The Basics of MRI

Capitolo 9

L'HARDWARE DI UN SISTEMA DI IMAGING A RISONANZA MAGNETICA



Introduzione

Lo scopo di questo capitolo è di fornire una panoramica su quelli che sono i componenti di un sistema di imaging a risonanza magnetica. Essendo le apparecchiature in continua evoluzione, alcuni dei dettagli presentati potrebbero non fare riferimento all'ultima generazione di tomografi MRI.

I principali componenti di un sistema di imaging a risonanza magnetica sono: un magnete; tre generatori di campi magnetici di intensità variabile nello spazio e nel tempo (gradienti); un sistema generatore/ricevitore di radiofrequenze; un sistema computerizzato in grado di controllare tutti i componenti, calcolare e visualizzare le immagini e i dati MRI, gestire l'archiviazione, la stampa ed il trasferimento degli studi.

Il magnete produce il campo magnetico statico Bo. All'interno del magnete troviamo le bobine per produrre i gradienti di campo Bo nelle direzioni X, Y e Z. In posizione più interna troviamo la bobina di radiofrequenza (RF) che produce il campo magnetico B1 necessario per far ruotare gli spin di 90°, 180° o di un qualsiasi altro angolo specificato dalla sequenza di impulsi; la bobina di RF, inoltre, riceve il segnale proveniente dagli spin presenti all'interno del corpo.

Il paziente viene posizionato all'interno del magnete per mezzo di un lettino controllato da un computer con un'accuratezza millimetrica. La stanza dove ha luogo la scansione è circondata da uno schermo per radiofrequenze la cui funzione è quella di evitare che gli impulsi RF di alta potenza possano irradiare il resto dell'ospedale e che segnali RF provenienti da stazioni televisive e postazioni radio possano essere captati dall'apparecchio. Solitamente, le stanze di scansione sono circondate anche da uno schermo magnetico che impedisce al campo magnetico di estendersi al di fuori di un certo limite. Nei magneti più recenti questo schermo è parte integrante del magnete stesso (magneti autoschermati).

Il controllo dell'apparecchiatura di risonanza magnetica e di tutti i suoi componenti è effettuato con un computer. I componenti della sezione RF controllati da computer sono la sorgente RF e il programmatore di impulsi. La sorgente produce un'onda sinusoidale della frequenza desiderata. Il programmatore di impulsi plasma gli impulsi RF secondo la forma della funzione sinc. L'amplificatore di RF aumenta la potenza degli impulsi dai milliwatt ai kilowatt. Il computer controlla anche il programmatore degli impulsi di gradiente stabilendo la forma e l'ampiezza di ciascuno dei tre gradienti di campo. L'amplificatore dei gradienti aumenta la potenza degli impulsi di gradiente a un livello sufficiente per "pilotare" le relative bobine. Talvolta è presente un dispositivo costituito da un array di microprocessori in grado di effettuare una trasformata di Fourier bi-dimensionale in frazioni di secondo.

Le sequenze per imaging vengono selezionate e personalizzate dall'operatore attraverso una postazione di comando (consolle). Le immagini prodotte possono essere sia visualizzate su un video facente parte della consolle che stampate su pellicola.

Le prossime tre sezioni di questo capitolo descrivono più in dettaglio il magnete, le bobine di gradiente, le bobine ed i rivelatori di radiofrequenza degli apparecchi di risonanza magnetica.

Il magnete

Il magnete è il componente più costoso del sistema di imaging a risonanza magnetica. Mostriamo di seguito la fotografia di un magnete superconduttore da 1.5 Tesla della prima generazione. I magneti più diffusi sono quelli di tipo superconduttore, ovvero costituiti da elettromagneti costruiti con conduttori che hanno una resistenza elettrica quasi uguale a zero quando sono raffreddati a una temperatura prossima allo zero assoluto (-273.15 °C o 0K) mediante immersione in elio liquido. Quando l'avvolgimento viene percorso da una corrente elettrica, questa percorre l'avvolgimento senza perdite fintantoché il conduttore viene tenuto alla temperatura dell'elio liquido (in realtà, alcune perdite nel tempo dell'ordine di una parte per milione del campo magnetico principale per anno si verificano e sono dovute alla resistenza infinitamente piccola dell'avvolgimento).

