IT201900003097A1

IT201900003097A1 - Apparato e procedimento per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica

Info

Publication number: IT201900003097A1
Application number: IT102019000003097A
Authority: IT
Inventors: Zelio Cerasani; Igor Rigon
Original assignee: Zelio Cerasani; Igor Rigon; Braga Massimo; Penzo Matteo; Jacaroni Giulio; Fenice Med S R L
Priority date: 2019-03-04
Filing date: 2019-03-04
Publication date: 2020-09-04
Also published as: WO2020178766A1

Description

DESCRIZIONE

CAMPO DI APPLICAZIONE

La presente invenzione riguarda un apparato per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica, e un procedimento per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica.

STATO DELLA TECNICA

Come è noto, la creazione di immagini mediante risonanza magnetica (imaging a risonanza magnetica) si fonda sull’utilizzo di un campo magnetico statico (indicato con B0) e campi elettromagnetici a radiofrequenza.

L’oggetto sotto esame, solitamente un paziente, viene immerso nel campo magnetico statico principale ed uniforme B0 cosicché i vettori magnetizzazione dei protoni degli atomi inizino un moto di precessione attorno ad un asse che ha la stessa direzione del campo B0.

La frequenza di precessione viene detta frequenza di Larmor e dipende dalle proprietà fisiche dei nuclei in esame, ed in particolare dal rapporto giromagnetico γ e dall’intensità del campo B0 secondo la relazione:

Eccitando i nuclei con impulsi RF (radiofrequenza) alla frequenza di Larmor, i vari vettori magnetizzazione vengono rifasati e viene variata la loro direzione in modo da far comparire una componente di magnetizzazione nel piano ortogonale alla direzione di B0.

Dopo aver eccitato il sistema a sufficienza, l’impulso a radiofrequenza viene interrotto. Il sistema, sotto l’azione di B0, tenderà a tornare nella condizione di equilibrio, cedendo all’ambiente esterno l’energia accumulata in forma di onda elettromagnetica.

Il segnale di rilassamento viene prelevato con particolari antenne RF chiamate bobine RF (MRI - Magnetic Resonance Imaging – coils).

Il segnale rilevato nel processo di rilassamento viene elaborato e, grazie ad esso, è possibile ottenere dati e creare le immagini mediante il principio fisico della risonanza magnetica nucleare.

Per conferire una collocazione spaziale ai vari segnali ricevuti e quindi per ricostruire le immagini è necessario che il campo magnetico principale B0 venga variato nelle tre direzioni mediante tre gradienti di campo: Gx, Gy e Gz.

Si descriverà ora brevemente un apparato per la creazione di immagini di risonanza magnetica secondo l’arte nota, utilizzato in diagnostica medica.

L’apparato comprende un magnete principale che genera il campo magnetico statico B0, che per applicazioni cliniche assume valori generalmente compresi tra i 0,2 T ed i 4 T.

I magneti utilizzati nei tomografi per risonanza magnetica sono fondamentalmente di tre tipi: magneti permanenti, magneti resistivi, magneti superconduttori. Come descritto in precedenza, per avere un’origine e un orientamento spaziale dei dati ottenuti e quindi per una corretta ricostruzione dell’immagine, è necessario avere a disposizione tre gradienti di campo magnetico nelle tre direzioni spaziali. Questo compito è assolto da bobine di gradiente.

Tra le bobine di campo e quelle di gradiente è generalmente posizionato uno schermo.

Le bobine a radiofrequenza di cui è dotato un sistema di risonanza magnetica possono essere essenzialmente catalogate in due categorie: bobina body, e altre bobine RF dedicate a specifici distretti anatomici.

La bobina body è generalmente alloggiata all’interno del vano che racchiude anche il magnete e le bobine di gradiente.

Questo tipo di bobina è generalmente sia trasmittente che ricevente (T/R) e può essere utilizzata esclusivamente per trasmettere l’impulso a radiofrequenza oppure per trasmettere l’impulso e poi ricevere il segnale di ritorno che proviene dal distretto anatomico in esame.

In particolare, viene utilizzata in modalità esclusivamente trasmittente (T) quando viene impiegata in combinazione con una bobina deputata esclusivamente al prelievo del segnale di risonanza magnetica.

