferisce al fatto che il segnale di densità in RM proviene dal [[nucleo atomico]] dell'elemento esaminato, a differenza delle più diffuse tecniche di imaging [[radiologia|radiologico]], in cui la densità radiografica è determinata dalle caratteristiche degli [[orbitale atomico|orbitali elettronici]] degli [[atomo|atomi]].

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 [[tessuto (biologia)|tessuti]] sulla base della loro composizione [[biochimica]], inoltre si hanno immagini delle sezioni corporee su tre piani diversi ([[Piano assiale|assiale]], [[Piano coronale|coronale]], [[Piano sagittale|sagittale]]), il che però non le conferisce la tridimensionalità.

Vi sono diverse applicazioni dell'imaging a risonanza magnetica, per esempio l'[[Diffusione (RMN)|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.

== Storia ==
[[File:MRI Scanner Mark One.jpg|left|upright|thumb|Scanner ''Mark One'', la prima apparecchiatura per risonanza magnetica costruita e usata]]

Nel 1971, alla ''[[Stony Brook University]]'', [[Paul Lauterbur]] provò ad applicare gradienti di [[campo magnetico]] in tutte e tre le dimensioni e una tecnica di [[retroproiezione]] per creare immagini. Le prime immagini di due tubi d'acqua ottenute con questa tecnica vennero pubblicate sulla rivista ''[[Nature]]'', seguite dalla foto di un animale vivente, una [[vongola]] e, nel 1974, dall'immagine della cavità toracica di un topo. Lauterbur chiamò questo suo metodo "zeugmatografia", un termine che è stato successivamente sostituito da "imaging a risonanza magnetica".<ref>{{Cita pubblicazione|coautori=Rinck PA |rivista=Spectroscopy Europe |volume=20 |numero=1 |p=7 |data=2008 |titolo=A short history of magnetic resonance imaging |url=https://www.spectroscopyeurope.com/article/short-history-magnetic-resonance-imaging }}</ref> Alla fine degli anni '70 i fisici [[Peter Mansfield]] e [[Paul Lauterbur]] svilupparono tecniche particolari, come la tecnica di imaging eco-planare (EPI).<ref name="Mansfield-EPI">{{Cita pubblicazione|doi=10.1103/physrevb.12.3618 |titolo="Diffraction" and microscopy in solids and liquids by NMR |rivista=Physical Review B |volume=12 |numero=9 |pp=3618-34 |anno=1975 |coautori=Mansfield P, Grannell PK |bibcode=1975PhRvB..12.3618M }}</ref>

I progressi effettuati nella tecnologia dei [[semiconduttori]] si sono rivelati fondamentali per lo sviluppo della risonanza magnetica nella pratica che, infatti, richiede una grande quantità di [[Teoria della complessità computazionale|potenza computazionale]]. Ciò è stato reso possibile dalla rapida crescita del numero di [[transistor]] su un singolo [[circuito integrato]].<ref>{{Cita libro|cognome1=Rosenblum |nome1=Bruce |cognome2=Kuttner |nome2=Fred |titolo=Quantum Enigma: Physics Encounters Consciousness |data=2011 |editore=Oxford University Press |isbn=978-0-19-979295-5 |p=127 |url=https://books.google.com/books?id=I9kGFX1_oGAC&pg=PT127}}</ref> Mansfield e Lauterbur hanno ricevuto il [[premio Nobel per la fisiologia o la medicina]] nel 2003 per le loro "scoperte sull'imaging a risonanza magnetica".<ref>{{Cita web|titolo=The Nobel Prize in Physiology or Medicine 2003|url=http://www.nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/laureates/2003/index.html|editore=Nobel Foundation|accesso=28 luglio 2007|urlarchivio=https://web.archive.org/web/20070718172340/http://nobelprize.org/nobel_prizes/medicine/laureates/2003/index.html|urlmorto=no}}</ref>

== Principi fisici ==
{{C|1) Questa sezione "Principi fisici" spiega più la "Risonanza magnetica nucleare" (c'è anche il "Vedi anche") e per nulla l' "Imaging" <br/> Si parla spesso di protoni, ma ogni singolo protone del nucleo (non necessariamente l'idrogeno, quindi anche più di uno) si comporta separatamente? O è da correggere in "nucleo"?|fisica|agosto 2023|argomento2=chimica}}{{vedi anche|Risonanza magnetica nucleare}}

Il principio attivo di funzionamento si basa sul sottoporre il [[Campione (laboratorio)|campione]] da analizzare a un forte [[campo magnetico]] statico. L'intensità del campo magnetico può variare dai decimi di [[Tesla (unità di misura)|tesla]] (T), per piccole macchine dedicate allo studio delle articolazioni, fino a 3 T 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 [[protone|protoni]] all'interno del campione 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 acquisiscono una leggera [[magnetizzazione]] totale.

Questo allineamento non è mai totale, ma piuttosto gli spin dei vari protoni incominciano a mostrare una [[precessione]] attorno alla direzione del campo magnetico. Questa precessione mostra una [[frequenza]] tipica detta [[Precessione di Larmor|frequenza di Larmor]] che si trova nell'ordine dei [[Hertz|MHz]] e quindi nel campo della [[radiofrequenza]] (per un campo di 1 T, la frequenza è di 42&nbsp;MHz per l'atomo di [[idrogeno]]); se allora sul campione 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 (fisica)|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 in questo 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 ''t''<sub>1</sub>, 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 (''[[Tempo di rilassamento longitudinale|rilassamento spin-reticolo]]''), la seconda, indicata con ''t''<sub>2</sub>, indica la rapidità con cui si distrugge la componente di magnetizzazione trasversale in condizioni ideali, e dipende dall'interazione mutua di protoni vicini (''[[Tempo di rilassamento trasversale|rilassamento spin-spin]]''). In situazioni reali, la componente trasversa viene distrutta a causa della perdita di coerenza di [[fase (segnali)|fase]] tra i vari protoni del campione osservato, con un tempo chiamato ''t''<sub>2</sub>* < ''t''<sub>2</sub>. 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 per 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{{Senza fonte}} come fonte di segnale per via della maggiore presenza nei tessuti organici.

== MRI dal punto di vista medico ==
{{Immagine multipla
|titolo = Animazione [[Risonanza magnetica nucleare|RMN]] dell'[[encefalo]] in un caso di un [[glioblastoma]] prima dell'intervento, un esempio di acquisizione su diversi piani anatomici
|allinea = right
|direzione = vertical
|larghezza = 200
|sfondo = 
|immagine1 = RM glioblastoma - trasversale.gif
|didascalia1 = Trasversale
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|didascalia2 = Sagittale
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|didascalia3 = Coronale
}}

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 (per esempio a ferro di cavallo o quadrata).

Il paziente non deve assolutamente indossare o avere con sé oggetti di materiale metallico potenzialmente [[materiale ferromagnetico|ferromagnetico]], quali orologi e gioielli. 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 e 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 [[Tessuto (biologia)|tessuti]], per 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 (chirurgia)|clip vascolari]], [[stent]], [[pacemaker|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,<ref>{{en}} [http://www.mrisafety.com/ MRI Safety Home]</ref> ma l'aumentare della potenza degli apparecchi rende tale problema ancora attuale: occorre per tal motivo conoscere, per ogni materiale utilizzato, fino a che intensità del campo magnetico è da considerarsi sicuro.

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 {{M|1|ul=mm}} sono praticamente al limite della visibilità), ma l'importanza di questo esame sta nel fatto di potere discriminare, per esempio, tra un tessuto del [[fegato]] e uno della [[milza]] (che rispetto ai raggi X presentano la stessa trasparenza), oppure i tessuti sani dalle [[lesione|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. Per esempio è possibile evidenziare oppure sopprimere il segnale dovuto al sangue, oppure ottenere informazioni di carattere [[risonanza magnetica funzionale|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 e multiparametrica, in quanto i parametri di riferimento utilizzabili sono sia la densità protonica sia i tempi di rilassamento ''t''<sub>1</sub> e ''t''<sub>2</sub>.

=== 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 tomografia computerizzata quando non c'è necessità di avere un'altissima risoluzione spaziale. Risulta inoltre 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 [[tomografia computerizzata]] 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 la direttiva 2013/35/EU del 26 giugno 2013), indicando nel datore di lavoro il diretto responsabile.

Esistono strumenti portatili (chiamati impropriamente "[[Dosimetria#StrumentidiMisura|dosimetri]]") per il campionamento a lungo termine del campo magnetico.