La lunghezza del filo di superconduttore del magnete è tipicamente di molti kilometri. L'avvolgimento di filo è tenuto ad una temperatura di 4.2K mediante immersione in elio liquido. L'avvolgimento e l'elio liquido sono contenuti in un grande dewar. Il volume tipico di elio liquido in un magnete per imaging è di circa 1500 litri. Nei primi modelli di magnete questo dewar era circondato tipicamente da azoto liquido (77.4K) che si comportava come un termos tra la temperatura della stanza (293K) e l'elio liquido. La finestra di animazione mostra la sezione di un magnete superconduttore per imaging. Nei magneti di generazione successiva, la regione dell'azoto liquido è stata sostituita da un dewar raffreddato da un frigorifero. Questo modello elimina la necessità di aggiungere azoto liquido al magnete ed aumenta la tenuta dell'elio liquido. Mostriamo di seguito una sezione di questo tipo di magnete. Sono attualmente in fase di studio magneti che non richiedono elio liquido.

I magneti autoschermati hanno dei bassi valori di campo magnetico "ai bordi". Ad una distanza di 4 metri dal magnete esibiscono tipicamente valori di campo magnetico dell'ordine di 0.5 mT (5 gauss). Questa indicazione è importante per motivi di sicurezza e semplifica l'installazione dell'apparecchiatura. L'effetto di schermo è realizzato mediante un secondo set di avvolgimenti superconduttori nei quali la corrente fluisce in verso opposto.

Bobine di gradiente

Le bobine di gradiente producono i gradienti di campo magnetico Bo. Si tratta di bobine a temperatura ambiente che grazie alla loro configurazione creano il gradiente desiderato. Descriveremo il sistema delle bobine di gradiente per un magnete superconduttore orizzontale, essendo i sistemi più comuni. Un gradiente di Bo nella direzione Z (in un sistema di coordinate convenzionale è la direzione del campo magnetico Bo) viene creato con una bobina anti-Helmholtz. Per creare un gradiente di campo magnetico nella regione compresa tra i due avvolgimenti, viene fatta circolare una corrente nei due avvolgimenti in versi opposti. Il campo magnetico B di un avvolgimento si somma a Bo, mentre il campo B al centro dell'altro avvolgimento si sottrae a Bo.
I gradienti di campo Bo lungo X e Y sono creati da una coppia di bobine a forma di 8; quella dell'asse X crea un gradiente di Bo nella direzione X in accordo alla direzione della corrente che circola nelle bobine; quella dell'asse Y crea un gradiente di Bo lungo l'asse Y.

Le bobine di gradiente dei recenti sistemi sono considerevolmente più avanzate di quelle dei sistemi di prima generazione. Si è passati da una massima intensità di campo non superiore ai 10 mT/m e da tempi di attivazione (slew rate) abbastanza lenti a intensità di campo di 100 mT/m e slew rate di 150 mT/m/ms. Questi valori permettono al sistema di raggiungere spessori di fetta di 0.7mm in modalità 2D e 0.1mm in modalità 3D.

Bobine di radiofrequenza

Le bobine di radiofrequenza (RF) creano il campo magnetico B1 che, in una sequenza di impulsi, ruota la magnetizzazione risultante di un certo angolo rispetto all'asse Z (flip angle). Rivelano, inoltre, la magnetizzazione trasversale e come essa si muove di moto di precessione nel piano XY. Le bobine di RF possono essere divise in tre categorie generali: 1) bobine trasmittenti e riceventi, 2) bobine solamente riceventi e 3) bobine solamente trasmittenti. Le bobine che trasmettono e ricevono servono come trasmettitori dei campi B1 e ricevitori dell'energia di RF proveniente dall'oggetto esaminato. Una bobina di sola trasmissione è usata per creare il campo B1 e una bobina solo ricevente è usata in congiunzione con essa per captare o ricevere il segnale dagli spin dell'oggetto esaminato. Per ciascun tipo di bobina esistono molte varianti che possiamo paragonare ai diversi tipi di lente di una macchina fotografica: così come un buon fotografo può disporre di molte lenti e utilizzare una lente per un oggetto in primo piano diversa da quella per un oggetto a distanza, così una buona risonanza avrà molte bobine per gestire le molteplici esigenze diagnostiche.

Una bobina deve risuonare o produrre energia in maniera efficiente alla frequenza di Larmor. Tutte le bobine sono composte di un induttore, o elementi induttivi, e un set di elementi capacitivi. La frequenza di risonanza ν di una bobina RF è determinata dall'induttanza (L) dell'induttore e dalla capacità (C) del condensatore.

Alcuni modelli di bobine per imaging necessitano di essere accordate in funzione delle caratteristiche fisiche di ciascun paziente variando la capacità del condensatore. Un altro requisito di una bobina per imaging è che il campo B1 deve essere perpendicolare al campo magnetico statico Bo.

