La finestra grafica mostra una rappresentazione schematica dei principali componenti di un'apparecchiatura per imaging di risonanza magnetica ed alcune delle principali interconnessioni. Questa veduta d'insieme descrive brevemente la funzione di ciascun componente. Alcuni di essi saranno descritti in dettaglio piu' avanti in questo capitolo.
All'inizio della rappresentazione schematica trovate i componenti dell'apparecchiatura localizzati nella stanza dove viene effettuata la scansione. Il magnete produce il campo magnetico statico Bo necessario per la procedura di formazione delle immagini. All'interno del magnete ci sono delle bobine per produrre un gradiente di Bo nelle direzioni X, Y e Z. Dentro le bobine dei gradienti c'e' la bobina di radiofrequenza (RF). La bobina di RF produce il campo magnetico B1 necessario per far ruotare gli spin di 90o, 180o o di un qualsiasi altro angolo specificato dalla sequenza di impulsi. La bobina di RF inoltre rivela 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 e' circondata da uno schermo per RF. Lo schermo evita che gli impulsi RF di alta potenza possano irradiare il resto dell'ospedale; impedisce inoltre ai vari segnali RF provenienti da stazioni televisive e postazioni radio di essere captati dall'apparecchio. Alcune 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 piu' recenti lo schermo del magnete e' parte integrante del magnete stesso (magneti autoschermati).
Il controllo dell'apparecchiatura di risonanza magnetica e di tutti i suoi componenti e' 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.
Un array di microprocessori, in dotazione su alcuni apparecchi, e' un dispositivo capace di compiere una trasformata di Fourier bi-dimensionale in frazioni di secondo. Il computer "affida" il calcolo della trasformata di Fourier a questo dispositivo perche' piu' veloce.
L'operatore inserisce dei dati al computer attraverso una postazione di comando (consolle), dalla quale viene selezionata e personalizzata una sequenza per imaging. 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 piu' in dettaglio il magnete, le bobine di gradiente, le bobine di RF e i rivelatori di RF (antenne) degli apparecchi di risonanza magnetica.
Il magnete e' il componente piu' costoso del sistema di imaging a risonanza magnetica. Molti magneti sono di tipo superconduttore. Di seguito e' mostrata la fotografia di un magnete superconduttore di 1.5 Tesla.
Un magnete superconduttore e' un'elettrocalamita fatta di un filo superconduttore, un conduttore con una resistenza elettrica circa uguale a zero quando e' raffreddato a una temperatura prossima allo zero assoluto (-273.15 oC o 0 K) mediante immersione in elio liquido. Quando l'avvolgimento viene percorso da una corrente elettrica, questa continuera' a percorrere l'avvolgimento senza perdite fintantoche' il conduttore viene tenuto alla temperatura dell'elio liquido.
(In realta', 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 prossima finestra di animazione contiene una sezione di un magnete superconduttore per imaging.
La lunghezza del filo di superconduttore del magnete e' tipicamente di molte miglia. L'avvolgimento di filo e' 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 MRI e' di 1700 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. Nei magneti successivi, la regione dell'azoto liquido e' stata sostituita da un dewar raffreddato da un frigorifero. Questo modello elimina il bisogno di aggiungere azoto liquido al magnete.
Il costo dell'elio liquido per un magnete a corpo intero puo' essere elevato.
La seguente tabella riporta i quantitativi di elio liquido per un magnete di una MRI a corpo intero ed il relativo costo per litro (valori indicativi per l'anno 2003).
| Fabbisogno di He liquido per magneti MRI | |
|---|---|
| Costo (USD/litro) | $3.50 |
| Volume (litri) | 1700 |
| Perdite (litri/ora) | ~ 0.03 |
| Intervallo di riempimento (anni) | ~ 4 |
Le bobine di gradiente producono i gradienti di campo magnetico Bo.
Sono bobine a temperatura ambiente che grazie alla loro configurazione creano il gradiente desiderato. Poiche' i sistemi piu' comuni sono quelli a magnete superconduttore orizzontale, il sistema di bobine di gradienti sara' descritto per questo tipo di magnete.