Invece, può essere utilizzata in modalità T/R, ad esempio, quando si esaminano distretti particolarmente voluminosi, come torace o addome.

Come già accennato le bobine RF dedicate sono dei particolari tipi di antenne che vengono applicate direttamente sul paziente e sono studiate e disegnate per ottimizzare il trasferimento ed il prelievo del segnale dal particolare distretto anatomico, queste possono essere esclusivamente di ricezione (R) oppure sia trasmittenti che riceventi (T/R).

Il paziente viene tipicamente adagiato su un lettino che, attraverso un sistema di movimentazione elettromeccanico, consente il corretto posizionamento all’interno del magnete del distretto anatomico da esaminare.

Infine, è presente l’elettronica necessaria alla gestione delle diverse periferiche che compongono il sistema. La parte elettronica può essere di diverso tipo e comprendere componenti di tipo diverso, ad ogni modo, a titolo puramente indicativo, l’elettronica può essere schematizzata come indicato nel seguito.

I campi elettromagnetici delle bobine RF vengono gestiti attraverso un amplificatore RF in grado di generare segnali a radiofrequenza in una banda di frequenza che dipende dal campo statico B0 del sistema. I tre gradienti sono tipicamente gestiti singolarmente da dispositivi chiamati amplificatori di gradiente che a loro volta vengono generalmente alimentati da uno o più alimentatori dedicati.

I segnali prelevati per la formazione dell’immagine, invece, vengono inviati ad un ricostruttore che si occupa della ricostruzione delle immagini. Il ricostruttore è un calcolatore dotato di software e algoritmi dedicati. L’arte nota, seppur ampiamente apprezzata ed utilizzata, non è esente da inconvenienti.

Attualmente le immagini in risonanza magnetica, in ambito clinico, vengono generalmente elaborate dai segnali provenienti dai nuclei di Idrogeno <1>H, anche se è noto che il fenomeno fisico della risonanza magnetica nucleare consentirebbe di ricevere informazioni anche da altre specie come ad esempio <2>H, <15>N, <17>O, <3>He, <13>C, <19>F,

<23>Na, <31>P, <129>Xe.

Come menzionato in precedenza, atomi diversi hanno diversi rapporti giromagnetici γ e quindi, a parità di campo magnetico B0, risuonano a frequenze differenti. Dal momento che risuonano a frequenze diverse, richiedono bobine RF per la trasmissione e la ricezione del segnale specifiche per tali frequenze, ed un’elettronica in grado di gestire tutte queste frequenze.

In alternativa, possono essere predisposte bobine a banda larga in grado di ricevere diverse frequenze, ma questo farebbe peggiorare le prestazioni dell’intero sistema in termini di qualità delle immagini. Inoltre, i costi legati dell’apparato sarebbero sensibilmente maggiori ed anche la complessità del sistema sarebbe di gran lunga superiore a quella dei sistemi attuali.

La presente invenzione vuole superare i limiti degli attuali sistemi di risonanza magnetica nucleare, rendendo possibile il prelievo delle informazioni non solo dagli atomi di idrogeno <1>H, ma anche da altri nuclei, come ad esempio <2>H, <15>N, <17>O, <3>He, <13>C, <19>F, <23>Na,

<31>P, <129>Xe, per poter ottenere immagini, e quindi esami di risonanza magnetica in grado di fornire maggiori informazioni rispetto ai sistemi dell’arte nota.

PRESENTAZIONE DELL'INVENZIONE

È quindi sentita l’esigenza di risolvere gli inconvenienti e limitazioni citati in riferimento all’arte nota.

Pertanto, è sentita l’esigenza di mettere a disposizione un apparato e un procedimento che consenta di eseguire esami in grado di fornire più informazioni rispetto a quelle ottenibili con i sistemi dell’arte nota, in particolare andando ad utilizzare nuclei atomici aggiuntivi.

Tale scopo viene raggiunto con un apparato per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica secondo la rivendicazione 1 e con un procedimento per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica secondo la rivendicazione 10.

DESCRIZIONE DEI DISEGNI

Ulteriori caratteristiche ed i vantaggi della presente invenzione risulteranno maggiormente comprensibili dalla descrizione di seguito riportata di suoi esempi preferiti e non limitativi di realizzazione, in cui: - la figura 1 rappresenta in forma schematica una possibile forma di realizzazione di un apparato secondo la presente invenzione; e

- la figura 2 rappresenta in forma schematica una forma di realizzazione alternativa di un apparato secondo la presente invenzione.