== 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 [[Precessione di Larmor|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 ===
[[File:Vantage Atlas MRI scanner from Toshiba.jpg|thumb|Un'apparecchiatura per risonanza magnetica a elettromagnete a [[Superconduttività|superconduttore]]]]
[[File:Открытый томограф.jpg|thumb|Un magnete permanente per risonanza magnetica]]
[[File:Glebefields Health Centre - 2020-03-22 - Andy Mabbett - 03.jpg|thumb|Unità mobile presso il Glebefields Health Centre di [[Tipton]], [[Inghilterra]]]]

Il magnete principale è il componente più grande e costoso dello scanner; tutti gli altri componenti della macchina possono essere considerati ausiliari 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, ma al contempo richiedono magneti più costosi e con costi di manutenzione più elevati e necessitano di misure di sicurezza più accurate. Al 2007 i campi magnetici di 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 di 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<ref>{{en}} [http://neurospin.org Neurospin], sito ufficiale del progetto Neurospin.</ref>). 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 (per esempio [[acciaio]]) possono essere usati per ottenere il campo principale. Magneti di questo tipo non richiedono manutenzione una volta installati ed hanno costi contenuti, tuttavia sono estremamente ingombranti (con un peso che può superare le 100 tonnellate), possono raggiungere solo intensità di campo limitate (normalmente inferiori a 0,4 T) e hanno stabilità nel tempo e omogeneità non eccellenti. Pongono inoltre problemi di sicurezza, in quanto il campo magnetico è sempre presente, anche quando il macchinario non è utilizzato.
* [[elettromagnete]] resistivo: si tratta di un [[solenoide]] di cavo di [[rame]]. Anche questo tipo di magnete ha come vantaggio principale 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. Questa soluzione è in generale obsoleta.
* elettromagnete a [[Superconduttività|superconduttore]]: quando una lega di [[niobio]]-[[titanio]] è raffreddata da [[elio]] liquido a 4 [[grado Kelvin|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; nonostante ciò, magneti a superconduttore raffreddati a 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 a 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 [[toro (geometria)|toroidali]]. A volte vengono usati anche magneti permanenti [[quadrato|quadrati]] e magneti a superconduttore a ferro di cavallo.

=== Bobine di gradiente ===
In uno scanner per l'imaging sono fondamentali anche le "[[bobina|bobine]] di gradiente", avvolgimenti in cui la corrente che 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 [[piano cartesiano|assi]] spaziali. 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.

Per 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 <math>B_0 + G_{z} z</math>, dove <math>B_0</math> è l'intensità iniziale del campo magnetico, e <math>G_{z} </math> 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&nbsp;cm, e un'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 a un'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 ====
[[File:MRI schema gradienti.svg|thumb|upright=1.6|Rappresentazione schematica della geometria delle bobine di gradiente in uno scanner toroidale. In viola, la bobina agente lungo l'asse Z, in verde e arancio le bobine agenti lungo gli assi X e Y]]

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 (vedi figura), così da potere 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.

A causa delle [[Equazioni di Maxwell|proprietà fisiche del campo magnetico]], è impossibile ottenere un campo perfettamente lineare e orientato in un'unica direzione. In particolare, la [[Equazioni di Maxwell|terza equazione di Maxwell]]:

<div align="center"><math> \vec \nabla \cdot \vec B = 0</math></div>

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 delle stesse. La [[vibrazione]] risultante produce una [[Suono|sensazione acustica]] nel campo delle frequenze udibili, costituita da rumori battenti accompagnati da suoni elettronici e fischi. Il rumore è più marcato con campi magnetici alti, come nelle tecniche di imaging rapido; con un campo da 3 T, il livello di [[pressione sonora]] può raggiungere i 120&nbsp;dB, equivalenti al rumore di un [[motore a reazione]] di un [[aeroplano]] al decollo. Un'adeguata protezione acustica (cuffia o tappi auricolari) è quindi essenziale per il paziente durante l'esame MRI.<ref name="PriceDe Wilde2001">{{cita pubblicazione | titolo = Investigation of acoustic noise on 15 MRI scanners from 0.2 T to 3 T | rivista = Journal of Magnetic Resonance Imaging | volume = 13 | numero = 2 | anno = 2001 | pp = 288-293 |doi=10.1002/1522-2586(200102)13:2<288::AID-JMRI1041>3.0.CO;2-P | autore = David L. Price | coautori = Janet P. De Wilde, Annie M. Papadaki, Jane S. Curran, Richard I. Kitney | accesso = 19 aprile 2015 }}</ref><ref name="ChoPark1997">{{cita pubblicazione | titolo = Analysis of acoustic noise in MRI | url = https://archive.org/details/sim_magnetic-resonance-imaging_1997_15_7/page/815 | rivista = Magnetic Resonance Imaging | volume = 15 | numero = 7 | anno = 1997 | pp = 815-822 |doi=10.1016/S0730-725X(97)00090-8 | autore = Z.H. Cho | coautori = S.H. Park, J.H. Kim, S.C. Chung, S.T. Chung, J.Y. Chung | accesso = 19 aprile 2015 }}</ref><ref name="CounterOlofsson1997">{{cita pubblicazione | titolo = MRI acoustic noise: Sound pressure and frequency analysis | rivista = Journal of Magnetic Resonance Imaging | volume = 7 | numero = 3 | anno = 1997 | pp = 606-611 |doi=10.1002/jmri.1880070327 | autore = S. Allen Counter | coautori = Ake Olofsson, H. F. Grahn, Erik Borg | accesso = 19 aprile 2015 }}</ref><ref name="McJuryStewart1997">{{cita pubblicazione | titolo = The use of active noise control (ANC) to reduce acoustic noise generated during MRI scanning: Some initial results | url = https://archive.org/details/sim_magnetic-resonance-imaging_1997_15_3/page/319 | rivista = Magnetic Resonance Imaging | volume = 15 | numero = 3 | anno = 1997 | pp = 319-322 |doi=10.1016/S0730-725X(96)00337-2 | autore = M. McJury | coautori = R.W. Stewart, D. Crawford, E. Toma | accesso = 19 aprile 2015 }}</ref>

=== 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 a esse, si utilizza anche uno "shimming passivo", costituito da elementi in materiale ferromagnetico posti nei dintorni del campo magnetico principale, che ne distorcono le [[linea di flusso|linee di flusso]].

==== Bobine di schermatura (''shielding'') ====
Queste bobine possono essere comandate autonomamente (schermatura attiva) oppure essere semplici avvolgimenti [[induzione elettromagnetica|accoppiati induttivamente]] con le bobine di gradiente.

Lo scopo di questi avvolgimenti consiste nel generare un campo magnetico che si annulli con il campo primario o con il campo prodotto dalle bobine di gradiente nei punti in cui non è desiderato un effetto magnetico, per 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 sia per la salvaguardia delle apparecchiature elettriche ed elettroniche nei dintorni dello scanner e all'interno dello scanner stesso. I campi magnetici variabili creano nei materiali conduttori delle correnti indotte (dette [[Corrente parassita|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 [[neurone|neuroni]], creando stimolazioni periferiche dei [[motoneurone|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 (segnali)|fase]] del segnale ricevuto, e sono necessari all'ottenimento dell'immagine.

=== Imaging ===
{{vedi anche|k-spazio}}
[[File:MRI selezione fetta.svg|thumb|upright=1.6|Rappresentazione del meccanismo di selezione della fetta. L'applicazione del gradiente fa variare linearmente la frequenza di Larmor all'interno del volume. Un impulso radio monocromatico eccita solamente un piano del volume.]]
[[File:MRI readout.svg|thumb|upright=1.6|Rappresentazione schematica della codifica in frequenza]]
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 a 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 a 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 <math>f_L G_{y} y t</math> dove <math>f_L</math> è la frequenza di Larmor, <math>y</math> è la coordinata lungo l'asse della codifica e <math>t</math> 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 a immagini che evidenziano caratteristiche diverse dei tessuti; in particolare due sequenze classiche servono a individuare rispettivamente il ''t''<sub>1</sub> e il ''t''<sub>2</sub>. 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 ====
{{Multimedia
|file=MR spin precess.ogg
|titolo=Precessione libera di uno spin in un campo magnetico dopo un impulso RF a 90°
|descrizione=
}}

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 ''t''<sub>2*</sub>, chiamato segnale di [[decadimento libero dell'induzione]] (''Free Induction Decay'', o semplicemente FID):

: <math>M(t) = M_0 \cos (2\pi \nu_L t) e^{-t/T_2^*}</math>

dove M<sub>0</sub> è la magnetizzazione presente sull'asse longitudinale al momento dell'impulso a 90°, ν<sub>L</sub> è la frequenza di Larmor e ''t'' il tempo trascorso. Se il sistema era in condizioni di equilibrio al momento dell'impulso, allora M<sub>0</sub> dipende solo dalla densità degli spin (densità protonica), se la sequenza viene ripetuta in maniera rapida (TR nell'ordine di ''t''<sub>1</sub>), 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 ''t''<sub>1</sub>. Per questo motivo, sequenze con TR molto piccoli sono in generale definite ''t''<sub>1</sub>-pesate.