Esistono molti tipi di bobine per imaging. Le bobine di volume circondano l'oggetto da esaminare mentre le bobine di superfice sono poste in prossimità della parte esaminata. Le bobine per uso interno sono disegnate per registrare l'informazione da regioni esterne alla bobina. Alcune bobine possono operare sia come trasmettitori del campo B1 che come ricevitori del segnale RF; altre solo come ricevitori del segnale RF. Quando si utilizza una bobina per la sola ricezione, viene usata una bobina più grande come trasmettitore di energia RF per produrre gli impulsi a 90° e 180°. Nella tabella seguente riportiamo una lista parziale delle più comuni bobine per imaging con la categoria di appartenenza, il modo di operare (trasmittenti/riceventi-T/R o solo riceventi-R), un diagramma ed un riferimento alla letteratura. I diagrammi mostrano la direzione del campo B1.

Bobine RF per Risonanza Magnetica
NomeCategoriaModo di operareDiagrammaReferenza
Alderman-Grant CoilVolumeT/R
Bird CageVolume T/R
Butterfly CoilSuperficeR
Dome ResonatorSuperficeT/R Vedi rif.
GradiometerSuperficeT/R
ImplantableInternaT/R Vedi rif.
Inside Out
(Schlumberger Coil)
Interna/SuperficeT/R Vedi rif.
Intravascular CoilInternaR Vedi rif.
LadderSuperficeT/R
LitzVolumeT/R
Loop-Gap ResonatorVolumeR Vedi rif.
Loop-StickSuperficeT/R Vedi rif.
MeanderlineSuperficeR
Mouse CoilSuperficeR
Multi-Turn Solenoid Volume T/R
Phased ArraySuperficeR ,
Phased Array VolumeVolumeR
RibbonatorVolumeT/R
Saddle CoilVolumeT/R
Single Turn SolenoidVolumeT/R
Surface CoilSuperficeR
Spiral CoilSuperficeR
Superconducting CoilSuperficeR Vedi rif.
Transmission Line (TEM)
(Slotted Tube)
InternaT/R
Truncated SpiralSuperficeR
3-Axis Volume T/R

Le bobine di superficie sono largamente utilizzate perché sono bobine solo riceventi e hanno un buon rapporto segnale-rumore per tessuti vicini alla bobina. In generale, la sensibilità di una bobina di superfice decresce al crescere della distanza dalla bobina. Riportiamo di seguito, a titolo di esempio, un'immagine della parte più bassa della colonna vertebrale ottenuta con una bobina di superficie.

In figura è riportata la foto di una bobina di superficie circolare piatta col rispettivo cavo di connessione all'apparecchio. Di seguito è riportata la foto di una bobina di superficie modellata per adattarsi alla parte posteriore del ginocchio.

La bobina a gabbia di uccello è quella maggiormente utilizzata come bobina di volume ed è la bobina di scelta per gli studi cerebrali. Mostriamo di seguito la foto di una bobina a gabbia di uccello posizionata per un esame cerebrale. Tutte le immagini di risonanza magnetica della testa riportate in questo ipertesto sono state ottenute usando una bobina a gabbia di uccello.

La bobina a singola spira è utile per creare immagini delle estremità, come le mammelle e il polso. Questa finestra di animazione mostra una bobina a singola spira sistemata attorno al polso. L'icona del dettaglio vi fornirà maggiori informazioni sulla costruzione di una bobina di questo tipo.

Rivelatori di radiofrequenza

I rivelatori di radiofrequenza si sono molto evoluti a partire dai modelli dei primi anni 80. Inizialmente vennero utilizzati rivelatori analogici lineari e digitalizzatori a singolo canale, rimpiazzati successivamente da rivelatori analogici della quadratura e digitalizzatori a due canali. Con il recente avvento di digitalizzatori veloci si è diffusa la configurazione che utilizza digitalizzatori a singolo canale seguiti da rivelatori in quadratura digitali.

I rivelatori analogici lineari forniscono in uscita soltanto una delle due componenti della magnetizzazione Mx' o My' come funzione del tempo (segnale S(t)). Questo segnale è poi digitalizzato. La rivelazione lineare richiede che la frequenza di campionamento sia almeno il doppio della più alta frequenza presente nel segnale.

I rivelatori analogici in quadratura forniscono in uscita entrambe le componenti della magnetizzazione Mx' e My' a partire dal segnale della bobina RF (per questa ragione possono essere pensati come convertitori dal sistema di riferimento del laboratorio a quello rotante). Entrambi i segnali Mx' e My' vengono digitalizzati per produrre un segnale complesso funzione del tempo. Per questa ragione, la rivelazione in quadratura utilizza una frequenza di campionamento uguale alla massima frequenza presente nel segnale.