Assumendo un sistema di coordinate convenzionale nel quale il campo magnetico Bo e' applicato lungo l'asse Z, un gradiente di Bo nella direzione Z e' realizzato con un tipo di bobina anti-Helmholtz. La corrente nelle due bobine, passando in direzione opposta, crea un gradiente di campo magnetico tra le due bobine. Il campo magnetico B di una bobina si somma a Bo, mentre il campo B al centro dell'altra bobina 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 RF
creano il campo magnetico B1 che, in una sequenza di impulsi, ruota la magnetizzazione risultante. Queste, inoltre, rivelano 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 e' usata per creare il campo B1 e una bobina solo ricevente e' usata in congiunzione con essa per captare o ricevere il segnale dagli spin dell'oggetto esaminato.
Per ciascun tipo di bobina esistono molte varianti. La bobina di RF di un'apparecchiatura di risonanza magnetica puo' essere paragonata alla lente di una macchina fotografica. Un fotografo usera' una lente per un oggetto in primo piano e una diversa per un oggetto a distanza. Come un buon fotografo puo' disporre di molte lenti, cosi' una buona macchina avra' 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 e' determinata dall'induttanza (L) dell'induttore e dalla capacita' (C) del condensatore.
Alcuni modelli di bobine per imaging necessitano di essere accordate in funzione delle caratteristiche fisiche di ciascun paziente variando la capacita' del condensatore.
Un altro requisito di una bobina per imaging e' che il campo B1 deve essere perpendicolare al campo magnetico Bo.
Ci sono molti tipi di bobine per imaging. Le bobine di volume circondano l'oggetto da esaminare mentre le bobine di superfice sono poste in prossimita' della parte esaminata. Le bobine per uso interno sono disegnate per registrare l'informazione da regioni esterne alla bobina, quale ad esempio una bobina a catetere progettata per essere inserita in una vaso sanguigno. 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 piu' grande come trasmettitore di energia RF per produrre gli impulsi a 90o e 180o. Nella tabella seguente riportiamo una lista parziale delle piu' 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 | ||||
|---|---|---|---|---|
| Nome | Categoria | Modo di operare | Diagramma | Referenza |
| Alderman-Grant Coil | Volume | T/R |  | |
| Bird Cage | Volume | T/R | | |
| Butterfly Coil | Superfice | R |  | |
| Dome Resonator | Superfice | T/R | Vedi rif. | |
| Gradiometer | Superfice | T/R |  |
|
| Implantable | Interna | T/R | Vedi rif. | |
| Inside Out (Schlumberger Coil) | Interna/Superfice | T/R | Vedi rif. | |
| Intravascular Coil | Interna | R | Vedi rif. | |
| Ladder | Superfice | T/R |  |
|
| Litz | Volume | T/R | |
|
| Loop-Gap Resonator | Volume | R | Vedi rif. | |
| Loop-Stick | Superfice | T/R | Vedi rif. | |
| Meanderline | Superfice | R |  | |
| Mouse Coil | Superfice | R |  |
|
| Multi-Turn Solenoid | Volume | T/R | |
|
| Phased Array | Superfice | R |  , |
|
| Phased Array Volume | Volume | R | |
|
| Ribbonator | Volume | T/R |  | |
| Saddle Coil | Volume | T/R | |
|
| Single Turn Solenoid | Volume | T/R | | |
| Surface Coil | Superfice | R | | |
| Spiral Coil | Superfice | R |  |
|
| Superconducting Coil | Superfice | R | Vedi rif. | |
| Transmission Line (TEM) (Slotted Tube) | Interna | T/R |  | |
| Truncated Spiral | Superfice | R | | |
| 3-Axis | Volume | T/R |  |
|
Le bobine di superficie sono molto usate perche' sono bobine solo riceventi e hanno un buon rapporto segnale-rumore per tessuti vicini alla bobina.
In generale, la sensibilita' di una bobina di superfice decresce al crescere della distanza dalla bobina.
Riportiamo di seguito, a titolo di esempio, un'immagine della parte piu' bassa della colonna vertebrale ottenuta con una bobina di superficie.
In figura e' riportata l'immagine di una bobina di superficie circolare piatta col suo cavo di connessione.
Il cavo consente la connessione all'apparecchio. Questa e' l'immagine di una bobina di superficie creata per adattarsi al retro di un ginocchio.
La bobina a gabbia di uccello e' quella abitualmente piu' usata come bobina di volume
ed e' la bobina di scelta per immagini della testa e del cervello. Qui c'e' l'immagine di una bobina a gabbia di uccello posizionata per un esame cerebrale.