==== Inversion Recovery ====
{{Multimedia
|file=MR inversion recovery.ogg
|titolo=Rappresentazione degli spin in una sequenza di inversion recovery
|descrizione=
}}
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°, e il secondo, dopo un tempo ''t''<sub>I</sub>, 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:

<math>M(t) = M_0(1-2e^{-t/t_1})</math>

All'istante ''t''<sub>I</sub>, 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 <math>|1-2e^{-t_I/t_1}|</math>. Come si osserva, dal momento che ''t''<sub>I</sub> è un parametro scelto dall'operatore, l'intensità del segnale dipende dal parametro fisico ''t''<sub>I</sub> e dal vettore magnetizzazione iniziale M<sub>0</sub>, proporzionale alla densità protonica. Se si vuole ottenere una misura esatta di questi parametri sono necessarie più scansioni con diversi T<sub>I</sub> 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 ''t''<sub>I</sub> pari a <math>t_1\ln(2)</math>, il segnale proveniente dal tessuto corrispondente al ''t''<sub>1</sub> scelto viene annullato. Per ottenere una valida soppressione del grasso il valore tipico nelle apparecchiature da {{M|1,5|ul=T}} (attualmente le più diffuse) è di circa {{M|150|-|170|ul=ms}}.

==== Spin-Echo ====
{{Vedi anche|Spin echo}}
{{Multimedia
|file=MR spin echo.ogg
|titolo=Rappresentazione degli spin in una sequenza di spin echo
|descrizione=
}}
[[File:MRI spin echo.svg|thumb|left|schema dei segnali RF nella sequenza di 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 ''t''<sub>2*</sub>. 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 e 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 ''t''<sub>2</sub>. In pratica il modulo del vettore magnetizzazione trasversa al tempo TE sarà pari a:

<math>M(T_E) = M_0 e^{-T_E/T_2}</math>

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 ''t''<sub>2</sub> 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''.

Le modalità di imaging più comuni e storicamente precedenti rispetto alle altre sono quattro:
* [[densità]] protonica;
* pesata ''t''<sub>1</sub>;
* pesata ''t''<sub>2</sub>;
* pesata ''t''<sub>2</sub>*;

Per avere un'analisi morfologica completa della regione oggetto di indagine, almeno due di questi contrasti (per esempio ''t''<sub>1</sub> e ''t''<sub>2</sub>) vengono acquisiti. [[mezzo di contrasto|Agenti di contrasto]] paramagnetici come il [[gadolinio]] hanno la proprietà di ridurre notevolmente il ''t''<sub>1</sub> 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, per esempio, per l'ottenimento di [[angiografia|angiogrammi]], e per la visualizzazione di [[emorragia|emorragie]].

Il contrasto ''t''<sub>2</sub> identifica particolarmente bene [[siero (sangue)|siero]], acqua e [[liquido cefalorachidiano]], e viene utilizzato per valutare se ci sono [[edema|edemi]] associati a particolari [[lesione|lesioni]].

Di seguito sono riportati esempi di tempi di [[tempo di rilassamento longitudinale|rilassamento longitudinale]] e [[tempo di rilassamento trasversale|trasversale]] per alcuni [[tessuto (biologia)|tessuti biologici]] (il tempo T<sub>1</sub> è riferito a un campo magnetico statico di 1,5 tesla)<ref>{{cita|Coriasco & Rampado & Bradac, 2014|p. 20}}.</ref>:

{| class="wikitable sortable"
! class="unsortable" | Tessuto biologico !! T<sub>2</sub> !! T<sub>1</sub> (a 1,5 T)
|-
| [[Sostanza grigia]] || 101 || 920
|-
| [[Sostanza bianca]] || 76 || 780
|-
| [[Liquido cerebrospinale]] || 1660 || 3270
|-
| [[Muscolo|Muscoli scheletrici]] || 47 || 860
|-
| [[Cuore]] || 57 || 860
|-
| [[Fegato]] || 43 || 520
|-
| [[Reni]] || 58 || 1220
|-
| [[Milza]] || 62 || 1070
|-
| [[Grasso sottocutaneo]] || 85 || 230
|}

La visualizzazione standard delle immagini a risonanza magnetica in scala di grigi si presenta come segue:

{|class="wikitable"
! Segnale !! T1-pesato !! T2-pesato
|-
|style="background: silver"| '''Alto'''
|
*[[lipidi|Grasso]]<ref name=wisconsin/><ref name=johnson2>{{Cita web|url=http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html|autore=Keith A. Johnson|titolo=Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics|accesso=14 marzo 2016|editore=Harvard Medical School|urlmorto=sì|urlarchivio=https://web.archive.org/web/20160305000107/http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html}}</ref>
*Emorragia subacuta<ref name=johnson/>
*[[Melanina]]<ref name=johnson/>
*Fluidi ricchi di [[proteina|proteine]]<ref name=johnson/>
*Sangue a scorrimento lento<ref name=johnson/>
*Sostanze [[Paramagnetismo|paramagnetiche]], come [[gadolinio]], [[manganese]], [[rame]]<ref name=johnson/>
*[[Necrosi corticale pseudo-laminare]]<ref name=johnson/>
|
*Tessuti contenenti molta acqua,<ref name=wisconsin/> come nell'[[edema]], nei [[tumore|tumori]], nell'[[infarto]], nell'[[infiammazione]] e nell'[[infezione]]<ref name=johnson/>
*[[Metaemoglobina]] situata in zona extracellulare nelle emorragie subacute<ref name=johnson/>
|-
|style="background: grey"| '''Intermedio'''
| [[Materia grigia]] più scura rispetto alla [[materia bianca]]<ref name=patil>{{Cita web|url=http://www.slideshare.net/DrTusharPatil/mri-sequences|titolo=MRI sequences|autore=Tushar Patil|accesso=14 marzo 2016}}</ref>
| [[Materia bianca]] più scura rispetto alla [[materia grigia]]<ref name=patil/>
|-
|style="background: black; color:white;"| '''Basso'''
|
*Osso<ref name=wisconsin2>{{Cita web|url=https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|titolo=Magnetic Resonance Imaging|editore=University of Wisconsin|accesso=14 marzo 2016|urlarchivio=https://web.archive.org/web/20170510065614/https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|urlmorto=sì}}</ref>
*Urina
*[[Liquido cerebrospinale]]
*Aria<ref name=wisconsin/>
*Tessuti contenenti molta acqua,<ref name=wisconsin/> come nell'[[edema]], nei [[tumore|tumori]], nell'[[infarto]], nell'[[infiammazione]], nell'[[infezione]], nelle [[emorragia|emorragie]] croniche o iperacute<ref name=johnson/>
*Bassa densità [[protone|protonica]], come nelle [[calcificazione|calcificazioni]]<ref name=johnson/>
|
*[[Osso]]<ref name=wisconsin/>
*[[Aria]]<ref name=wisconsin/>
*[[Lipidi|Grasso]]<ref name=wisconsin/>
*Basa densità protonica come nelle [[calcificazione|calcificazioni]] e nella [[fibrosi]]<ref name=johnson/>
*Materiali [[paramagnetismo|paramagnetici]] come [[deossiemoglobina]], [[metaemoglobina]] intracellulare, [[ferro]], [[ferritina]], [[emosiderina]], [[melanina]]<ref name=johnson/>
*Fluidi ricchi di proteine<ref name=johnson/>
|}

=== Diffusione ===
Questo tipo di ''imaging'' misura la [[diffusione di materia|diffusione]] delle molecole d'acqua nel tessuti biologici.<ref>{{cita pubblicazione| autore = Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, Laval-Jeantet M| data =| anno = 1983| mese = novembre| titolo = MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diffusion and perfusion in neurologic disorders| rivista = Radiology| volume = 161| numero = 2| pp = 401-407| id = 3763909}}</ref>
In un mezzo [[isotropia|isotropico]] (per esempio in un bicchiere d'acqua), le molecole di liquido si muovono di [[moto browniano]] casuale. Invece nei tessuti biologici la diffusione può essere [[anisotropia|anisotropica]]. Per esempio una molecola d'acqua all'interno di un [[assone]] di un [[neurone]] ha una probabilità molto bassa di attraversare la membrana [[mielina|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.

[[File:DTI-sagittal-fibers.jpg|thumb|left|Ricostruzione trattografica delle connessioni neurali via DTI]]

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]].

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 a un'[[ischemia]] cerebrale, le immagini DWI sono molto sensibili ai cambiamenti patofisiologici che avvengono nella lesione<ref>{{cita pubblicazione | autore = Moseley ME, Cohen Y, Mintorovitch J, Chileuitt L, Shimizu H, Kucharczyk J, Wendland MF, Weinstein PR | anno = 1990| mese = maggio | titolo = Early detection of regional cerebral ischemia in cats: comparison of diffusion- and T2-weighted MRI and spectroscopy | rivista = Magnetic Resonance in Medicine | volume = 14 | numero = 2 | pp = 330-346| id = 2345513}}</ref>
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 [[citoplasma]]tico dipendente dall'[[Adenosintrifosfato|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 tomografia computerizzata, 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'').

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 per esempio l'[[echo planar imaging]].

