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sar. Un po' di notizie sul SAR 3 (solo per concludere la ricerca)

rosanna

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Ancora poche parole per concludere questo argomento.

Nei sistemi RM ad altissimo campo (ma non solo), come ad esempio 3 o 7T, le prestazioni delle bobine RF sono essenziali per fornire immagini di buona qualità, con una buona omogeneità di B1 nell’area di imaging, bassa SAR nei tessuti biologici e buon SNR. ). La complessità tecnica degli esperimenti di risonanza magnetica condotti con apparecchiature ad altissimo campo richiede pertanto particolari design delle bobine di trasmissione a RF.
I parametri che caratterizzano una bobina di trasmissione a RF sono:
 l’omogeneità di campo B1;
 L’efficienza di trasmissione.
L’efficienza di trasmissione può essere espressa sia come la grandezza di B1 rispetto all’energia in ingresso alla porta della bobina, sia rispetto al riscaldamento indotto nei tessuti, tramite la radice quadrata del tasso di assorbimento specifico (SAR). Come risaputo B1, in una bobina di volume progettata in modo ottimale, è molto omogeneo a bobina vuota, ma è significativamente influenzato dall’introduzione di oggetti dielettrici con perdita, quali il corpo umano. Sappiamo che le interazioni di natura elettrica che si verificano nei tessuti portano rispettivamente a:
 Riduzione della lunghezza d’onda della RF,
 Attenuazione del campo RF.
Questi fenomeni sono particolarmente rilevanti sugli altissimi campi e meritano una attenzione particolare.
L’attenuazione di un’onda RF si misura dalla profondità di penetrazione , che è la misura di quanto l’onda elettromagnetica può penetrare in un materiale, ed è definita come la profondità alla quale l’intensità dell’onda elettromagnetica all’interno del materiale scende a circa il 37% del suo valore nominale. La profondità di penetrazione diminuisce con la frequenza e con la conducibilità elettrica dei tessuti attraversati; per questo motivo si preferisce utilizzare apparecchiature da 1,5T nell’imaging fetale e in patologie quali l’ascite, dove la presenza di grandi quantità di liquidi conduttivi attenuano il campo RF. Quindi con l’aumento della frequenza si accorcia la lunghezza d’onda e le dimensioni elettriche della testa e del corpo diventano paragonabili a quelle della bobina RF. I campi a RF in questo caso interagiscono più fortemente con i tessuti umani e il comportamento ondulatorio del campo B1 influenza fortemente la sua omogeneità. Le disomogeneità di B1, che si traducono in variazioni del flip angle desiderato all’interno dei tessuti attraversati, causano sull’immagine una distribuzione non uniforme dell’intensità di segnale, e l’omologo campo a RF, anche esso disomogeneo, espone i tessuti biologici ad una deposizione eccessiva di potenza RF generando un riscaldamento locale indotto nocivo per l’essere umano.
I vari approcci per la correzione dell’omogeneità e la gestione del SAR coinvolgono il design delle bobine e la progettazione di appropriate sequenze di impulsi ( es.. VERSE, già citata precedentemente).

Sono molteplici gli studi che hanno dimostrato come bobin phased array in trasmissione opportunamente associate a particolari design degli impulsi RF, riducono le disomogeneità di B1 sia nel cranio che nel body. Si parla in questo caso di trasmissione parallela (pTX) di impulsi di RF, che possono essere utilizzati sia in tecniche 2D che in 3D.
La pTX permette di ridurre, dove necessario, la durata degli impulsi RF e, analogamente alle bobine phase array in ricezione utilizzate nell’imaging parallelo, permette la riduzione dei tempi di acquisizione. Il suo utilizzo, senza i dovuti accorgimenti provoca però una maggiore deposizione di SAR nei tessuti umani, a causa della potenziale sovrapposizione di campi elettrici che si verifica quando si usano molti canali di trasmissione simultanei. Tali sovrapposizioni danno origine a hot spots difficili da controllare, pertanto per il controllo di questo fenomeno la pTX deve essere associata a particolari metodi di acquisizione