Il cuore di un rivelatore analogico lineare o in quadratura è un'apparecchiatura chiamata doubly balanced mixer (DBM). Il doubly balanced mixer ha due entrate e un'uscita ed è anche chiamato "rivelatore del prodotto" poiché il risultato è il prodotto dei segnali in ingresso. Se i segnali in ingresso sono cos(A) e cos(B), il segnale in uscita sarà 1/2 cos(A+B) + 1/2 cos(A-B). Uno degli ingressi del DBM è solitamente una frequenza di riferimento.

La rivelazione analogica lineare richiede un DBM, un filtro e un amplificatore. La frequenza di riferimento è la frequenza di risonanza all'isocentro νo. In ingresso metteremo le frequenze ν e νo, e in uscita avremo una delle componenti della magnetizzazione trasversale MX o MY.

La rivelazione in quadratura richiede tipicamente due DBM, due filtri, due amplificatori e uno shifter della fase di 90°. Gli ingressi sono le frequenze ν e νo e le uscite le componenti MX e MY della magnetizzazione trasversale. L'utilizzo di questa apparecchiatura può, potenzialmente, dar luogo ad artefatti nelle immagini.

Nei sistemi più recenti è frequente trovare lo schema di rivelazione descritto di seguito. Il segnale di frequenza ν proveniente dalla bobina RF viene "miscelato", usando un DBM, con una frequenza di riferimento (νo + νo') per produrre una frequenza intermedia νi successivamente digitalizzata o sovracampionata utilizzando un digitalizzatore ad alta velocità. I segnali Mx'(t) e My'(t) vengono ricavati utilizzando un rivelatore in quadratura digitale e un filtro digitale che nel dominio del tempo ha la forma di un impulso sinc. Questo processo è interamente software e fa uso delle equazioni seguenti:

cos (2π νi t) cos (2π νo' t) = 1/2 cos (2π νi t - 2π νo' t) + 1/2 cos (2π νi' t + 2π νo' t)

sen (2π νi t) cos (2π νo' t) = 1/2 sen (2π νi t + 2π νo' t) + 1/2 sen (2π νi' t - 2π νo' t)

L'utilizzo della rivelazione in quadratura digitale rimuove la possibilità di avere artefatti da immagini "fantasma".

La frequenza intermedia e quella di campionamento sono tipicamente pari a 1 MHz, il che si traduce in un insieme di dati sovracampionato e la cui dimensione non consente un'agevole memorizzazione. Il filtraggio digitale elimina le componenti ad alta frequenza e la decimazione riduce la dimensione del set di dati. Il seguente diagramma di flusso riassume gli effetti dei tre passaggi mostrando il risultato dell'esecuzione di una trasformata di Fourier dopo ogni passaggio.

Entrando più nel dettaglio, è possibile vedere come la combinazione di sovracampionamento, filtraggio digitale e decimazione dei dati possa essere utilizzata per ridurre il problema degli artefatti da ribaltamento.

Sovracampionamento
Il sovracampionamento è la digitalizzazione di un segnale nel dominio del tempo ad una frequenza maggiore di quella necessaria per la registrazione del campo di vista scelto. Ad esempio, se la frequenza di campionamento, fs, viene incrementata di un fattore 10, il campo di vista sarà 10 volte più grande, eliminando così il ribaltamento. Purtroppo, digitalizzando ad una velocità 10 volte maggiore aumenta anche il numero di dati grezzi di un fattore 10, andando ad incrementare così le richieste di memoria per il salvataggio dei dati ed il tempo di elaborazione.

Filtraggio digitale
L'operazione di filtraggio è la rimozione dal segnale di una selezionata banda di frequenze. Per avere un esempio di filtraggio, considerate il seguente segnale nel dominio della frequenza. Le frequenze al di sopra di fo potrebbero, nel dominio della frequenza, essere rimosse moltiplicando il segnale con una funzione rettangolare. In MRI, questo passaggio sarebbe equivalente a prendere un'immagine con un grande FOV e azzerare quei pixel la cui distanza dall'isocentro sia maggiore di un certo valore.

Il filtraggio digitale è la rimozione di queste frequenze utilizzando il segnale nel dominio del tempo. Ricordate dal Capitolo 5 che se due funzioni sono moltiplicate in un dominio (i.e. frequenza), è necessario convolvere tra loro le trasformate di Fourier delle due funzioni nell'altro dominio (i.e. tempo). Per eliminare le frequenze maggiori di fo dal segnale nel dominio del tempo è necessario fare la convoluzione di questo segnale con la trasformata di Fourier della funzione rettangolare (ovvero una funzione sinc). Trasformando secondo Fourier il risultante segnale si ottiene un segnale nel dominio della frequenza senza le alte frequenze. In MRI, questo passaggio rimuoverà dal centro dell'immagine le componenti fo / 2 γ Gf .