Tutte le immagini della testa riportate in questo ipertesto sono state ottenute usando una bobina a gabbia di uccello.
La bobina a singola spira e' utile per creare immagini delle estremita', come le mammelle e il polso. Questa finestra di animazione mostra una bobina a singola spira sistemata attorno al polso umano.
L'icona del dettaglio vi fornira' maggiori informazioni sulla costruzione di una bobina di questo tipo.
Il rivelatore della quadratura
e' un'apparecchiatura che estrapola i segnali Mx'
e My' dal segnale della bobina RF. Per questa ragione puo' essere pensato come un convertitore dal sistema di riferimento del laboratorio a quello rotante. Il cuore di un rivelatore della quadratura e' un'apparecchiatura chiamata doubly balanced mixer (DBM). Il doubly balanced mixer ha due entrate e un'uscita. Se i segnali in entrata sono Cos(A) e Cos(B), il segnale in uscita sara' 1/2 Cos(A+B) + 1/2 Cos(A-B). Per questa ragione l'apparecchiatura spesso e' chiamata un rivelatore del prodotto poiche' il risultato e' il prodotto di Cos(A) e Cos(B).
Il rivelatore della quadratura contiene tipicamente due doubly balanced mixer, due filtri, due amplificatori e uno shifter della fase di 90o.
Sull'apparecchiatura ci sono due entrate e due uscite. Gli ingressi sono le frequenze n e no e le uscite le componenti MX e MY della magnetizzazione trasversale.
Possono esserci dei potenziali problemi con l'uso di questa apparecchiatura che puo' dar luogo ad artefatti nell'immagine. Questi effetti indesiderati saranno trattati nel Capitolo 11.
Mi sono spesso chiesto: quanto e' sicura l'MRI? Come per ogni strumento della tecnica vi e' alla base un discorso rischio/beneficio. Gli strumenti largamente usati hanno generalmente un elevato rapporto rischio/beneficio laddove quelli con un basso valore di questo rapporto sono generalmente usati con piu' moderazione. Sebbene l'MRI non usi radiazioni ionizzanti per produrre immagini, ci sono alcune importanti considerazioni sulla sicurezza da tenere bene in considerazione. Queste riguardano l'utilizzo di: forti campi magnetici, energia di radiofrequenza, campi magnetici variabili nel tempo, liquidi criogenici e gradienti di campo magnetico.
Nel 1982 la Food and Drug Administration americana (USFDA) ha fissato le linee guida per gli esami MRI comprendenti: la massima intensita' di campo magnetico Bo,
le variazioni dell'intensita' 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 USFDA 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 | Adulti, ragazzi e bambini con eta' > 1 mese | 8 T |
| neonati (bambini con eta' < 1 mese) | 4 T | |
| dB/dt | Nessun disagio, dolore o stimolazione nervosa | |
| SAR | corpo intero, valore medio su >15 min | 4 W/Kg |
| testa, valore medio su >10 min | 3 W/Kg | |
| testa o tronco, per g di tessuto, in >5 min | 8 W/Kg | |
| estremita', per g di tessuto, in >5 min | 12 W/Kg | |
| Rumore acustico | Livello di picco (non pesato) | 140 dB |
| RMS A-weighted con protezioni auricolari | 99 dBA | |
Il personale MRI spesso dimentica i rischi associati all'introduzione di oggetti ferromagnetici nei pressi del magnete.
I campi prodotti da magneti ad ampio raggio possono letteralmente captare e attirare grossi oggetti ferromagnetici nel foro del magnete. Deve essere usata estrema cautela allontanando TUTTI gli oggetti ferromagnetici dal magnete per due ragioni principali. La prima e' che possono ferire o addirittura uccidere un individuo posizionato nel magnete. La seconda, e' che possono danneggiare seriamente il magnete e le bobine. La forza esercitata su un grande oggetto metallico, come uno "strizza stracci", puo' danneggiare i dewars criogeni in un magnete. L'energia cinetica di un tale oggetto attratto dal magnete puo' fracassare una bobina di RF.