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Una bobina phased array in trasmissione, a differenza dei sistemi di trasmissione a canale singolo, è costituita da elementi distinti di trasmissione con profili spaziali unici, che possono modificare l’efficacia di B1, controllando le interferenze dei campi di fase provenienti dall’individuo, attraverso il controllo della fase e dell’ampiezza separata dagli elementi dell’antenna, che viene effettuata regolando la distribuzione di corrente sui singoli canali. Ogni canale è guidato da una fonte indipendente e può essere modulato. In modo quasi arbitrario è possibile adattare l’ampiezza e la fase della magnetizzazione trasversale attraverso la scelta di un opportuno campo di eccitazione (Field of excitation FOX) prodotto da una tecnica Multidimensional spatially selective excitation, ampiamente utilizzata per ottenere i volumi di eccitazione desiderati, che si basa sulla precisione delle forme d’onda di gradiente, non sempre raggiungibile a causa dell’alto slew-rate e ampiezza dell’impulso richiesto. La tecnica è quindi soggetta a vincoli hardware di gradiente e RF.
Ma andiamo per gradi:
Una classica bobina Birdcage, utilizzata sia per la testa che per il corpo intero su sistemi MR operanti a 1,5 T, è progettata come una rete a scala risonante passiva, costituita da sbarre conduttrici parallele dette legs, collegati da due anelli conduttori alle estremità detti end-rings

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L’inserimento di appropriati condensatori negli end rings o nei legs fa in modo di variare la frequenza di risonanza della bobina e a seconda di dove sono posizionati i condensatori. Infatti le birdcage possono essere di tipo passa-basso (condensatori sulle legs figura (a) ) o passa-alto(condensatori sugli end-rings figura (b)). Ci sono anche le birdcage passa-banda in cui i condensatori sono posizionati sia sugli end-rings che sulle legs. Nell’ultimo caso la bobina è munita di due ingressi attraverso i quali è ottenuta la quadratura perché tra i due cavi ci sono 90° di differenza. La corrente in questo modo circola in modo periodico con andamento sinusoidale su ogni ROD variando quindi la frequenza di risonanza. L’uniformità di campo che si ottiene è molto più omogenea rispetto a quella ottenuta ad es.. con le bobine a sella. Le correnti circolano uguali e contrarie sui lati opposti del campione.
L’eccitazione in quadratura così ottenuta produce un’onda RF polarizzata circolarmente che a sua volta produce una omogenea distribuzione di B1 nel campione in esame attraverso interferenze costruttive e distruttive dei campi elettrici provenienti dall’individuo, con un conseguente guadagno di B1, un basso SAR ed un alto SNR. Va ricordato che le prestazioni della bobina di trasmissione dipendono anche dal carico conduttivo del paziente (coil loading); l’interazione del paziente con la bobina RF, provoca infatti spostamenti della frequenza di risonanza e smorzamenti della risonanza della bobina con riduzione del fattore di qualità causata dall’induzione magnetica e dalle perdite dielettriche nel paziente.
Pertanto, questo tipo di prestazione è ottimale per campioni di forma cilindrica collocati all’interno del campo magnetico vicino alla bobina, dove non ci sono cambiamenti di fase dovuti alla propagazione delle onde RF, ma a campi magnetici statici molto alti, pari o superiori a 3T, questa assunzione non è più valida, perché durante il funzionamento ad alta frequenza si verificano significative disomogeneità di B1 e aumenti della deposizione di potenza. Va infatti considerato che in un alto campo magnetico statico l’onda RF incide sul corpo umano interagendo con il tessuto umano dielettrico. Un tessuto biologico è in genere un materiale eterogeneo composto da acqua, molecole organiche dissolte, macromolecole, ioni e materiale insolubile. I vari costituenti sono inoltre organizzati in strutture cellulari e sub cellulari per formare elementi macroscopici, tessuti molli e tessuti duri. Di conseguenza , le proprietà elettriche dei tessuti biologici sono determinate dal comportamento elettrochimico delle cellule, dalla struttura cellulare, e da tutte le componenti cellulari. Infatti dal punto di vista elettromagnetico, in relazione alle frequenze considerate, consideriamo i tessuti biologici come dielettrici capaci di immagazzinare e dissipare energia dei campi in gioco. Di conseguenza l’interazione dei campi RF con i tessuti biologici avverrà principalmente sotto forma di correnti elettriche. Queste correnti indurranno una propria reazione ai campi, interessando sia il campo elettrico che il campo magnetico incidente in fase e ampiezza. Inoltre, per una geometria di sezione ellittica, come quella di un essere umano posto in un campo magnetico polarizzato circolarmente, come quello che si ottiene con una tipica bobina di volume, questi effetti determinano una particolare disomogeneità di B1, e saranno degradati anche gli effetti distruttivi dei campi elettrici provenienti dall’individuo descritti nell’eccitazione in quadratura. Il risultato è che, per alti campi magnetici statici ci sarà una alta deposizione di SAR nel corpo umano dovuta alla presenza di elevati componenti di campo elettrico presenti nello stesso. In generale, su questo tipo di campi la distribuzione di SAR è elevata ed eterogenea a causa delle complesse interazioni dielettriche del campo elettrico con l’anatomia umana, che sarà maggiore a livello dei tessuti con alto contrasto dielettrico, dove si possono verificare i cosiddetti hotspot di SAR. Ad es.. nel bacino, caratterizzato da grandi dimensioni trasversali questo fenomeno è maggiormente rilevante. Tutto ciò limita fortemente l’utilizzo degli alti campi RM, perché i problemi inerenti la sicurezza del paziente conducono all’aumento dei tempi di scansione per l’abbassamento del Duty cicle della RF, la diminuzione dell’efficienza delle tecniche multi slice, e la riduzione del contrasto a causa della necessità di utilizzare flip angle più bassi per limitare la deposizione di RF.
Nell’eccitazione parallela, le sensibilità della bobina di trasmissione localizzate, possono essere utilizzate per un campionamento ridotto del K spazio, che riduce conseguentemente la durata dell’impulso RF. Pertanto le bobine multicanale che trasmettono simultaneamente queste forme d’onda particolari devono essere correttamente progettate allo scopo di :
 Eliminare l’aliasing causato dal sottocampionamento del K spazio per il controllo della qualità dell’immagine;
 Ridurre la SAR nei tessuti entro i limiti dettati dalla normativa vigente, attraverso la riduzione della potenza RF trasmessa.
Il SAR può essere influenzato sia dal modello di eccitazione del K spazio che dalla sua traiettoria di riempimento. Diversi studi riportano la constant-density (CD) spirals e l’ echoplanar imaging (EPI), come metodi adeguati ad ottimizzare congiuntamente l’impulso RF e la traiettoria di riempimento del K spazio, quando si utilizza la pTX. Il metodo parametrizza una traiettoria EPI lungo una dimensione e si alterna tra l’ottimizzazione degli impulsi e la regolarizzazione dei parametri di traiettoria con una lieve perdita di risoluzione spaziale.