Decimazione
La decimazione è l'eliminazione di alcuni punti da un set di dati. Un rapporto di decimazione di 4/5 vuol dire che 4 dati su 5 sono stati eliminati, oppure che è stato salvato un dato ogni cinque. Una decimazione dei dati digitalmente filtrati, come descritto in precedenza, seguita da una trasformata di Fourier ridurrà il set di dati di un fattore cinque.

Per realizzare questa procedura vengono utilizzati digitalizzatori ad alta velocità capaci di digitalizzare a 2 MHz e circuiti integrati dedicati ad alta velocità capaci di effettuare la convoluzione nel dominio del tempo mentre i dati vengono registrati.

Aspetti legati alla sicurezza

Mi sono spesso chiesto: quanto è sicura l'MRI? Come per altre modalità diagnostiche vi è alla base un discorso rischio/beneficio. Gli strumenti largamente utilizzati hanno generalmente un elevato rapporto rischio/beneficio laddove quelli che presentano basso valore di questo rapporto sono solitamente impiegati con più moderazione. L'utilizzo in MRI di: forti campi magnetici, energia di radiofrequenza, campi magnetici variabili nel tempo, gradienti di campo magnetico e liquidi criogenici, pone alcune importanti considerazioni sulla sicurezza da tenere bene in considerazione.

Nel 1982 la FDA (Food and Drug Administration) americana ha fissato le linee guida per gli esami MRI riguardanti: la massima intensità di campo magnetico Bo, le variazioni dell'intensità di campo magnetico nel tempo (dB/dt), l'energia di radiofrequenza assorbita (SAR) e il livello del rumore acustico. Questi valori sono riportati nella tabella della finestra di animazione. Nel 1997, la FDA ha rivisto queste linee guida sulla base dei dati MRI accumulati negli anni. I limiti sono stati ancora riveduti nel 2003 e sono riportati nella tabella seguente:

Linee guida sull'MRI della FDA (2003)
Bo 8 T Adulti, ragazzi e bambini con età > 1 mese
4 TNeonati (bambini con età < 1 mese)
dB/dtNessun disagio, dolore o stimolazione nervosa
SAR4 W/KgCorpo intero, valore medio su un periodo >15 min
3 W/KgTesta, valore medio su un periodo >10 min
8 W/KgTesta o tronco, per g di tessuto, su un periodo >5 min
12 W/KgEstremità, per g di tessuto, su un periodo >5 min
Rumore acustico140 dBLivello di picco (non pesato)
99 dBRMS A-weighted con protezioni auricolari

Il personale MRI spesso dimentica i rischi associati all'introduzione di oggetti ferromagnetici nei pressi del magnete.

Il campo magnetico prodotto da un tomografo MRI è in grado di captare e attirare grossi oggetti ferromagnetici. TUTTI gli oggetti ferromagnetici devono, pertanto, essere allontanati dal magnete per due ragioni principali. La prima è che possono ferire o addirittura uccidere un individuo posizionato nel magnete. La seconda, è che possono danneggiare seriamente il magnete e le bobine.

Nonostante i numerosi avvertimenti per la sicurezza pubblicati dai costruttori, dagli ordini professionali e dal ministero, si conoscono numerose storie di oggetti ferromagnetici che sono stati attirati in un magnete per imaging. L'episodio-tipo è simile al seguente: un secchio di metallo con ruote riempito con acqua e contenente uno "strizza stracci" era stato posizionato approssimativamente a 3 metri dal foro di un magnete da 1.5 T; il magnete lo alzò di un metro dal pavimento e lo attirò verso di se causando seri danni e distruggendo la bobina posizionata nel foro del magnete.
La storia più tragica riguarda la morte di un ragazzino di sei anni. Questa storia dovrebbe servire da ammonimento e richiamare il personale tecnico e amministrativo alla responsabilità nel mantenere adeguate condizioni di sicurezza all'interno di un sito. Nel Luglio 2001 un ragazzino che stava eseguendo una MRI è rimasto ferito, e successivamente è morto, nel momento in cui una bombola di ossigeno di materiale ferromagnetico è stata introdotta nella sala di scansione e attirata nel magnete dove il ragazzo stava facendo l'esame.
In un altro sito si è verificata un'altra triste storia: quella di un ufficiale di pubblica sicurezza che si era permesso di avvicinarsi al magnete con un'arma da fuoco carica. La pistola fu sganciata dalla fondina e attirata nel magnete: la forza di impatto col magnete causò la fuoriuscita di un colpo dall'arma da fuoco. Fortunatamente, non vi furono feriti e la pallottola fu ritrovata nel muro della stanza di scansione.
L'insegnamento è questo: rispettate le leggi fisiche della natura che causano l'attrazione degli oggetti ferromagnetici da parte del magnete!

