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Un po' di notizie sul SAR 2

rosanna

882 visite

Riprendo questo discorso che mi pare interessante.

Fino ad ora sono stati presi in considerazione gli aspetti fisiologici legati al paziente,in relazione ai fattori legati all’ambiente nel quale si svolge l’esame RM, ma come precedentemente detto esistono variabili di origine tecnica e tecnologica legati al campo incidente, oltre ad innumerevoli altri fattori, principalmente geometrici legati al paziente e alla bobina utilizzata.

Le dimensioni fisiche e la configurazione biologica dei tessuti, in relazione alla lunghezza d’onda incidente, sono fattori importanti che determinano la quantità relativa e il modello di energia RF assorbita durante l’esposizione a RF. In generale, se la dimensione del tessuto è grande, rispetto alla lunghezza d’onda incidente , l’energia RF è prevalentemente assorbita sulla superficie; se invece è piccola rispetto alla lunghezza d’onda, c’è minor assorbimento di potenza RF.

Vediamo quindi alcuni dei fattori legati alla tecnica e in quale modo è possibile agire su di essi compatibilmente con le funzionalità delle apparecchiature fornite dalle varie industrie:

 La frequenza di risonanza, determinata oltre che dal rapporto giromagnetico degli spin, anche dall’intensità del campo magnetico,

 Il tipo di impulsi RF utilizzati,

 Il flip angle ( 90°- 180°-<90°),

 La larghezza di banda RF,

 il numero di impulsi erogati,

 Il duty cycle,

 il tempo di ripetizione,

 Il peso del paziente,

 La conducibilità elettrica dei tessuti,

 Il tipo di bobina a RF utilizzata;

 Il volume di tessuto contenuto all’interno della bobina,

 La configurazione anatomica esposta,

 L’orientamento del corpo rispetto ai vettori del campo magnetico,

 Ecc, ecc..

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Frequenza di risonanza : La frequenza di risonanza di uno spin o frequenza di precessione , prende il nome di FREQUENZA DI LARMOR. La frequenza di risonanza di uno spin sottoposto all’azione di un campo magnetico statico, è funzione oltre che dal suo rapporto giromagnetico γ, caratteristico per ogni elemento, dall’intensità del campo magnetico B0.

E’ risaputo che per avere una risposta adeguata (massimo segnale) dal sistema di spin va rispettata la condizione di risonanza, secondo la quale, per modificare la magnetizzazione longitudinale M0 con un impulso di RF che generi un campo magnetico B1 e defletta le magnetizzazioni sul piano trasverso , questo deve avere una frequenza coincidente con quella di risonanza di M0 che precede intorno al CMS.

Condizione risonanza fRF = f0 oppure ωRF = ω0

E=h∙ν0 =γћB0→ћ2πν0=γћB0→ω0=γB0

B0 e B1 sono quindi strettamente collegate alla deposizione di SAR nei tessuti, congiuntamente al Flip Angle generato da B1.

B0: Il SAR aumenta con l’aumentare dell’intensità del campo magnetico statico. Molti sistemi RM ora operano ad un campo magnetico statico di 3T, vari operano a 4T e 7T, ed uno a 9,4T. A parte il 3T, che viene utilizzato anche nella clinica, sono sistemi utilizzati a scopo scientifico e non nella routine, ma essendo sistemi ad altissimo campo, sono in grado di depositare potenze RF che superano quelle associate con sistemi da 1,5T.

La dipendenza del SAR dall’intensità del campo magnetico statico, secondo alcuni modelli studiati per tessuti omogenei, è quadratica, quindi il raddoppio

dell’intensità di campo magnetico da 1,5 T a 3T porta ad un quadruplicamento del SAR. Consideriamo comunque che nel corpo umano i tessuti non sono omogenei ma estremamente variegati.

B1: Il SAR, come si evince dalla formula sopra riportata, è anche proporzionale al quadrato di B1. E risaputo che, per produrre campi B1 più elevati, in grado di deflettere la magnetizzazione longitudinale sul piano trasverso con brevi impulsi RF, è richiesta maggiore potenza RF. B1 dipende dal flip angle che si vuole ottenere e dalla durata dell’impulso, e il trasmettitore scende anche a tempi di 0,5 ms per produrre l’effetto desiderato. La potenza necessaria a produrre lo stesso B1, in campi magnetici di intensità diversa , cresce in modo quadratico, anche se le intensità di B1 appaiono basse. Per produrle si necessita di potenze di alimentazione istantanee, da parte degli amplificatori, dell’ordine di decine di KW. Una parte di questa potenza viene sempre dispersa, per effetto Joule, in riscaldamento del paziente, che è esso stesso un conduttore di elettricità, andando a costituire il SAR.