Attraverso le bobine phased array in trasmissione, dotate di elementi in cui fase e ampiezza della RF possono essere controllati singolarmente nello spazio e nel tempo, attraverso la modulazione della corrente sui singoli elementi della bobina di trasmissione su basi specifiche per il paziente , si ritiene possibile aumentare l’omogeneità di B1 con una conseguente minore deposizione di SAR nei tessuti umani. Questo metodo viene definito RF shimming statico, e la procedura inizia caratterizzando la sensibilità spaziale di ciascuno dei canali, acquisendo i dati di calibrazione di B1 per ciascun canale. Dopo l’ottimizzazione delle relative ampiezze e differenze di fase tra i canali, può essere eseguito il protocollo di trasmissione a singolo canale convenzionale. Una sua estensione è quella di avere segnali completamente indipendenti trasmessi attraverso ciascun canale, che permette alterazioni dinamiche del campo B1 tra gli impulsi RF e anche durante gli impulsi RF.
Questo metodo può essere utilizzato per una ulteriore omogenizzazione spaziale della distribuzione del flip angle, ma consente anche eccitazioni localizzate spazialmente. L’uso di questi segnali pTX dinamici richiede però molto spesso cambiamenti significativi dei protocolli di scansione tradizionali, quindi la sua attuazione in clinica MR non è sempre così agevole.
Diverso è parlare dello shimming dielettrico, che è un caso particolare di pTX. La distribuzione di B1 desiderata viene generata applicando un set di pesi complessi ai singoli elementi trasmittenti. Il soggetto in esame viene circondato da una distribuzione di materiali dielettrici che perturbano il campo per migliorare la sensibilità della regione selezionata. Un materiale dielettrico comunemente usato è costituito da una sospensione acquosa molto densa di calcio o di bario in polvere titanato, saldata a caldo per formare pad flessibili che circondano la zona di interesse.