== Riassunto delle sequenze principali ==
{{Vedi anche|Sequenze di risonanza magnetica}}
Oltre alle sequenze di base, sono state sviluppate numerose altre sequenze utili allo studio e alla diagnosi di molteplici patologie. Qui di seguito una tabella in cui si riassumono le principali sequenze utilizzate nell'imaging a risonanza magnetica.
{{clear}}
{|class="wikitable"
|-
! Gruppo !! Sequenze !! Abbreviazione !! Principi fisici !! Principali caratteristiche cliniche !! Esempio
|-
|rowspan=3| [[Spin echo]] || Pesatura in T1 || '''T1''' || Misurazione del [[Tempo di rilassamento longitudinale|rilassamento longitudinale]] utilizzando tempo di ripetizione (TR) e tempo di echo (TE) brevi.
|
* Basso segnale proveniente dall'acqua,<ref name=wisconsin>{{Cita web|url=https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|titolo=Magnetic Resonance Imaging|editore=[[University of Wisconsin]]|accesso=14 marzo 2016|urlarchivio=https://web.archive.org/web/20170510065614/https://www.radiology.wisc.edu/education/med_students/neuroradiology/NeuroRad/Intro/MRIintro.htm|urlmorto=sì}}</ref> come nel caso di [[edema]], [[tumore|tumori]], [[ischemia]], [[infiammazione]], [[infezione]], [[emorragia|emorragie]] croniche o acute,<ref name=johnson>{{Cita web|url=http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html|autore=Keith A. Johnson|titolo=Basic proton MR imaging. Tissue Signal Characteristics|accesso=14 marzo 2016|editore=[[Harvard Medical School]]|urlmorto=sì|urlarchivio=https://web.archive.org/web/20160305000107/http://www.med.harvard.edu/aanlib/basicsMR.html}}</ref>
* Alto segnale dal [[lipidi|grasso]]<ref name=wisconsin/><ref name=johnson/>
* Alto segnale dalle sostanze [[paramagnetismo|paramagnetiche]] come il [[gadolinio]] (utilizzato come [[mezzo di contrasto]] in risonanza magnetica<ref name=johnson/>
Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
| [[File:T1-weighted-MRI.png|100px|Sezione assiale della risonanza magnetica 3D pesata in T1 che mostra le pieghe della sostanza bianca e della sostanza grigia]]
|-
| Pesatura in T2 || '''T2''' || Misurazione del [[Tempo di rilassamento trasversale|rilassamento trasversale]] utilizzando lunghi tempi di TR e TE.
|
* Alto segnale da tessuti ricchi di acqua.<ref name=wisconsin/>
* Basso segnale del grasso.<ref name=wisconsin/>
* Basso segnale per le sostanze paramagnetiche.<ref name=johnson/>
Sequenza standard e di confronto per le altre sequenze.
| [[File:Normal axial T2-weighted MR image of the brain.jpg|100px|Risonanza magnetica assiale dell'encefalo, vista pesata in T2 in assenza di patologia visibile.]]
|-
|Pesatura di densità protonica || '''DP''' || Lungo tempo di TR (per ridurre il T1) e breve tempo TE (per minimizzare il T2)<ref>[https://books.google.se/books?id=1pV35-skfkwC&pg=PA292 Page 292] in: {{Cita libro|titolo=Principles and Applications of Radiological Physics|autore=Martin Vosper, Donald Graham, Paul Cloke|edizione=6|editore=Elsevier Health Sciences|anno=2011|isbn=978-0-7020-4614-8}}</ref>
| [[Artropatia|Artropatie]] e traumi muscolo-scheletrici.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/mri-sequences-overview|titolo=MRI sequences (overview)|autore=Jeremy Jones and Prof Frank Gaillard et al.|sito=Radiopaedia|accesso=13 gennaio 2017}}</ref>
* Alto segnale dai [[Menisco|menischi]]<ref name="LefevreNaouri2016">{{Cita pubblicazione|cognome1=Lefevre|nome1=Nicolas|cognome2=Naouri|nome2=Jean Francois|cognome3=Herman|nome3=Serge|cognome4=Gerometta|nome4=Antoine|cognome5=Klouche|nome5=Shahnaz|cognome6=Bohu|nome6=Yoann|titolo=A Current Review of the Meniscus Imaging: Proposition of a Useful Tool for Its Radiologic Analysis|rivista=Radiology Research and Practice|volume=2016|anno=2016|pp=1-25|issn=2090-1941|doi=10.1155/2016/8329296}}</ref> (vedi immagine)
| [[File:Proton density MRI of a grade 2 medial meniscal tear.jpg|100px|Risonanza magnetica a densità protonica sul piano coronale del ginocchio, che mostra una lacerazione meniscale mediale di grado 2.]]
|-
| [[Gradient echo]] || Precessione libera stazionaria|| '''SSFP''' || Mantenimento di una magnetizzazione trasversale costante e residua su cicli successivi.<ref name=Luijkx>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/steady-state-free-precession-mri-2|titolo=Steady-state free precession MRI|autore=Dr Tim Luijkx and Dr Yuranga Weerakkody|sito=Radiopaedia|accesso=13 ottobre 2017}}</ref> || Realizzazione di [[cardio RM]] (vedi video).<ref name=Luijkx/> || [[File:Four chamber cardiovascular magnetic resonance imaging.gif|100px|Visione a quattro camere nella risonanza magnetica cardiovascolare utilizzando una tecnica di imaging a precessione libera allo stato stazionario.]]
|-
|rowspan=3| Inversion recovery
| Short tau inversion recovery || '''STIR''' || Soppressione del grasso grazie all'impostazione di un tempo di inversione che annulla il suo segnale.<ref>{{Cita web|url= https://radiopaedia.org/articles/short-tau-inversion-recovery|titolo=Short tau inversion recovery|autore=Mohammad Taghi Niknejad|sito=Radiopaedia|accesso=13 ottobre 2017}}</ref>
| Alto segnale nell'[[edema]], come nelle più gravi fratture da stress.<ref>{{Cita web|url=http://www.radiologyassistant.nl/en/p4615feaee7e0a/stress-fractures.html|titolo=Stress fractures|sito=Radiopaedia|autore= Ferco Berger, Milko de Jonge, Robin Smithuis and Mario Maas|accesso=13 ottobre 2017}}</ref> Nell'immagine un caso di [[sindrome da stress tibiale]]|| [[File:Shinsplint-mri (crop).jpg|70px|Risonanza magnetica coronale STIR]]
|-
| [[Fluid attenuated inversion recovery]]|| '''FLAIR''' || Soppressione dei liquidi grazie a un tempo di inversione che annulla il loro segnale. || Alto segnale da [[infarto lacunare|infarti lacunari]], [[Sclerosi multipla|placche da sclerosi multipla]], [[emorragia subaracnoidea]] e [[meningite]] (vedi immagine).<ref name=":0">{{Cita web|titolo= Fluid attenuation inversion recoveryg|url= http://radiopaedia.org/articles/fluid-attenuation-inversion-recovery|sito= radiopaedia.org|accesso= 3 dicembre 2015}}</ref> || [[File:FLAIR MRI of meningitis.jpg|100px|Risonanza magnetica post-contrasto con recupero dell'inversione attenuata dal fluido (FLAIR) di un caso di meningite. Mostra l'esaltazione delle meningi in corrispondenza del tentorio e della regione parietale, con evidenza di dilatazione dei ventricoli.]]
|-
| Double inversion recovery || '''DIR''' || Soppressione simultanea del [[liquido cerebrospinale]] e [[materia bianca]] grazie a due tempi di inversione.<ref name=muzio>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/double-inversion-recovery-sequence|titolo=Double inversion recovery sequence|autore=Dr Bruno Di Muzio and Dr Ahmed Abd Rabou|sito=Radiopaedia|accesso=13 ottobre 2017}}</ref>
| Altro segnale dalle placche della [[sclerosi multipla]] (vedi immagine).<ref name=muzio/>
| [[File:Axial DIR MRI of a brain with multiple sclerosis lesions.jpg|100px|piano assiale del cervello, che mostra lesioni da sclerosi multipla. I cerchi bianchi circondano due lesioni corticali e una lesione juxtacorticale. Una risonanza magnetica PSIR separata ha confermato queste lesioni e ne ha rivelate altre sei (frecce bianche) che non erano state identificate sulla DIR prima della PSIR.]]
|-
|rowspan=3| [[Diffusion weighted imaging|Diffusion weighted]] ('''DWI''') || Convenzionale || '''DWI''' || Misura del [[moto browniano]] delle molecole d'acqua.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/diffusion-weighted-imaging-1|titolo=Diffusion weighted imaging|autore=Neuro and Dr Usman Bashir|accesso=13 ottobre 2017|sito=Radiopaedia}}</ref>