Nonostante i numerosi avvertimenti per la sicurezza pubblicati dai costruttori, ho sentito numerose storie di oggetti ferromagnetici che sono stati attirati in un magnete per imaging. L'episodio tipo e' simile al seguente. Un secchio di metallo con ruote era stato riempito con acqua e conteneva uno "strizza stracci". Il secchio era stato posizionato approssimativamente a 3 metri dal foro di un magnete di 1.5 T. Il magnete lo alzo' di un metro dal pavimento e lo attiro' verso di se. Lo "strizza stracci" causo' un danno serio al magnete per cui si ebbe un aumento della temperatura dei criogeni e una diminuzione dell'omogeneita' di campo magnetico. La bobina per la testa posizionata nel foro del magnete ando' distrutta. In un altro sito, una storia ancora piu' spaventosa; quella di un ufficiale di pubblica sicurezza che si era permesso di avvicinarsi ad un magnete con un'arma da fuoco carica. La pistola fu sganciata della sua fondina e attirata nel magnete. La forza di impatto col magnete causo' la fuoriuscita di un colpo dall'arma da fuoco. Fortunatamente, non vi furono feriti. In aggiunta al danno dell'MRI e alla pallottola ritrovata nel muro della stanza di scansione, l'arma da fuoco fu magnetizzata. In generale, gli oggetti meccanici quando sono magnetizzati non funzionano correttamente.
Per favore, 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 sostanze estranee "contenute" in quelle da esaminare. Queste forze possono agire su questi oggetti causando la lacerazione o compressione di tessuto sano. Per queste ragioni, individui con oggetti di metallo estranei come schegge o impianti ferromagnetici vecchi non possono effettuare un esame MRI. Ulteriori limitazioni riguardano l'effetto di campi magnetici sui circuiti elettronici, specificamente sui pacemakers. La corrente che puo' essere indotta nel circuito di un pacemaker, in un individuo portatore che attraversa un forte campo magnetico, puo' essere causa di un malore e della possibile morte. Altri effetti dei campi magnetici sono la smagnetizzazione di carte di credito e dispositivi magnetici utilizzati per salvare dati.
Le linee guida sulla sicurezza della Food and Drug Administration degli Stati Uniti (USFDA) stabiliscono che possono essere usati abitualmente campi magnetici la cui intensita' 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 e' in grado di smagnetizzare oggetti multimediali magnetici utilizzati per salvare dati.
L'energia di radiofrequenza assorbita durante una sequenza di imaging puo' causare un aumento della temperatura dei tessuti del corpo. L'USFDA raccomanda che l'esposizione ad un'energia di RF deve essere limitata. Il valore limite di riferimento e' il rate di assorbimento specifico (SAR) cosi' definito:
I valori limite di SAR raccomandati dipendono dal distretto anatomico in studio. Per il corpo intero il SAR 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 piu' di 1o Celsius e non oltre i 38o C nella testa, 39o C nel tronco e 40o C nelle estremita'.
Alcune bobine di RF, come le bobine di superficie, possono avere delle modalita' 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 e' manifestata prima come una semplice vescica e poi come una bruciatura che e' stata asportata dal chirurgo. Il chirurgo ha escisso un volume di circa 3 cm in diametro e 2.5 cm in profondita'. Percio', se state azionando un apparecchio e il vostro paziente o volontario vi dice che sta avendo una sensazione di bruciore, fermate la scansione. Inoltre, prestate attenzione a mantenere le bobine di RF nel corretto stato.
Le raccomandazioni dell'USFDA per gli intervalli di variabilita' 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 alti livelli di rumore acustico. L'OSHA americano limita il picco di rumore acustico a 200 pascal o a 140 dB riferiti a 20 micropascal. Qui ci sono alcuni esempi di suoni generati accendendo e spegnendo i gradienti di campo magnetico nelle varie sequenze.
| Sequenze | TR (ms) | TE (ms) | Fette | Suono |
|---|---|---|---|---|
| Spin-Echo | 500 | 35 | 1 | |
| 200 | 1 | |||
| 15 | 10 | |||
| Echo-Planar | 120 | 54 | 10 | |
| Gradient Echo | 16.7 | 4 | 19 |
Tutte le sale di scansione MRI equipaggiate con magnete superconduttore dovrebbero avere un sensore per monitorare l'ossigeno. Questi dispositivi misurano la percentuale di O2 nell'aria e fanno scattare un allarme quando il livello scende sotto un determinato valore di soglia. Tali dispositivi sono necessari perche' perdite nel sistema di ventilazione del sistema di raffreddamento possono provocare un eccesso di N2 o He nell'aria della sala che fa calare la percentuale di O2 a livelli pericolosi.