Va ricordato che la dissipazione del calore avviene principalmente attraverso la dilatazione dei vasi sanguigni e dall’aumento del flusso sanguigno, pertanto le strutture con minor vascolarizzazione hanno maggiore difficoltà a dissipare questo

calore.

Tipo di impulsi: Gli impulsi RF possono essere impulsi non selettivi o hard pulse, e impulsi selettivi o soft pulse.

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Gli impulsi hard sono impulsi rettangolari a banda larga che eccitano un intero volume e sono inefficienti a definire uno strato. Servono ad eccitare, nella tecnica 3D, tutto il volume contenuto all’interno della bobina, senza l’attivazione del gradiente di codifica di slice. Pertanto questi impulsi contengono una ampia gamma di RF (da qui la definizione Banda Larga) che si agirano intorno alla frequenza di Larmor, in modo da consentire l’eccitazione dell’intero volume che di regola non è

omogeneo in tutti i punti del campo a causa delle suscettività magnetiche create dal paziente. Sono impulsi che non vengono così frequentemente usati, perché la maggior parte delle sequenze di imaging richiedono impulsi di RF con selettività spettrale e spaziale, ma oltre che nelle 3D, questi tipi di impulsi possono essere raggruppati per formare impulsi compositi che sono spazialmente selettivi. Vengono utilizzati nel trasferimento di magnetizzazione (MTC), o in combinazione con gradienti per creare impulsi di tagging, e hanno una durata minore degli impulsi

selettivi.

Gli impulsi SINC sono impulsi spazialmente selettivi e sono utilizzati per vari scopi in Rm; abbiamo quindi impulsi di eccitazione, inversione, rifocalizzazione, pre saturazione spaziale, ecc.., ogni uno dei quali richiede l’applicazione di un gradiente di selezione di slice, per ottenere la localizzazione spaziale e lo spessore di strato desiderato.

Tutti gli impulsi depositano energia RF nel paziente portando ad un aumento del SAR, e più impulsi diversificati troviamo in una sequenza, più abbiamo la possibilità di provocare un innalzamento del SAR. Per questo motivo bisogna di volta in volta valutare la possibilità del loro utilizzo (come ad es.. per le bande di saturazione).

Esistono anche impulsi selettivi unidirezionali che si attivano in concomitanza di un gradiente tempo- variabile chiamati variable-rate (VR) pulse . Sono anche noti come variable-rate gradient (VGR) pulses o variable-rate selective exitation (VERSE) pulses, e la loro applicazione principale è ridurre la deposizione di potenza RF al paziente, attraverso la riduzione dell’ampiezza dell’impulso RF in prossimità del picco dell’impulso, che contribuisce tipicamente alla maggior parte della deposizione di potenza, essendo il SAR proporzionale al quadrato dell’ampiezza di B1. Questa

tecnica è limitata dalle distorsioni off resonance sul profilo della slice.

Una trattazione più completa degli impulsi VERSE si può trovare in questo articolo:

Variable-Rate Selective Excitation for Rapid MRI Sequences .Brian A. Hargreaves,*

Charles H. Cunningham, Dwight G. Nishimura, and Steven M. Conolly. Magnetic

Resonance in Medicine 52:590 –597 (2004)

Troviamo ancora gli impulsi di RF adiabatici, modulati in frequenza e fase, che permettono di compensare le eventuali disomogeneità di B1 e vengono utilizzati principalmente nelle sequenze SPIR e SPAIR, portando ad una maggiore deposizione di SAR al paziente. Sono impulsi che hanno la necessità di maggiore potenza, per fare in modo di rispettare la condizione adiabatica, secondo la quale l’incremento dell’angolo polare del Beffettivo deve essere lento rispetto alla precessione delle magnetizzazioni.

Quindi, per rispettare questa condizione bisogna utilizzare campi RF intensi, e B1, che per impulsi non adiabatici è di 10-15 micro T, per impulsi adiabatici deve arrivare a 25-30 micro T. In sostanza potenze più elevate e durate più lunghe superiori a 10-15 ms. Nell’impulso adiabatico non vale la relazione che il FA sia proporzionale a B1, ma

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Flip Angle: Il Flip Angle descrive l’angolo di nutazione prodotto dall’impulso di RF. Dipende dall’intervallo di tempo t in cui il campo magnetico B 1 è acceso e dall’intensità della corrente applicata.