Gli elementi o parti di elementi in comune tra le forme di realizzazione descritte nel seguito saranno indicati con medesimi riferimenti numerici.

DESCRIZIONE DETTAGLIATA

In figura 1 è mostrato in forma schematica un apparato per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica che viene indicato con il riferimento generale 12.

L’apparato 12 nella sua forma essenziale comprende:

- una prima unità 14 adatta a generare un campo magnetico statico B0, comprendente un magnete principale 140;

- una seconda unità 16 adatta a generare tre gradienti di campo magnetico secondo tre direzioni (x, y, z) perpendicolari tra di loro, comprendente bobine di gradiente 160;

- una terza unità 18 adatta a generare e ricevere un campo elettromagnetico di frequenza pari a quella di Larmor, comprendente almeno una bobina a radiofrequenza 180; e

- una unità di controllo 20 collegata alla seconda unità 16 e alla terza unità 18.

L’apparato si caratterizza per il fatto di comprendere una unità ausiliaria 22 comprendente almeno un magnete ausiliario 220, adatta a generare selettivamente un secondo campo magnetico statico B01 tale da modificare il valore del campo magnetico B0 generato dalla prima unità 14 ad un valore B0’.

La seconda unità 16 adatta a generare i gradienti di campo magnetico, può comprendere una unità di gestione dei gradienti 50, comprendente amplificatori di gradiente per ciascuna bobina di gradiente, alimentati da almeno un alimentatore.

L’unità ausiliaria 22, adatta a generare selettivamente un secondo campo magnetico statico B01, può comprendere una unità di alimentazione ausiliaria 40.

In accordo ad una forma di realizzazione, il magnete principale 140 può essere un elettromagnete, un magnete permanente, oppure un magnete a superconduttore. Il magnete principale può essere adatto a generare un campo magnetico statico B0 che, per applicazioni cliniche, è generalmente compreso tra 0,2 T e 4 T. Tuttavia, sono possibili intervalli più ampi, ad esempio fino a 8 T o anche superiori.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, la prima unità 14 può essere collegata all’unità di controllo 20, ad esempio nel caso in cui si tratti di elettromagnete o magnete a superconduttore. In forme di realizzazione alternative, la prima unità può essere predisposta con una unità di controllo indipendente (non mostrata nelle figure allegate).

Come menzionato più sopra, per una corretta ricostruzione dell’immagine, è necessario avere a disposizione tre gradienti di campo magnetico nelle tre direzioni spaziali. Questo compito è assolto dalla seconda unità 16, ed in particolare dalle bobine di gradiente 160.

Tra il magnete principale 140 e le bobine di gradiente può essere posizionato uno schermo 24. Come schematizzato in figura 1, lo schermo può essere collegato a massa.

Le bobine a radiofrequenza 180 di cui è dotato un sistema di risonanza magnetica possono essere di due tipi: bobina body 182, e bobine RF dedicate 184 a specifici distretti anatomici.

A questo proposito, la terza unità 18 può essere predisposta con almeno una unità di alimentazione 60 delle bobine a radiofrequenza 180, adatta ad inviare segnali alla bobina body 182 ed alle bobine RF dedicate 184.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, l’apparato 12 può comprendere una unità elettronica 70 adatta alla ricezione dei segnali da parte della almeno una bobina a radiofrequenza 180, ed eventualmente adatta ad una pre-elaborazione dei segnali.

L’apparato può comprendere inoltre un ricostruttore 80, collegato all’unità elettronica 70 che riceve i segnali elaborati dall’unità elettronica 70 per la presentazione dei dati ricevuti, e l’eventuale ricostruzione dell’immagine di risonanza magnetica.

L’unità elettronica 70 e il ricostruttore 80 non verranno ulteriormente approfonditi in quanto elementi in sé noti al tecnico del ramo.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione, l’apparato 12 può comprendere un lettino su cui viene posizionato il soggetto da sottoporre a risonanza e una unità di controllo di lettino 30. In accordo ad una possibile forma di realizzazione, mostrata nell’esempio di figura 2, l’unità di controllo di lettino 30 può essere collegata all’unità di controllo 20.