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Questi tamponi dielettrici, geometricamente ottimizzati alla parte anatomica in studio, migliorano l’omogeneità di campo e il SNR.

Il meccanismo fisico alla base dello shimming dielettrico può essere spiegato tramite le correnti elettriche che sono indotte nel materiale dielettrico, che possono essere considerate come fonti secondarie, perché generano a loro volta campi elettrici secondari in aggiunta al campo RF primario presente senza il pad dielettrico.

Concepts in Magnetic Resonance Part A (Bridging Education and Research) DOI 10.1002/cmr.a riporta un esempio esplicativo del concetto.

Bobine phased array in ricezione:Le bobine phased array utilizzate in ricezione consentono l’impiego di una ulteriore tecnica di acquisizione che permette di ridurre i tempi di acquisizione, in modo drastico, e non solo. Parliamo dell’utilizzo dell’imaging parallelo che ci permette di ottenere una risoluzione spaziale elevata, tempi di acquisizione limitati o comunque accettabili e riduzione di artefatti da blurring e da suscettività magnetica, che in aggiunta ad una ponderazione corretta nell’esecuzione dell’esame, portano ad un buon risultato diagnostico. Ma per quanto riguarda l’argomento in questione, un altro vantaggio dell’imaging parallelo (ma non di tutte le tecniche di imaging parallelo) in particolar modo nelle sequenze che acquisiscono più echi in un TR come le TSE, riguarda il potenziale di limiti di SAR e l’energia totale deposta, specialmente in intensità di campi magnetici di 3T. Le sequenze TSE richiedono l’applicazione rapida di molti impulsi di RF ad alta potenza, che possono portare ad una alta deposizione di SAR al paziente. Impiegando l’imaging parallelo sono necessari un minor numero di impulsi, perché sono minori le linee di codifica acquisite nel K spazio. L’accelerazione del parallel imaging può essere utilizzata sia per ridurre il tempo totale di acquisizione, sia per incrementare la distanza tra i treni di echo lasciando inalterato il tempo di acquisizione ma in questo caso si avrebbe un aumento del TR. Se l’accelerazione viene utilizzata per aumentare il TR dell’acquisizione TSE, la SAR della sequenza viene ridotta perché vengono utilizzati meno impulsi di RF per unità di tempo (rif 64). Se si mantiene costante il TR e si riduce il tempo di acquisizione con l’imaging parallelo, la SAR dei singoli impulsi si mantiene costante , ma la quantità totale di energia deposta al paziente è ridotta e questo è particolarmente utile nell’imaging cardiaco a 3T.
Volume di tessuto contenuto all’interno della bobina e configurazione anatomica esposta: Tutti gli studi condotti fino ad ora sono stati effettuati su fantocci di forma ellittica che richiamano la conformazione del corpo umano, applicando successivamente le varie tecniche a modelli diversi di conducibilità dielettrica dei pazienti, per stabilire l’impatto delle varie tecniche in studio sull’anatomia eterogenea dei pazienti. Le conclusioni dei vari esperimenti indicano che le dimensioni del corpo rappresentano un importante parametro rispetto all’omogeneità di B1 e alla deposizione di SAR. Una ellisse più grande ha una maggiore disomogeneità di B1 e una deposizione di SAR più elevata ai fianchi dell’ellisse.