θ=2πγB1t

Calcolare il flip angle on resonance per impulsi adiabatici e non adiabatici segue regole diverse. Per impulsi non adiabatici, il SAR è proporzionale al flip angle al quadrato. Quanto maggiore è il flip angle che si vuole ottenere, tanto maggiore sarà la potenza di alimentazione necessaria a produrlo, con tutto ciò che ne consegue relativamente alla potenza dispersa per effetto Joule, che va a costituire il SAR.

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Le sequenze SE utilizzano un impulso di RF a 90° per deflettere la magnetizzazione sul piano trasverso seguito da un impulso di rifocalizzazione degli spin a 180°, e in questo modo generano l’echo . Le FSE utilizzano impulsi di rifocalizzazione multipli a 180° dopo l’impulso a 90°, generando un numero di echi più elevato. Va ricordato che non necessariamente l’impulso di rifocalizzazione deve essere a 180°, perché in ogni caso le magnetizzazioni subiscono una rifocalizzazione anche se non completa; il segnale ottenuto sarà inferiore, ma utilizzare un impulso di rifocalizzazione con flip angle minore di 180°, arrivando anche a 140°, è utile per portare la SAR a livelli inferiori.

Tenendo fissi altri parametri, quali il flip Angle e la larghezza di impulso, Il SAR è direttamente proporzionale alla larghezza di banda RF.

Larghezza di banda di RF (ampiezza dell’impulso): La larghezza di banda Δf, espressa in hertz o kilohertz, è una misura della gamma di frequenze contenuta nell’impulso RF, che associate ad un gradiente di selezione di slice ci daranno lo spessore nominale della slice stessa o slice thickness o FWHM . Quando impostiamo il gradiente di selezione di slice GZ, traduciamo la banda di frequenze in una banda delle posizioni desiderate corrispondente alla porzione da esaminare.

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Con la tecnica VERSE, diminuendo l’ampiezza del gradiente, dove possibile, si ha una proporzionale riduzione della bandwidth RF, pur mantenendo lo spessore nominale dello strato

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Utilizzare impulsi a banda stretta, dove possibile, contribuisce a diminuire la deposizione di potenza RF limitando il SAR.

Numero di impulsi erogati: l’energia utilizzata in una sequenza FSE rispetto ad una SE convenzionale è maggiore, a causa dei multipli impulsi di rifocalizzazione all’interno di ogni singolo TR rispetto ad una sequenza SE. Inoltre, gli impulsi dirifocalizzazione sono associati all’applicazione di gradienti di crushers lungo il gradiente di slice rephasing, per selezionare i segnali desiderati, eliminando tutti i segnali spuri. Queste sequenze portano quindi un’alta deposizione di SAR nei tessuti. Nelle sequenze single shot, che acquisiscono il K spazio in un singolo TR, questo problema è estremizzato. Come precedentemente accennato, per minimizzare il SAR gli impulsi di rifocalizzazione in queste sequenze sono portati fino a 130°, anche se non è l’ottimale per il segnale. Inoltre, impulsi di inversione, pre saturazione spaziale, ecc. depositano energia RF nel paziente portando ad un aumento del SAR, e più impulsi diversificati troviamo in una sequenza, più abbiamo la possibilità di provocare un innalzamento del SAR.

Duty Cycle: è il tempo durante il quale il sistema di gradienti lavora alla massima potenza. Il duty cycle si basa sul tempo totale e include anche la fase di raffreddamento dei gradienti. Rappresenta una misura importante delle prestazioni dei gradienti, e determina la velocità con la quale l’amplificatore è in grado di rispondere alle esigenze di una sequenza di impulsi. Duty cycle del 100%, alla massima ampiezza del gradiente sono tipici anche nelle normali sequenze di imaging. Grandi duty cycle consentono impulsi di gradiente ad elevata ampiezza da utilizzare con brevi ritardi tra gli impulsi. Bassi duty cycle faranno in modo che i TE utilizzati nelle scansioni siano più lunghi, per consentire agli amplificatori di gradiente di tornare ad uno stato operativo standard.

Acquisizioni ripetute, con i TE comunemente utilizzati con i sistemi di gradiente ad alta performance, o le tecniche di soppressione di uso comune utilizzate specialmente nell’imaging muscolo scheletrico, possono aggravare il carico di duty cycle. Va ricordato che gli amplificatori di gradiente e le bobine di gradiente sono soggetti a riscaldamento termico, e in genere ogni uno ha il suo limite di duty cycle. Il superamento di tale limite può chiudere o donneggiare l’amplificatore di potenza, danneggiare i cavi del gradiente o la bobina stessa o causare riscaldamenti inammissibili per il paziente. Il carico di duty cycle può essere ridotto utilizzando un tempo di ripetizione più lungo di quello minimo necessario a coprire un determinato numero di strati, a scapito dei tempi di acquisizione che ovviamente si allungano.