L’unità di controllo 20 è adatta a generare i segnali di sistema diretti agli amplificatori di radiofrequenza, ai gradienti e ai ricevitori dei segnali. Oltre a questo, è adatta a generare un segnale di riferimento inviato ad ogni periferica per la sincronizzazione delle differenti attività. Determinata quindi la tipologia di scansione e la base dei tempi, l’unità di controllo 20 è adatta a gestire i segnali inviati coordinando i tempi di ricezione del segnale da parte delle bobine di ricezione.

Questi segnali, in ingresso ai ricevitori, sono quindi sincronizzati dall’unità di controllo 20 e convertiti in immagini e/o grafici che saranno quindi inviati e visualizzati direttamente sulla postazione di comando 26 dell’operatore.

La bobina body 182 può essere alloggiata all’interno del vano che racchiude anche il magnete principale 140 e le bobine di gradiente 160.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione, la bobina body 182 può essere sia trasmittente che ricevente (T/R). Quindi, la bobina body 182 può essere utilizzata esclusivamente per trasmettere l’impulso a radiofrequenza oppure per trasmettere l’impulso e poi ricevere il segnale di ritorno che proviene dal distretto anatomico in esame.

Quando la bobina body 182 è solo trasmittente o viene utilizzata solo per trasmettere, può essere impiegata in combinazione con una bobina RF dedicata 184 deputata esclusivamente al prelievo del segnale di risonanza magnetica.

Invece, può essere utilizzata anche in modalità T/R tipicamente quando si esaminano distretti particolarmente voluminosi, come torace o addome.

Come già accennato le bobine RF dedicate 184 sono dei particolari tipi di sonde che vengono applicate direttamente sul paziente e sono studiate e disegnate per ottimizzare il trasferimento ed il prelievo del segnale dal particolare distretto anatomico.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione, le bobine RF dedicate 184 possono essere esclusivamente di ricezione (R) oppure sia trasmittenti che riceventi (T/R).

Le bobine a radiofrequenza 180 possono avere una banda di trasmissione e di ricezione di qualche MHz (minore è la banda e più selettiva è la bobina) e centrata alla frequenza di Larmor, che dipende dal campo magnetico statico del sistema. Ad esempio, per sistemi da 1,5T, nel caso dell’idrogeno <1>H, questa è pari a circa 63,87 MHz.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, tra le bobine di gradiente 160 e la bobina body 182 può essere predisposto uno schermo 24. In accordo ad una possibile forma di realizzazione, tra il magnete principale 140 e le bobine di gradiente 160 è predisposto l’almeno un magnete ausiliario 220.

In accordo a forme di realizzazione alternative, l’almeno un magnete ausiliario 220 può essere posizionato esternamente rispetto alla bobina body.

L’almeno un magnete ausiliario 220 può essere un elettromagnete oppure un magnete a superconduttore.

Quando l’almeno un magnete ausiliario 220 viene alimentato, genererà un campo magnetico B01 che si sommerà o si sottrarrà a quello principale B0 generato dal magnete principale 140. Quando l’avvolgimento del magnete ausiliario 220 non viene alimentato, il campo magnetico statico sarà pari a quello generato dal magnete principale 140.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione, l’alimentatore del magnete ausiliario può essere adatto ad essere regolato in modo che, in relazione al campo B0 e in base all’atomo che si vuole esaminare ed al tipo di scansione che è stata selezionata dall’operatore, l’alimentatore è adatto a generare un predeterminato valore di corrente elettrica con un determinato verso, per un certo intervallo temporale.

Nella descrizione che precede si è ipotizzato di inserire un solo avvolgimento ausiliario in un sistema a superconduttore e questo è stato posizionato tra il magnete principale 140 e le bobine di gradiente 160. Tuttavia, l’invenzione è applicabile anche a sistemi con altre tipologie di magnete ed altre configurazioni. Inoltre, potrebbero essere richiesti più magneti ausiliari 220, ad esempio due.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, possono essere predisposte schermature aggiuntive, un sistema di compensazione di correnti indotte, ecc, in base a specifiche esigenze, ad esempio per prevenire che nei vari avvolgimenti vengano a crearsi delle correnti spurie in grado di deformare i vari campi e far virare i valori delle varie grandezze fisiche in gioco fuori dai range di valori ottimali. In accordo ad una possibile forma di realizzazione, l’apparato può comprendere un misuratore di campo magnetico (non mostrato) per la misura e la verifica dell’effettivo raggiungimento del campo magnetico desiderato.