Forze simili agiscono sugli impianti metallici ferromagnetici o su sostanze estranee "contenute" in quelle da esaminare. La loro azione può causare la lacerazione o compressione di tessuto sano. Per questo motivo, persone con oggetti di metallo estranei, come schegge o impianti ferromagnetici datati, non possono effettuare un esame MRI. Ulteriori limitazioni riguardano l'effetto di campi magnetici sui circuiti elettronici, e specificamente sui pacemakers. La corrente che può essere indotta nel circuito di un pacemaker, in un individuo portatore che attraversa un forte campo magnetico, può essere causa di un malore e persino della possibile morte. Altri effetti dei campi magnetici sono la smagnetizzazione di carte di credito e di dispositivi magnetici di memorizzazione dati.

Le linee guida sulla sicurezza della FDA stabiliscono che possono essere usati abitualmente campi magnetici la cui intensità non superi i 2.0 Tesla (20 000 gauss). Portatori di pacemakers non devono essere esposti a campi magnetici maggiori di 5 gauss. Un campo magnetico di 50 gauss è in grado di smagnetizzare oggetti multimediali magnetici utilizzati per salvare dati.

L'energia di radiofrequenza assorbita durante una sequenza di imaging può causare un aumento della temperatura dei tessuti del corpo. La FDA raccomanda che l'esposizione all'energia di RF debba essere limitata. Il valore limite di riferimento è il Rate di Assorbimento Specifico (SAR) così definito:

SAR = Joule di RF / secondi / kg di peso corporeo = Watts/kg

I valori limite di SAR raccomandati dipendono dal distretto anatomico in studio. Per il corpo intero deve essere inferiore a 4 W/kg; per la testa, in media, deve essere inferiore a 3.2 W/kg. Ogni sequenza di impulsi non deve alterare la temperatura di più di 1° C e non oltre i 38° C nella testa, 39° C nel tronco e 40° C nelle estremità.

Alcune bobine di RF, come le bobine di superficie, possono avere delle modalità di funzionamento difettoso che possono causare scottature al paziente. La finestra di animazione mostra a titolo di esempio una scottatura da RF al gomito del braccio di un uomo. Il braccio del paziente era a contatto con la parete di una bobina per il corpo utilizzata in modo trasmittente con una bobina di superficie come ricevitore. Un malfunzionamento nella bobina per il corpo ha causato una scottatura da RF di terzo grado. La scottatura si è manifestata prima come una semplice vescica e poi come una bruciatura che è stata asportata dal chirurgo. Se state acquisendo un esame e il vostro paziente o volontario fa presente che sta avendo una sensazione di bruciore, interrompete l'acquisizione. Prestate attenzione, inoltre, che le bobine di RF siano sempre mantenute nel corretto stato.

Le raccomandazioni della FDA per gli intervalli di variabilità del campo magnetico stabiliscono che il rapporto dB/dt per il sistema deve essere minore di quello richiesto per produrre la stimolazione di un nervo periferico.

I gradienti utilizzati per produrre immagini generano elevati livelli di rumorosità. L'OSHA americano limita il picco di rumore acustico a 200 pascal o 140 dB. Si riportano nella tabella seguente alcuni esempi di suoni generati accendendo e spegnendo i gradienti di campo magnetico nelle varie sequenze.

Sequenze TR (ms)TE (ms)FetteSuono
Spin-Echo 500 35 1
200 1
15 10
Echo-Planar 120 54 10
Gradient-Echo 16.7 4 19

Infine, tutte le sale di scansione MRI equipaggiate con magnete superconduttore dovrebbero avere un sensore per monitorare il livello di ossigeno. Questi dispositivi misurano la percentuale di ossigeno nell'aria e fanno scattare un allarme quando il livello scende sotto un determinato valore di soglia. Tali dispositivi sono necessari perché perdite nel sistema di ventilazione del sistema di raffreddamento possono far calare la percentuale di ossigeno a livelli pericolosi a seguito di un eccesso di azoto o di elio.

Oggetti test per la verifica di alcuni parametri (fantocci)

Un fantoccio per MRI è un oggetto costruito dall'uomo affinché possa essere usato per valutare le prestazioni di un sistema di imaging a risonanza magnetica. I fantocci sono composti di materiali che originano un determinato segnale quando sottoposti a risonanza magnetica. Sono utilizzabili sostanze quali: soluzioni acquose paramagnetiche, gel puri di gelatina, agar, alcool polivinile, silicone, poliacrilamide o agarosio, gelatina organica modificata, gel paramagnetici modificati e soluzioni di micelle invertite.