Tempo di ripetizione TR : descritto nell’ambito del Duty Cicle.

Peso del paziente: Il SAR dipende dal peso corporeo del paziente e dal raggio. Il riscaldamento è maggiormente presente alla periferia del corpo rispetto al centro. Nei pazienti obesi l’effetto è maggiormente rilevante.

Conducibilità elettrica dei tessuti: C’è tantissima letteratura a riguardo; segnalo due

indirizzi dove trovare informazioni specifiche, ma ce ne sono moltissimi altri:

http://www.centropiaggio.unipi.it/sites/default/files/course/material/Cap6.pdf

http://roma2.rm.ingv.it/it/tematiche/39/elettromagnetismo_ambientale/40/mecca

nismi_di_interazione_dei_campi_magnetici_con_i_tessuti_biologici

Bobine di trasmissione : Le bobine di trasmissione producono campi magnetici variabili, e l’effetto biologico predominante dell’assorbimento di RF è il potenziale riscaldamento dei tessuti. In MRI la distribuzione spaziale del SAR, non è concentrato nei pressi delle slice selezionate, ma copre l’intera regione sensibile della bobina di trasmissione RF. Come considerazioni di carattere generale, se uno scanner MR è dotato di un secondo trasmettitore RF, la MT può essere deflessa applicando impulsi off-resonance continuativi. LA TECNICA è chiamata ad onda continua (CW). Tecniche di eccitazione in quadratura riducono la SAR perché producono una eccitazione omogenea all’interno del tessuto.

Le bobine a polarizzazione lineare producono un campo magnetico B1 del quale viene usata una sola parte della componente vettoriale propria del campo magnetico trasversale prodotto e la restante parte ( cioè il 50%) viene depositata all’interno dei tessuti aumentando il tasso di SAR prodotto.

La prossima puntata deve ancora essere completata ;) . Appena possibile segue.....


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2 Commenti


Ciao Rosi :) ...

Vorrei riprendere un passaggio del tuo discorso e porre una domanda piuttosto ricorrente. 

"...l’energia utilizzata in una sequenza FSE rispetto ad una SE convenzionale è maggiore, a causa dei multipli impulsi di rifocalizzazione all’interno di ogni singolo TR rispetto ad una sequenza SE. Inoltre, gli impulsi di rifocalizzazione sono associati all’applicazione di gradienti di crushers lungo il gradiente di slice rephasing, per selezionare i segnali desiderati, eliminando tutti i segnali spuri. Queste sequenze portano quindi un’alta deposizione di SAR nei tessuti. Nelle sequenze single shot, che acquisiscono il K spazio in un singolo TR, questo problema è estremizzato. "

Assodato che per riempire un intero pattern di dati servono altrettanti numero di echi, la cui generazione varia a seconda della sequenza utilizzata.

Al che la domanda. Quale tra le sequenze su citate, tra SE TSE e HASTE ha il maggior deposito di SAR? 

Perché a conti fatti, considerata la durata dell'impulso iniziale di 90°, benché di ampiezza inferiore ma di durata superiore, e successiva inversione a 180°, il riempimento di un intero pattern di dati richiede con una normale SE una sommatoria di molta più energia, e di conseguenza molto più SAR depositato, rispetto a qualsiasi altra sequenza. Sbaglio? 

Ti abbraccio. 

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Da quello che riesco a comprendere io studiando le sequenze, sono i ripetuti impulsi a 180 delle FSE che rilasciano una grande quantità di energia che si trasforma poi in SAR, tanto maggiore quanto maggiore è la quantità dei 180 che utilizzi. In pratica il fattore turbo che utilizzi, che in una single shot raggiunge il massimo.  Ti è mai servito portare l'impulso di rifocalizzazione a 160 in una SE pura? A me mai. Mentre è la regola in una single shot, così come l'allungamento del TR se voglio diminuire ancora il SAR. Nelle SE pure, c'è quel tempo morto ( del quale ora mi sfugge il nome, ma lo ritrovo appena ho un minuto di tempo) tra i due TR che va dalla generazione dell'eco al ripristino della MML , durante il quale il calore si dissipa ( ti ricordi che ce lo ha spiegato molto bene anche l'application Toshiba al master?), mentre questo non succede  nello stesso modo se quel tempo viene sfruttato per produrre ulteriori echi. Da questo deduco che la HASTE è quella che genera maggiore SAR rispetto ad una SE. Poi comunque non ho finito di studiare l'argomento e lo riprenderò appena possibile perchè mi interessa molto.

Mi fa molto piacere trovarti qui con noi Corrado. Ti abbraccio anche io. 

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