| Alto segnale dopo pochi minuti dall'infarto cerebrale (nella foto).<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/ischaemic-stroke|titolo=Ischaemic stroke|autore=Dr Yuranga Weerakkody and Prof Frank Gaillard et al.|sito=Radiopaedia|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
| [[File:Cerebral infarction after 4 hours on DWI MRI.jpg|100px|Immagine pesata in diffusione (DWI), con chiara regione infartuata nei gangli basali.]]
|-
| [[Apparent diffusion coefficient]]|| '''ADC''' || Riduce la pesatura T2 prendendo multiple immagini DWI con differente pesatura DWI.<ref name=hammer>{{Cita web|url=http://xrayphysics.com/dwi.html#adc|titolo=MRI Physics: Diffusion-Weighted Imaging|autore=Mark Hammer|sito=XRayPhysics|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
| Basso segnale pochi minuti dopo un [[ictus cerebrale]] (vedi immagini).<ref name="AnFord2011">{{Cita pubblicazione|cognome1=An|nome1=H.|cognome2=Ford|nome2=A. L.|cognome3=Vo|nome3=K.|cognome4=Powers|nome4=W. J.|cognome5=Lee|nome5=J.-M.|cognome6=Lin|nome6=W.|titolo=Signal Evolution and Infarction Risk for Apparent Diffusion Coefficient Lesions in Acute Ischemic Stroke Are Both Time- and Perfusion-Dependent|url=https://archive.org/details/sim_stroke_2011-05_42_5/page/1276|rivista=Stroke|volume=42|numero=5|anno=2011|pp=1276-1281|issn=0039-2499|doi=10.1161/STROKEAHA.110.610501}}</ref>
| [[File:Cerebral infarction after 4 hours on ADC MRI.jpg|100px]]
|-
| [[Imaging con tensore di diffusione|Tensore di diffusione]] || '''DTI''' || [[Trattografia]] (nella foto) ottenuta misurando il moto browniano complessivo delle molecole d'acqua nelle direzioni delle fibre nervose.<ref name=radiopaedia-dti>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/diffusion-tensor-imaging|titolo=Diffusion tensor imaging|autore=Derek Smith and Dr Usman Bashir|accesso=13 ottobre 2017|sito=Radiopaedia}}</ref> 
|
* Valutazione della deformazione della materia bianca dovuta a un tumore<ref name=radiopaedia-dti/>
* Una riduzione della [[anisotropia frazionale]] può indicare [[demenza]]<ref name="ChuaWen2008">{{Cita pubblicazione|cognome1=Chua|nome1=Terence C|cognome2=Wen|nome2=Wei|cognome3=Slavin|nome3=Melissa J|cognome4=Sachdev|nome4=Perminder S|titolo=Diffusion tensor imaging in mild cognitive impairment and Alzheimerʼs disease: a review|rivista=Current Opinion in Neurology|volume=21|numero=1|anno=2008|pp=83-92|issn=1350-7540|doi=10.1097/WCO.0b013e3282f4594b}}</ref>
| [[File:White Matter Connections Obtained with MRI Tractography.png|100px]]
|-
| rowspan=3| [[Perfusion weighted]] ('''PWI''')
| [[Dynamic susceptibility contrast]]|| '''DSC''' || Viene iniettato [[gadolinio]] come [[mezzo di contrasto]] e viene realizzate immagini a rapida ripetizione (generalmente gradient-echo o echo-gradient pesate in T2) per quantificare la perdita di segnale indotta dalla suscettibilità.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/dynamic-susceptibility-contrast-dsc-mr-perfusion|titolo=Dynamic susceptibility contrast (DSC) MR perfusion|autore=Frank Gaillard et al.|sito=Radiopaedia|accesso=14 ottobre 2017}}</ref>
|rowspan=3| Negli infarti cerebrali, il tessuto [[ischemia|ischemico]] e la [[penombra ischemica]] presentano una perfusione diminuita (immagine).<ref name="Chen2012">{{Cita pubblicazione|cognome1=Chen|nome1=Feng|titolo=Magnetic resonance diffusion-perfusion mismatch in acute ischemic stroke: An update|rivista=World Journal of Radiology|volume=4|numero=3|anno=2012|p=63|issn=1949-8470|doi=10.4329/wjr.v4.i3.63}}</ref>
|rowspan=3| [[File:Tmax by MRI perfusion in cerebral artery occlusion.jpg|100px]]
|-
| [[Dynamic contrast enhanced]]|| '''DCE''' || Misurazione dell'accorciamento del rilassamento T<sub>1</sub> indotto da un bolo di mezzo di contrasto di gadolinio.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/dynamic-contrast-enhanced-dce-mr-perfusion-1|autore=Prof Frank Gaillard et al.|titolo=Dynamic contrast enhanced (DCE) MR perfusion|sito=Radiopaedia|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
|-
| [[Arterial spin labelling]]|| '''ASL''' || Marcatura magnetica del sangue arterioso prima che entri nella regione di interesse dell'imaging.<ref>{{Cita web|url=http://fmri.research.umich.edu/research/main_topics/asl.php|titolo=Arterial spin labeling|sito=[[University of Michigan]]|accesso=27 ottobre 2017}}</ref> Non è necessario infondere gadolinio come mezzo di contrasto.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/arterial-spin-labelling-asl-mr-perfusion-1|titolo=Arterial spin labelling (ASL) MR perfusion|autore=Prof Frank Gaillard et al.|sito=Radiopaedia|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
|-
| [[Risonanza magnetica funzionale]] ('''fMRI''') || [[Blood-oxygen-level dependent]] || '''BOLD''' || Modifiche nella saturazione di ossigeno dipendente dal magnetismo dell'[[emoglobina]] che riflette l'attività del tessuto.<ref>{{Cita web|cognome=Chou|nome=I-han|titolo=Milestone 19: (1990) Functional MRI|url=https://www.nature.com/milestones/milespin/full/milespin19.html|editore=''Nature''|accesso=9 agosto 2013}}</ref>
| Localizzazione delle aree del cervello più attive prima di un intervento chirurgico.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/functional-mri|titolo=Functional MRI|autore=Dr Tim Luijkx and Prof Frank Gaillard|sito=Radiopaedia|accesso=16 ottobre 2017}}</ref>
| [[File:1206 FMRI.jpg|100px]]
|-
|rowspan=2| [[Magnetic resonance angiography]] ('''MRA''') e venografia || Time-of-flight || '''TOF''' || Il sangue che entra nell'area di interesse non è stato saturato e quindi fornisce un segnale più elevato quando viene utilizzato un breve tempo di echo.
| Diagnosi di [[aneurisma]], [[stenosi]] o [[dissecazione]].<ref name=hopkins>{{Cita web|url=http://www.hopkinsmedicine.org/healthlibrary/test_procedures/cardiovascular/magnetic_resonance_angiography_mra_135,14|titolo=Magnetic Resonance Angiography (MRA)|sito=[[Johns Hopkins Hospital]]|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
| [[File:Mra-mip.jpg|100px]]
|-
| [[Phase contrast magnetic resonance imaging|Phase-contrast MRA]]|| '''PC-MRA''' || Due gradienti di uguale intensità ma in direzione opposte vengono usati per codificare lo sfasamento che è proporzionale alla velocità degli spin.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/phase-contrast-imaging|titolo=Phase contrast imaging|autore=Dr J. Ray Ballinger et al.|sito=Radiopaedia|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
| Diagnosi di [[aneurisma]], [[stenosi]] o [[dissecazione]] (immagine).<ref name=hopkins/>
| [[File:Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction (VIPR) Phase Contrast (PC) sequence MRI of arterial dissections.jpg|100px]]<br/>([[Vastly undersampled Isotropic Projection Reconstruction|VIPR]])
|-
|colspan=2| [[Susceptibility weighted imaging|Susceptibility weighted]]|| '''SWI''' || Sensibile al sangue e al calcio.
| Rilevare piccole emorragie (Nell'immagine un [[danno assonale diffuso]]) o il calcio.<ref>{{Cita web|url=https://radiopaedia.org/articles/susceptibility-weighted-imaging-1|titolo=Susceptibility weighted imaging|autore=Dr Bruno Di Muzio and A.Prof Frank Gaillard|accesso=15 ottobre 2017}}</ref>
| [[File:Susceptibility weighted imaging (SWI) in diffuse axonal injury.jpg|100px]]
|}