Le soluzioni acquose sono frequentemente utilizzate per la costruzione dei fantocci. Per "aggiustare" i tempi di rilassamento spin-reticolo (T1) e spin-spin (T2) di queste soluzioni al fine di consentire l'acquisizione delle immagini in tempi ragionevoli (i.e. TR corto), o per riprodurre determinati valori di T1 e T2, possono utilizzarsi ioni di metallo paramagnetico. Elenchiamo di seguito le equazioni (approssimate) per ricavare i valori di T1 e T2 di soluzioni acquose di varie specie di paramagnetici a 1.5 T.

Nichel soluzione acquosa
T1(s) = 1/(632 [Ni (mole/L)] +0.337)
T2(s) = 1/(691 [Ni (mole/L)] + 1.133)
Nichel in gelatina 10% peso-peso
T1(s) = 1/(732 [Ni (mole/L)] +0.817)
T2(s) = 1/(892 [Ni (mole/L)] + 4.635)
Ossigeno soluzione acquosa
T1(s) = 1/(0.013465 [O2 (mg/L)] + 0.232357)
Manganese soluzione acquosa
T1(s) = 1/(5722 [Mn (mole/L)] +0.0846)
T2(s) = 1/(60386 [Mn (mole/L)] + 3.644)
Rame soluzione acquosa
T1(s) = 1/(606 [Cu (mole/L)] +0.349)
T2(s) = 1/(850 [Cu (mole/L)] + 0.0357)

Fantocci per la risoluzione e la linearità
Sono usati per verificare la risposta della macchina relativamente a parametri quali: linearità, risoluzione in piano, spessore di strato e rapporto segnale/rumore come funzione della posizione. I fantocci per la risoluzione sono costituiti tipicamente da blocchi di plastica nei quali sono state rimosse porzioni dell'interno per creare dei pattern di test. Il fantoccio viene riempito con una soluzione acquosa. Alcuni fantocci per la risoluzione sono in grado di generare valori noti di T1, T2 e ρ permettendo misure del rapporto contrasto/rumore.

Riportiamo a titolo di esempio la fotografia di un fantoccio per misure di risoluzione, e l'immagine di risonanza magnetica di una sezione assiale di questo fantoccio con campo di vista di 24 cm. La serie di quadrati di identica grandezza è utilizzata per testare la linearità. La risoluzione in piano è determinata da un gruppo di sottili barre equispaziate (bar pattern) che fungono da sorgenti di segnale; tre regioni cilindriche contengono un liquido con un valore noto di T1, T2 e ρ. Per la misura dello spessore di fetta viene utilizzata una scanalatura nella plastica a forma di cuneo. L'ampiezza dell'immagine di questo cuneo aumenta all'aumentare dello spessore di fetta come è possibile vedere dalle immagini seguenti relative all'acquisizione del fantoccio, rispettivamente con uno spessore di fetta "piccolo" , e uno spessore di fetta di valore maggiore . Mostriamo di seguito alcune immagini del fantoccio per la risoluzione acquisite con uno spessore di fetta pari a 3 , 5 e 10 mm . Notate le differenze nel riquadro relativo allo spessore della fetta.

Uno svantaggio nell'uso del fantoccio descritto è che la verifica della risoluzione nel campo di vista necessita di un riposizionamento del fantoccio. Una verifica della risoluzione e della linearità su un volume 10 x 10 x 10 cm è possibile con il seguente fantoccio composto di tre insiemi di tubi paralleli ortogonali gli uni agli altri. Ciascun piano immagine fornirà, in funzione dello spessore di fetta, una matrice di punti o una matrice di punti e linee. La linearità nel campo di vista può essere esaminata osservando se ci sono "deformazioni" nelle linee o nella disposizione dei punti; la risoluzione spaziale osservando la dimensione dei punti e la larghezza delle linee.

Fantocci per l'omogeneità della RF
Sono usati per esaminare l'uniformità nello spazio dei campi magnetici della radiofrequenza trasmessa e ricevuta. Il campo di RF emesso (B1T) è quello usato per ruotare la magnetizzazione. Il campo di RF ricevuto (B1R) è legato alla sensibilità della bobina di RF nel generare il segnale proveniente da pacchetti di spin in moto di precessione. La situazione ideale per la maggior parte delle bobine trasmittenti e riceventi è, spazialmente parlando, un B1T uniforme per assicurare una rotazione uniforme degli spin e un B1R uniforme per assicurare sensibilità uniforme sull'intero oggetto esaminato. Mostriamo di seguito l'immagine di un fantoccio per l'omogeneità di 27 cm di diametro. Per misurare l'omogeneità su un volume più grande, può essere usata una serie di sfere. Mostriamo di seguito un fantoccio di questo tipo utilizzabile per misurare l'omogeneità del campo B1R di una bobina di superficie per studi della colonna vertebrale.