Orientamento del corpo rispetto ai vettori del campo magnetico: Per lo stesso motivo di cui sopra, uno dei fattori che limitano il Duty cycle dello scanner è la posizione del paziente rispetto allo scanner stesso. Il rilevamento della esatta posizione permette una migliore regolazione della potenza RF attraverso algoritmi di controllo e conseguentemente permette di migliorare le prestazioni della scansione e la qualità dell’immagine. Gli algoritmi utilizzati devono risolvere generalmente due problemi fondamentali:
 Devono utilizzare modelli di pazienti che simulano i valori di SAR che vengono trasferiti nei tessuti umani;
 Per utilizzare questi modelli e trasferire la simulazione di questi dati ad un paziente effettivamente sottoposto a RM per la stima reale del SAR, devono poter rilevare la posizione del paziente all’interno dello scanner. All’interno di uno scanner cilindrico il paziente può essere posizionato in pochi modi diversi: non può essere posizionato diagonalmente al campo magnetico principale, ne ovviamente trasversalmente, e la rilevazione del posizionamento si riduce effettivamente ad uno strato assiale del paziente rispetto allo scanner. I parametri inseriti dall’operatore: peso, altezza, sesso ed età, servono per allineare correttamente il modello di SAR con il paziente che effettivamente sta eseguendo l’esame. Per questo motivo inserire dati diversi da quelli reali falsa sicuramente la misura effettiva. Usualmente il rilevamento della posizione viene effettuato tramite la telecamera di monitoraggio, e lo scanner stesso che lo ha già integrato nel software.

Concludo qui, Ovviamente se ho commesso qualche errore prego tutti di segnalarmelo. Nessuno è perfetto

Bibliografia:

1)Review of Patient Safety in Time-Varying Gradient Fields
Daniel J. Schaefer,PhD,1* Joe D. Bourland,PhD,2 and John A. Nyenhuis,PhD3

2)Safety of Strong, Static Magnetic Fields John F. Schenck, MD, PhD*

3)Radiofrequency Energy-Induced Heating During MR Procedures: A Review
Frank G. Shellock, PhD*

4)Indicazioni operative dell’Inail per la gestione della sicurezza e della qualità in Risonanza Magnetica

5)Biological effects of RF/ MW radiations on human -Sridhar Pattanaik
Department of Electronics, Berhampur University, Berhampur, India

6)Simultaneous B+1 Homogenization and Specific Absorption Rate Hotspot Suppression Using a Magnetic Resonance
Phased Array Transmit Coil
Cornelis A. T. Van den Berg,1 Bob van den Bergen,1 Jeroen B. Van de Kamer,2 Bas W.
Raaymakers,1 Hugo Kroeze,1 Lambertus W. Bartels,3 and Jan J. W. Lagendijk1

7)Electrodynamic Constraints on Homogeneity and Radiofrequency Power Deposition in Multiple Coil Excitations
Riccardo Lattanzi,1,2 Daniel K. Sodickson,3* Aaron K. Grant,1,4 and Yudong Zhu5

8)EM field distribution and SAR in a Human Head with MRI Coil

9)Patient Position Detection for SAR Optimization in Magnetic Resonance Imaging
Andreas Keil1,3, Christian Wachinger1, Gerhard Brinker2, Stefan Thesen2, and Nassir Navab1

10)RF PULSE DESIGN FOR PARALLEL EXCITATION IN MAGNETIC RESONANCE IMAGING
A Dissertation by YINAN LIU

11)Specific Absorption Rate Studies of the Parallel Transmission ofInner-Volume Excitations at 7 Tesla
Adam C. Zelinski, M.S.1, Leonardo M. Angelone, Ph.D.2, Vivek K Goyal, Ph.D.1, Giorgio
Bonmassar, Ph.D.2, Elfar Adalsteinsson, Ph.D.1,3, and Lawrence L. Wald, Ph.D.2,3

12)Calculation of Radiofrequency Electromagnetic Fields and Their Effects in MRI of Human Subjects
Christopher M. Collins1 and Zhangwei Wang2
1Department of Radiology, The Pennsylvania State University, 500 University Dr., Hershey, PA
17033

13)SAR and Power Implications of Different RF Shimming Strategies in the Pelvis for 7T MRI
Bob van den Bergen, MSc,1* Cornelis A.T. van den Berg, PhD,1
Dennis W.J. Klomp, PhD,2 and Jan J.W. Lagendijk, PhD1

E poi l'immancabile HANDBOOK OF MRI PULSE SEQUENCES. 

 


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