==Impiego clinico==
L'imaging a risonanza magnetica è utilizzato, in campo medico, per lo studio di diversi organi e per la formulazione di diagnosi di molteplici patologie.

=== Encefalo ===
{{Vedi anche|Risonanza magnetica dell'encefalo}}
[[File:FMRI BOLD activation in an emotional Stroop task.jpg|thumb|Esempio di [[risonanza magnetica funzionale]] (ottenuta tramite tecnica [[Blood oxygenation level dependent|BOLD]] dell'encefalo]]
L'[[encefalo]] è probabilmente l'[[organo (anatomia)|organo]] più studiato tramite risonanza magnetica. Solitamente si ricorre a sequenze pesate in T1 e T2, FLAIR, ''[[spin echo]]'', ''inversion recovery'', ''fast spin echo'' e ''gradient recovery''. Possono inoltre essere utilizzate tecniche avanzate, quali la [[Diffusione (RMN)|diffusione]], sia isotropica sia anisotropica ([[trattografia]]). Possono essere effettuati studi di [[perfusione]], con o senza mezzo di contrasto. Tali studi valutano i repentini cambiamenti dei vasi sanguigni: tra le tecniche utilizzate ritroviamo la ''Dynamic Contrast-Enhanced MRI'' pesata in T1 che utilizza agenti di contrasto basati su [[gadolinio]]<ref>{{Cita pubblicazione|autore=|nome=Peter|cognome=Caravan|data=1999-9|titolo=Gadolinium(III) Chelates as MRI Contrast Agents: Structure, Dynamics, and Applications|rivista=Chemical Reviews|volume=99|numero=9|pp=2293-2352|lingua=en|doi=10.1021/cr980440x|url=https://pubs.acs.org/doi/10.1021/cr980440x|nome2=Jeffrey J.|cognome2=Ellison|nome3=Thomas J.|cognome3=McMurry}}</ref>, oppure l'A''rterial Spin Labelling MRI''<ref>{{Cita pubblicazione|autore=|nome=E T|cognome=Petersen|data=1º agosto 2006|titolo=Non-invasive measurement of perfusion: a critical review of arterial spin labelling techniques|rivista=The British Journal of Radiology|volume=79|numero=944|pp=688-701|doi=10.1259/bjr/67705974|url=https://www.birpublications.org/doi/10.1259/bjr/67705974|nome2=I|cognome2=Zimine|nome3=Y-C L|cognome3=Ho}}</ref>'','' la quale permette di ottenere immagini di perfusione senza iniezione di mezzo di contrasto con acquisizioni T2/T2*.

Inoltre, un utilizzo è lo studio funzionale del cervello, le cui aree attive possono venire evidenziate in base al segnale ''[[blood oxygenation level dependent|Blood Oxygenation Level Dependent]]'' (BOLD)<ref>{{Cita pubblicazione|autore=|nome=D. W.|cognome=Tank|data=1º dicembre 1990|titolo=Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation|rivista=Proceedings of the National Academy of Sciences|volume=87|numero=24|pp=9868-9872|lingua=en|doi=10.1073/pnas.87.24.9868|url=https://www.pnas.org/content/87/24/9868|nome2=A. R.|cognome2=Kay|nome3=T. M.|cognome3=Lee}}</ref>, 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 [[Protone|protoni]]: l'attività nervosa può essere infatti così scomposta:
* attività nervosa: studiata mediante l'[[elettroencefalogramma]];
* spostamento delle correnti [[ione|ioniche]];
* attivazione della [[pompa sodio potassio]] con consumo di [[adenosintrifosfato|ATP]];
* consumo di [[glucosio]] per produzione di energia: fase studiabile con la [[tomografia a emissione di positroni|PET]];
* formazione dei flussi cerebrali: studio mediante fRM.

Invece, la spettroscopia a risonanza magnetica utilizza il principio del ''[[chemical shift]]'' per ottenere un grafico della biochimica cerebrale.

Lo studio dell'encefalo tramite risonanza magnetica è quello che permette di ottenere la maggior sensibilità alle alterazioni delle strutture. È possibile diagnosticare patologie ischemiche, infiammatorie, neoplastiche, degenerative e congenite. Le tecniche più avanzate, permettono uno studio approfondito valido spesso nella valutazione dei danni da ipoperfusione garantendo un miglior approccio terapeutico e uno studio preoperatorio. Nello specifico, a titolo di esempio, in risonanza magnetica viene studiata la [[malattia di Alzheimer]]<ref>Grazie al [[tensore di diffusione]] dell'acqua nella [[sostanza bianca]] si sta studiando la precoce diminuzione del fascio.</ref> I [[Lobo frontale|F]][[Lobo occipitale|O]] in questa patologia, la [[sclerosi multipla]], i [[Tumore|processi espansivi]] come i tumori, gli [[ictus]] (nel processo finale durante l'edema cerebrale risultante; lo stravaso di sangue dell'[[ictus emorragico]] si vede meglio nella [[tomografia computerizzata]]), l'analisi per lo studio di [[Tumore cerebrale|tumori cerebrali]].

Anche l'[[ipofisi]] viene spesso studiata in risonanza magnetica, grazie a sequenze T1 e T2 pesate con e senza saturazione del grasso. Il quesito diagnostico è solitamente la ricerca delle cause sottostanti a una condizione di [[iperpituitarismo]] o di un [[ipopituitarismo]].

=== Rachide lombosacrale ===
Per lo studio del [[Rachide (anatomia)|rachide]] la risonanza magnetica è la tecnica di ''imaging'' di elezione, permettendo l'esame di tutti gli elementi che la compongono senza dover ricorrere alla somministrazione di mezzo di contrasto. Generalmente si ricorre a sequenze T1 e T2 con soppressione del grasso mentre con lo studio del [[midollo spinale]] e dello spazio sottoaracnoideo si possono utilizzare sequenze mielo-RM.

=== Fegato, pancreas e vie biliari ===
{{vedi anche|Radiologia del fegato|Risonanza magnetica colangiopancreatografica}}
[[File:CBD stones.JPG|thumb|left|Calcoli biliari nel [[coledoco]] visti grazie alla [[risonanza magnetica colangiopancreatografica]]]]

L'esame del [[fegato]] di base prevede sequenze T1 e T2 dipendenti con e senza soppressione del grasso, prima e dopo somministrazione di mezzo di contrasto. Quest'ultimo può essere di tipo paramagnetico (chelanti di gadolinio) a secrezione renale o epatobiliare e superparamagnetico (basato da particelle di ossido di ferro) che funziona da contrasto negativo in T2 abbattendo il segnale del parenchima sano ed evidenziando quello patologico. Si ricorre a questo esame per studiare patologie focali e diffuse e in particolare nei pazienti [[cirrosi|cirrotici]] che presentano difficoltà di studio tramite [[ecografia]]. Si possono analizzare e caratterizzare le [[cisti (medicina)|cisti]], gli [[angioma|angiomi]], gli [[adenoma|adenomi]] e le patologie maligne, come l'[[epatocarcinoma]] o l'eventuale presenza di [[metastasi]].

Per quanto riguarda lo studio delle [[vie biliari]], la risonanza è una valida alternativa alla [[colangio-pancreatografia endoscopica retrograda]] quando essa non sia eseguibile o non risolutiva per la diagnosi. La [[risonanza magnetica colangiopancreatografica]] può essere realizzata senza la somministrazione di mdc ma utilizzando sequenze fortemente pesate in T2 (in grado così di esaltare i liquidi). Le prime applicazioni di questa metodica risalgono ai primi anni 1990 e da allora vi è stata una continua evoluzione. È possibile diagnosticare la [[malattia di Caroli]], la [[calcolosi biliare]], la [[Colecistite|colecistite acuta]] e il [[colangiocarcinoma]].

La risonanza è in grado di studiare il [[parenchima]] del [[pancreas]] alla ricerca di patologie focali o diffuse e anomalie vascolari. L'esame prevede l'acquisizione di immagini assiali e coronali T2 e T2 dipendenti con o senza soppressione del grasso, prima e dopo somministrazione di mdc. Nelle immagini T1 il pancreas presenta iperintensità rispetto agli altri organi vicini, mentre è ipointenso in quelle pesate in T2. Al fine di migliorare le immagini, è possibile somministrare [[secretina]] per [[fleboclisi|via endovenosa]] in grado di stimolare la funzione esocrina della ghiandola con conseguente produzione di [[succo pancreatico]] e dilatazione dei vasi.

=== Rene, vie urinarie, vasi renali, surrene ===
[[File:MBq Zystennieren.jpg|thumb|Risonanza magnetica di un paziente affetto da [[rene policistico]] (i [[reni]] sono cerchiati in giallo]]

La risonanza magnetica permette un'ottima differenziazione tra la parte corticale e la parte midollare del [[rene]], poiché la prima ha tempi di rilassamento più brevi per T1 e T2. Questa differenziazione può essere ulteriormente esaltata in un'acquisizione dopo somministrazione di mezzo di contrasto per via venosa, grazie all'ampia vascolarizzazione della corticale rispetto alla midollare, un aspetto che tende a diminuire per il progressivo passaggio del mezzo di contrasto nella midollare e, successivamente, nelle vie escretrici. La risonanza magnetica del rene viene utilizzata per lo studio della patologia cistica (come il [[rene policistico]]) e dei tumori benigni e maligni.

Le [[vie urinarie]] possono essere studiate mediante sequenze fortemente pesate in T2 in grado, cioè, di esaltare il segnale proveniente dai liquidi. È necessario che il paziente sia ben idratato prima dell'esame e spesso si procede con la somministrazione di un [[diuretico]] (solitamente [[furosemide]]).

Lo studio dei vasi arteriosi renali ([[arteria renale]] in particolare) avviene solitamente dopo somministrazione di mezzo di contrasto a base di [[gadolinio]] ed è utilizzato maggiormente per la diagnosi di un'[[ipertensione nefrovascolare]] dovuta a una [[stenosi]] dell'arteria renale.