La difficoltà nel costruire un fantoccio per l'omogeneità risiede nella scelta di un materiale, per il riempimento, che abbia una bassa costante dielettrica per minimizzare gli artefatti da "onde stazionarie" ed allo stesso tempo una moderata resistività per fornire alla bobina body un "carico" simile a quello reale e non creare artefatti da conduttività.

L'icona del dettaglio fornisce maggiori informazioni sul calcolo di B1T e B1R.

Fantocci per la diffusione
Sono usati per testare le prestazioni di una sequenza per imaging di diffusione. Possono contenere liquidi con differenti coefficienti di diffusione.

Essendo i liquidi isotropi, se si vuole simulare una diffusione anisotropa il fantoccio deve far uso di una speciale geometria. Ad esempio, da una serie di tubi paralleli ci si aspetta una libera diffusione lungo l'asse dei tubi e una ristretta diffusione lungo il diametro degli stessi; da una coppia di piatti paralleli ci si aspetta una libera diffusione parallelamente ai piatti ed una limitata diffusione in direzione perpendicolare ai piani.
Di recente è stato sviluppato un fantoccio contenete fibre parallele idratate.

Fantocci fat-saturation
Sono costituiti da liquidi con due chemical shift, uno per l'acqua e uno per il grasso e generalmente realizzati con emulsioni olio-acqua. Poiché il grasso corporeo contiene picchi multipli, i fantocci più realistici impiegano oli che riproducono i picchi multipli del grasso corporeo.

Fantocci T1 e T2
Sono fantocci contenenti liquidi che riproducono valori specifici di T1 e T2. Questi liquidi sono di solito soluzioni acquose di materiali paramagnetici.


Esercizi

  1. Una particolare bobina per imaging ha una frequenza di risonanza di 63.85 MHz. Osservate che ha un condensatore di 50 picofarad ai capi dell'induttore. Qual è la grandezza dell'induttore in unità Henrys?

  2. Le due bobine anti-Helmholtz di una bobina di gradiente lungo Z sono separate da 1 metro. Se ciascuna bobina produce un campo magnetico di 50 gauss al suo centro, qual è l'intensità del gradiente?

  3. Dire se la seguente sequenza di impulsi è conforme o meno alle raccomandazioni della FDA per i valori di SAR relativi alla testa:
    Sequenza = multi-slice, spin echo
    TR = 500 ms
    TE = 25 ms
    Spessore fetta = 5 mm
    Numero di fette = 10
    Energia per singolo impulso a 90° = 5 J
    Ampiezza di un singolo impulso a 90° = 50 μs
    Tempo di acquisizione del segnale = 10 ms
    Peso del paziente = 72 kg

  4. Il rivelatore in quadratura sul vostro apparecchio ha un segnale di riferimento di 63.85 MHz che entra in uno dei canali. Il segnale che entra nell'altro canale è di 63.86 MHz. Che frequenza o frequenze usciranno dal rivelatore?

  5. Qual è la frequenza di risonanza di una bobina che ha un induttore di 1x10-7 Henry e un condensatore di 100 picofarad ai capi dell'induttore? Come può essere fatta risuonare questa bobina a 63.85 MHz?

  6. Le due bobine anti-Helmholtz di una bobina di gradiente lungo Z sono separate da 120 cm. Se questa configurazione produce un gradiente di campo magnetico di 2 G/cm, qual è l'intensità del campo magnetico al centro di ogni bobina?

  7. Dire se la seguente sequenza di impulsi è conforme o meno alle raccomandazioni dell'FDA per i valori di SAR relativi alla testa:
    Sequenza = multi-slice, spin echo
    TR = 600 ms
    TE = 25 ms
    Spessore fetta = 3 mm
    Numero di fette = 17
    Energia per singolo impulso a 90° = 10 J
    Ampiezza di un singolo impulso a 90° = 50 μs
    Tempo di acquisizione del segnale = 10 ms
    Peso del paziente = 80 kg

  8. Il rivelatore in quadratura sul vostro apparecchio ha un segnale di riferimento di 63.85 MHz che entra in uno dei canali. Il segnale che entra nell'altro canale è di 63.84 MHz. Che frequenza o frequenze usciranno dal rivelatore?


[ prossimo capitolo | inizio del capitolo | capitolo precedente | copertina ]

Copyright © 1996-2013 J.P. Hornak
All Rights Reserved