Un fantoccio per MRI e' un oggetto costruito dall'uomo affinche' possa essere usato per valutare le prestazioni di un sistema di imaging a risonanza magnetica. I fantocci sono composti di materiali che originano un segnale quando sottoposti a risonanza magnetica.
Diverse sostanze sono state usate nei fantocci MRI per produrre un dato segnale. Alcune di queste sono soluzioni acquose paramagnetiche, gel puri di gelatina, agar, alcool polivinile, silicone, poliacrilamide o agarosio, gelatina organica simulata, gel paramagnetici simulati e soluzioni di micelle invertite.
L'acqua e' frequentemente usata come sostanza nei fantocci MRI. Di solito e' necessario "aggiustare" i tempi di rilassamento spin-reticolo (T1) e spin-spin (T2) delle soluzioni acquose cosicche' le immagini possano essere acquisite in tempi ragionevoli (i.e. TR corto). Ioni di metallo paramagnetico sono usati tipicamente per aggiustare i tempi di rilassamento degli idrogeni dell'acqua. La forma funzionale e approssimata dei valori di T1 e T2 di soluzioni acquose di varie specie di paramagnetici a 1.5 T e' elencata di seguito.
| 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) |
Ci sono due tipi di fantocci MRI di base: il fantoccio per la risoluzione e quello per l'omogeneita' della RF. Come suggeriscono i nomi, il primo e' usato per esaminare la risoluzione e l'altro l'omogeneita' di RF.
Fantocci per la risoluzione
Un fantoccio per la risoluzione puo' essere usato per verificare molte delle caratteristiche di un apparecchio, quali: risoluzione in piano, spessore di strato, linearita' e rapporto segnale/rumore come funzione della posizione. I fantocci per la risoluzione sono costituiti tipicamente da blocchi di plastica nei quali porzioni dell'interno sono rimosse per creare un modello per la prova e riempite con una soluzione acquosa. Quando si acquisiscono le immagini, queste rappresentano il segnale proveniente dall'acqua presente nelle cavita'. Alcuni fantocci per la risoluzione hanno degli standard per i segnali con valori noti di T1, T2 e
r e cio' permette che il fantoccio possa essere usato per esaminare rapporti di contrasto/rumore.
Riportiamo a titolo di esempio un fantoccio per misure di risoluzione.
L'immagine di una fetta assiale di questo fantoccio con campo di vista di 24 cm presenta le caratteristiche seguenti.
La serie di quadrati di identica grandezza sono usati per testare la linearita'. La risoluzione in piano e' determinata da un gruppo di sottili regioni che fungono da sorgenti di segnale; un liquido con un valore noto di T1, T2 e r contiene tre segnali standard. Lo spessore della fetta e' una scanalatura nella plastica a forma di cuneo. L'ampiezza dell'immagine di questo cuneo aumenta all'aumentare dello spessore della fetta. I diagrammi schematici seguenti,
relativi all'acquisizione delle immagini del fantoccio, rispettivamente con una fetta di piccolo spessore ,
e di ampio spessore ,
vi faranno rendere conto di come questa forma sia di aiuto per la misura dello spessore di fetta. Mostriamo di seguito delle immagini del fantoccio per la risoluzione effettuate con uno spessore di fetta pari a 3 , 5 e 10 mm . Notate le differenze al variare dello spessore della fetta.
Fantocci per l'omogeneita' della RF
I fantocci per l'omogeneita' sono usati per esaminare l'uniformita' spaziale dei campi magnetici della radiofrequenza trasmessa e ricevuta. Il campo di RF emesso e' il campo B1T usato per ruotare la magnetizzazione. Il campo di RF ricevuto (B1R) e' la sensibilita' 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 e', spazialmente parlando, un B1T uniforme per assicurare una rotazione uniforme degli spin e un B1R uniforme per assicurare sensibilita' uniforme sull'intero oggetto esaminato. Qui c'e' un grafico di un fantoccio per l'omogeneita' di 27 cm di diametro.
Per misurare l'omogeneita' su un volume piu' grande, puo' essere usata una serie di sfere. Mostriamo di seguito un insieme di fantocci che possono essere usati per misurare l'omogeneita' del campo B1R di una bobina di superficie usata per studi della colonna vertebrale.
Occorrono molte immagini provenienti da un fantoccio per l'omogeneita' di RF per calcolare B1T e B1R. Per maggiori informazioni su questi calcoli cliccate sull'icona del dettaglio.
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