Un [[surrene]] normale, nelle sequenze T1 e T2 pesate, appare simile al fegato. Solitamente, per il suo studio, si realizzano sequenze sul piano coronale e assiale, T1 e T2 con e senza soppressione del grasso. Le indicazioni cliniche per questo tipo di esame sono generalmente incentrate sulla diagnosi [[iperplasia|iperplasie]], [[lipoma|mielolipomi]], cisti, angiomi, metastasi e carcinomi della corticale.

=== Milza ===
Rispetto al parenchima epatico il segnale della [[milza]] in T1 appare ipointenso, mentre il segnale T2 iperintenso. Generalmente si prevedono sequenze T1 e T2 con e senza soppressione del grasso; pre e post somministrazione di mezzo di contrasto. Questa tecnica di ''imaging'' si utilizza per studiare la [[splenomegalia]] differenziando tra causa focale o diffusa. Inoltre si possono diagnosticare l'eventuale presenza di cisti ed, in particolare, per la loro eventuale rottura, di infezioni o emorragie, di [[amartoma|amartomi]], [[angioma]], [[linfoangioma|linfoangiomi]], angiosarcomi o linfomi.

=== Intestino tenue e crasso ===
Per lo studio dell'[[intestino tenue]] solitamente si ricorre alla somministrazione di mezzo di contrasto bifasico che posseggono caratteristiche assibilabili all'acqua e quindi con alto segnale nelle sequenze T2 e a basso in quelle T1. Questi possono essere somministrati ''[[per os]]'' oppure attraverso un sondino nasogastrico posizionato all'altezza dell'[[angolo del Treitz]]. La principale applicazione clinica per questa indagine è la diagnosi e il ''[[follow-up]]'' della [[malattia di Crohn]].

Al 2018 l'esame del [[colon]] tramite risonanza magnetica, ancora è in via di perfezionamento. Solitamente si usa somministrare, nei giorni precedenti, del [[bario]] al fine di marcare le feci che poi risultano indistinguibili dall'acqua che viene somministrata prima dell'esecuzione dell'esame, una metodica preferita alla tradizionale pulizia completa del colon.

Per lo studio del [[retto]], principalmente per la stadiazione del [[tumore del retto]], è necessario invece procedere a un clistere di pulizia antecedentemente all'esame.

=== Mammella ===
{{Vedi anche|Risonanza magnetica della mammella}}
[[File:Mri of breast cancer.jpg|thumb|left|Risonanza magnetica della mammella]]

Fino ai primi anni del XXI secolo si considerava la risonanza magnetica alla [[mammella]] una tecnica molto [[sensibilità (statistica)|sensibile]] ma poco [[specificità|specifica]], tuttavia oramai si ritiene che possa vantare una capacità diagnostica superiore anche alla [[mammografia]] e all'[[ecografia]]. Per avere i massimi risultati diagnostici è necessario ricorrere alla somministrazione di mezzo di contrasto paramagnetico (chelati di gadolinio) per via endovenosa e utilizzare tecniche particolari, come immagini pesate in diffusione. Anche la spettroscopia può essere utile per rilevare la presenza di dati metaboliti aiutando così nella diagnosi. Per esaltare le diversità di tessuto spesso è utile utilizzare anche una soppressione del grasso. La paziente non necessità di particolare preparazione ma deve essere scelto il corretto momento per l'esecuzione in base al [[ciclo mestruale]]. La [[risonanza magnetica della mammella]] viene utilizzata per la caratterizzazione delle lesioni e per il ''follow-up'' del [[tumore alla mammella]]. Trova amplia applicazione nelle pazienti portatrici di protesi mammaria. L'esame è raccomandato alle donne con alto rischio di sviluppare un tumore mammario (per esempio donne con particolari [[malattia genetica|malattie genetiche]] come [[sindrome di Li-Fraumeni]] e [[sindrome di Cowden]]).

=== Risonanza magnetica cardiaca ===
[[File:Cardiac mri slice sagittal bionerd.jpg|thumb|upright|Risonanza magnetica cardiaca su piano sagittale]]

A partire dai primi anni del 2000, si è avuta una crescita di indagini al [[cuore]] mediante risonanza magnetica. Per realizzare questo tipo di esame è necessario disporre di apparecchiature ad alto campo magnetico (almeno 1 tesla) con accessori che permettono di monitorare il battito cardiaco e la respirazione in modo da sincronizzare l'acquisizione e ridurre gli artefatti da movimento. A volte, soprattutto per gli studi di perfusione [[miocardio|miocardica]], è necessaria la somministrazione di mezzo di contrasto con cui si otterranno immagini pesate in T1 dove le zone colpite da un evento [[ischemia|ischemico]] appariranno iperintense rispetto alle aree sane. Oltre allo studio della perfusione, spesso conseguente a un [[infarto del miocardio]], sono molti i quesiti diagnostici per cui si può ricorrere alla risonanza magnetica. Per esempio può essere valutata la funzione ventricolare, un'eventuale malattia valvolare, una [[malattia coronarica]], la presenza di [[cardiomiopatia]] e [[miocardite]], [[tumore del cuore|tumori del cuore]], malattie del [[pericardio]] e cardiopatie congenite.

=== Aorta toraco-addominale ===
{{Vedi anche|Angiografia a risonanza magnetica}}

A partire dai primi anni del 2000 si è assistito a una costante crescita di interesse per la risonanza magnetica nella valutazione dell'[[aorta toracica]] e [[aorta addominale|addominale]]. Lo studio può essere effettuato con o senza somministrazione di mezzo di contrasto a gadolinio, ottenendo immagini sui diversi piani anatomici e tridimensionali. Vi sono diverse applicazioni cliniche per questo esame, per esempio la caratterizzazione di [[aneurisma aortico|aneurismi aortici]], il riconoscimento di [[ulcerazione|ulcerazioni]] della parte del vaso, lo studio di eventuali [[ematoma|ematomi]] intramurali e forme infiammatorie come l'[[arterite di Takayasu]] o l'identificazione di una [[dissecazione]] dell'aorta. Per quanto riguarda l'aorta addominale e le arterie renali è utile anche per identificare casi di ipertensione renovascolare e per lo studio pre e post [[trapianto di rene]].

===Apparato locomotore===
{{vedi anche|Radiologia del sistema osteo-articolare}}
La risonanza magnetica, sia per via del suo elevato contrasto sia per la sua possibilità di studiare la struttura e la vascolarizzazione a livello dei tessuti molli e delle articolazioni, è spesso usata come tecnica di secondo livello rispetto all'ecografia nello studio di questa strutture. Le tecniche RM, pur non consentendo di studiare il tessuto osseo, permettono comunque uno studio accurato del midollo osseo; utile in ambito sia oncologico sia traumatologico.

== Artefatti tipici ==
Come con l'imaging a risonanza magnetica sono possibili molte diverse modalità di acquisizione dell'immagine, esistono parallelamente anche una serie di [[artefatto (segnali)|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 ===
[[File:MRI Aliasing.jpg|frame|Esempio di aliasing: a sinistra una sezione di un [[fantoccio]] sferico acquisita con un campo di vista di dimensioni adeguate, a destra lo stesso oggetto acquisito con un campo di vista ridotto]]
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 <math>2 \pi</math>. 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'').

=== Artefatti da movimento ===
[[File:MRI with motion artifacts.jpg|thumb|left|Artefatti da movimento (Studio coronale in T<sub>1</sub> delle vertebre cervicali]]

I movimenti volontari o involontari del paziente ([[peristalsi]], movimento del ''liquor'', battito cardiaco, [[Respirazione (fisiologia umana)|respirazione]]) causano artefatti sulle immagini a risonanza magnetica. Questi artefatti si presentano come immagini ad anello o immagini fantasma. Per evitarli sono stati sviluppati diversi metodi, come sensori (sia tramite apparecchiature sia utilizzando proprietà dei campi magnetici) che rilevano i movimenti, l'utilizzo di sequenze di acquisizione particolarmente veloci e l'impostazione del gradiente di fase verso la direzione in cui vi è meno movimento.

=== Artefatti da radiofrequenze ===
Una non perfetta schermatura della sala ove è presente il magnete può comportare il passaggio di radiofrequenze che interagiscono con il campo magnetico principale causando alterazioni visibili come artefatti, solitamente a forma di bande nella direzione della codifica di fase.

=== Ringing (o artefatto di Gibbs) ===
{{vedi anche|Fenomeno di Gibbs}}
[[File:MRI ringing.png|thumb|Esempio di ringing: accanto ai repentini cambi di intensità si creano delle bande]]
Quando in un'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 a intervalli regolari. Questo fenomeno prende il nome di ''ringing'' (o artefatto di Gibbs, dal fisico [[Stati Uniti d'America|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.

Per eliminare questo artefatto è necessario eseguire la scansione a una [[risoluzione (grafica)|risoluzione]] più elevata.

=== Chemical shift ===
{{Vedi anche|Spostamento chimico}}

Si nota come la presenza di una banda bianca e una nera nel bordo tra due tessuti con diversa proprietà di ''[[chemical shift]]'' (di solito tra acqua e grasso). Questo artefatto è conseguente alle interazioni che i protoni hanno nella nube [[Elettrone|elettronica]] in cui si trovano e che li fanno [[precessione|precedere]] a una frequenza leggermente diversa. La sua presentazione è direttamente proporzionale con l'intensità del campo magnetico e inversamente proporzionale ai gradienti. Uno dei modi per eliminarlo è utilizzare acquisizioni con soppressione del grasso.

=== Dipendenti dal mezzo di contrasto ===
Una scorretta sincronizzazione tra l'arrivo del bolo di mezzo di contrasto e l'acquisizione delle immagini può comportare il verificarsi di particolari artefatti. Per esempio l'effetto Maki si presenta con un doppio contorno della parte dei vasi e con una netta ipodensità all'interno. Un'accentuata sfumatura dei contorni delle strutture in esame è invece conosciuto come effetto Blueberring.

=== Disomogeneità del campo magnetico ===
La presenza sul corpo del paziente di materiali conduttivi, come clip chirurgiche, protesi dentarie, protesi ortopediche,...) può tradursi in una disomogeneità del campo magnetico che comporterà la presenza di artefatti nell'immagine finale.

==Incidenti==
Gli incidenti legati a questo strumento di diagnostica a immagini sono legati per la maggior parte a errori umani, legati all'errato utilizzo e approccio all'apparecchiatura e fraintendimenti sullo stato della stessa.<ref>[https://www.leggo.it/esteri/news/muore_risucchiato_risonanza_magnetica_30_gennaio_2018-3516974.html? India, muore risucchiato dalla risonanza magnetica]</ref>

== Note ==
<references/>

== Bibliografia ==
{{div col|2}}
* {{cita libro|autore=Mario Coriasco|autore2=Osvaldo Rampado|autore3=Gianni Boris Bradac|titolo=Elementi di risonanza magnetica|editore=Springer|anno=2014|isbn=978-88-470-5640-4|cid=Coriasco & Rampado & Bradac, 2014}}
* Valli Guido; Coppini Giuseppe. ''Bioimmagini'' 2ª ed. Bologna, Pàtron, 2005. ISBN 978-88-555-2838-2
* Cittadini Giorgio, ''Diagnostica per immagini e radioterapia'', Genova, ECIG, 2002, ISBN 978-88-7545-930-7
* {{US patent|3789832}}: Raymond V. Damadian, ''Apparatus and Method for Detecting Cancer in Tissue'', 1972 (primo brevetto nel campo dell'MRI)
* {{US patent|3932805}}: Zenuemon Abe, ''Method of obtaining internal information of a measuring target from the out-side by the application of a nuclear magnetic resonance phenomenon'', 1973
* {{en}}TRTF/EMRF: The history of MRI (Peter A. Rinck, ed). url = http://www.magnetic-resonance.org/ch/20-01.html
* {{en}}Guadalupe Portal; Aliosvi Rodriguez Whole body magnetic resonance imaging in early diagnosis in Trinidad BMJ (2010) ISSN 1756-1833 url = http://www.bmj.com/rapid-response/2011/12/19/re-whole-body-magnetic-resonance-imaging
* {{Cita pubblicazione |autore=Ian L. Pykett |data=1º maggio 1982 |titolo=NMR Imaging in Medicine |rivista=[[Scientific American]] |volume=246 |numero=5 |pp=78-88 |url=http://www.fis.cinvestav.mx/~lmontano/sciam/NMR-scam0582-78-91.pdf |doi=10.1038/scientificamerican0582-78 |urlmorto=sì |urlarchivio=https://web.archive.org/web/20160310035223/http://www.fis.cinvestav.mx/~lmontano/sciam/NMR-scam0582-78-91.pdf |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Perry Sprawls |data=2000 |titolo=Magnetic Resonance Imaging <sub>Principles, Methods, and Techniques</sub>|url=http://www.sprawls.org/mripmt/index.html |editore=Medical Physics Publishing |isbn=978-0-944838-97-6 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Simon, Merrill |autore2=Mattson, James S |titolo=The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI |anno=1996 |url=https://archive.org/details/pioneersofnmrmag0000matt |editore=Bar-Ilan University Press |città=Ramat Gan, Israel |data=1996 |isbn=0-9619243-1-4 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Haacke, E Mark |autore2=Brown, Robert F |autore3=Thompson, Michael |autore4=Venkatesan, Ramesh |titolo=Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design |anno=2014 |url=https://archive.org/details/magneticresonanc0000brow |editore=J. Wiley & Sons |città=New York |data=1999 |isbn=0-471-35128-8 |lingua=en }}
* {{Cita pubblicazione|autore= Lee SC |autore2= Kim K |autore3= Kim J|autore4= Lee S |autore5= Han Yi J |autore6= Kim SW |autore7= Ha KS |autore8= Cheong C |titolo= One micrometer resolution NMR microscopy |rivista= J. Magn. Reson. |volume= 150 |numero= 2 |pp= 207-13 |data= giugno 2001 | pmid = 11384182 |doi=10.1006/jmre.2001.2319 | bibcode = 2001JMagR.150..207L |lingua= en }}
* {{Cita libro|autore=P Mansfield |titolo=NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance |editore=Elsevier |città= |data=1982 |isbn=978-0-323-15406-2 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Eiichi Fukushima |titolo=NMR in Biomedicine: The Physical Basis |editore=Springer Science & Business Media |città= |data=1989 |isbn=978-0-88318-609-1 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Bernhard Blümich |autore2=Winfried Kuhn |titolo=Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine |editore=Wiley |città= |data=1992 |isbn=978-3-527-28403-0 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Peter Blümer |curatore=Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima|titolo=Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware |editore=Wiley-VCH |città= |data=1998 |isbn=978-3-527-29637-8 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Zhi-Pei Liang |autore2=Paul C. Lauterbur |titolo=Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective |anno=2000 |url=https://archive.org/details/principlesofmagn00zhip |editore=Wiley |città= |data=1999 |isbn=978-0-7803-4723-6 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Franz Schmitt |autore2=Michael K. Stehling |autore3=Robert Turner |titolo=Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application |anno=1998 |url=https://archive.org/details/springer_10.1007-978-3-642-80443-4 |editore=Springer Berlin Heidelberg |città= |data=1998 |isbn=978-3-540-63194-1 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Vadim Kuperman |titolo=Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications |anno=2000 |url=https://archive.org/details/magneticresonanc0000kupe |editore=Academic Press |città= |data=2000 |isbn=978-0-08-053570-8 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Bernhard Blümich |titolo=NMR Imaging of Materials |editore=Clarendon Press |città= |data=2000 |isbn=978-0-19-850683-6 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Jianming Jin |titolo=Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging |editore=CRC Press |città= |data=1998 |isbn=978-0-8493-9693-9 |lingua=en }}
* {{Cita libro|autore=Imad Akil Farhat |autore2=P. S. Belton |autore3=Graham Alan Webb |autore4=Royal Society of Chemistry (Great Britain) |titolo=Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man |anno=1989 |url=https://archive.org/details/foodchemistryofi0000coul_c9a6 |editore=Royal Society of Chemistry |città= |data=2007 |isbn=978-0-85404-340-8 |lingua=en }}
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== Voci correlate ==
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* [[Mezzo di contrasto]]
* [[Medicina nucleare]]
* [[FLAIR]]
* [[Echo-planar imaging]]
* [[Turbo spin echo]]
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== Altri progetti ==
{{interprogetto}}

== Collegamenti esterni ==
* {{en}} [https://web.archive.org/web/20130802090126/http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/ Corso online di introduzione all'MRI].
* {{en}} [http://brainmaps.org/index.php?action=viewslides&datid=17 Atlante MRI del cervello umano].
* {{en}} [http://www.mr-tip.com/ Portale informativo sulla tecnologia MR].
* {{en}} [https://web.archive.org/web/20021210120153/http://www.emrf.org/FAQs%20MRI%20History.html A SHORT HISTORY OF MAGNETIC RESONANCE IMAGING FROM A EUROPEAN POINT OF VIEW].
* {{en}} [http://www.mrisafety.com/ Sito di informazione sulle misure di sicurezza riguardo all'MRI]. Contiene informazioni riguardo alla possibilità di effettuare esami in pazienti con vari tipi di impianti e protesi.
* {{en}} [http://www.siaecm.org/radiologia/index.asp Proposed Methodology to Evaluate Unnecessary Imaging ].
* {{en}} [http://www.magnetic-resonance.org/sources/Magnetic%20Resonance%2012th%20edition%202018%20Offprint%20History.pdf An Excursion into the History of Magnetic Resonance Imaging] {{Webarchive|url=https://web.archive.org/web/20181113210730/http://www.magnetic-resonance.org/sources/Magnetic%20Resonance%2012th%20edition%202018%20Offprint%20History.pdf |date=13 novembre 2018 }}

{{Imaging a risonanza magnetica}}
{{Imaging biomedico}}
{{Controllo di autorità}}
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[[Categoria:Imaging a risonanza magnetica| ]]