L’almeno un magnete ausiliario 220 adatto a generare selettivamente un secondo campo magnetico statico B01 può essere collegato a mezzi di alimentazione che possono essere attivati selettivamente.

L’apparato 12 è quindi adatto ad acquisire dati e a generare immagini mediante risonanza magnetica - imaging di risonanza magnetica nucleare (MRI) – utilizzando il segnale proveniente da molteplici specie atomiche variando il campo magnetico statico e utilizzando sempre le stesse bobine a radiofrequenza 180 utilizzate per la trasmissione e la ricezione dei segnali RF.

Il campo magnetico statico può essere variato mediante l’utilizzo dell’almeno un magnete ausiliario 220 che può generare almeno un campo magnetico B01 che può essere concorde o discorde rispetto al campo magnetico B0 generato dal magnete principale 140.

L’intensità del campo magnetico B01 dipende dalla intensità di corrente che viene fatta scorrere negli avvolgimenti stessi, mentre il verso dipende dal verso delle correnti che vengono fatte scorrere negli avvolgimenti ausiliari.

In questo modo è possibile stabilire intensità e versi prefissati di correnti che devono circolare negli avvolgimenti dei magneti ausiliari 220 per generare, in concomitanza con il campo magnetico statico principale B0, campi magnetici statici risultanti B0’ che consentono di ricevere informazioni da un insieme di atomi che sono di interesse.

I campi magnetici statici risultanti B0’, possono essere anche loro prefissati in relazione al tipo di nucleo da cui si vogliono ricavare informazioni e selezionabili dall’operatore tramite una postazione di comando 26.

Nella tabella che segue vengono illustrati, a solo scopo di esempio, alcuni dei nuclei di maggiore interesse nell’imaging a risonanza magnetica nucleare applicata alla diagnostica per immagini ed i rispettivi rapporti giromagnetici in modulo. Supponendo questi atomi immersi un campo magnetico statico B0 pari ad 1,5 Tesla, secondo la relazione vengono calcolate le relative frequenze di Larmor.

Supponendo le bande di trasmissione e ricezione delle varie bobine RF pari ad 1 MHz, si può facilmente notare come sarebbe necessario un set composto da un numero estremamente elevato di bobine RF per poter analizzare i differenti distretti anatomici, in più sarebbe necessaria un’elettronica in grado di poter gestire frequenze così differenti tra loro. Questo si traduce in costi di acquisto e costi di gestione estremamente elevati, complessità ed ingombro dell’intero sistema estremamente elevati.

In accordo con la presente invenzione, una tabella analoga può essere creata mantenendo pressoché costanti le frequenze di risonanza dei vari nuclei, ad esempio nell’intorno dei 63,87 MHz (potendosi discostare di ± 0,5 MHz supponendo una banda di trasmissione e di ricezione delle varie bobine RF pari a 1MHz e centrata ai 63,87 MHz) e variando il campo magnetico statico in cui i vari nuclei sono immersi.

Con questo sistema è quindi possibile eseguire l’intero esame, analizzando diversi nuclei, senza bisogno di dover movimentare il paziente che quindi non subirà stress ulteriori. La durata dell’esame di conseguenza sarà nettamente inferiore ed è possibile ottenere immagini sovrapponibili e che semplificano nettamente la loro elaborazione.

Il procedimento per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica secondo la presente invenzione comprende le fasi di:

(a) predisposizione di un apparato (12) comprendente: - una prima unità 14 adatta a generare un campo magnetico statico B0, comprendente un magnete principale 140;

- una unità di controllo 20 collegata alla seconda unità 16 e alla terza unità 18;

(b) applicazione di un primo campo magnetico statico B0; (c) acquisizione dei dati provenienti da una prima specie atomica e memorizzazione di tali dati;

(d) applicazione di un secondo campo magnetico statico diverso da detto primo campo magnetico statico attraverso una unità ausiliaria 22 comprendente almeno un magnete ausiliario 220;

(e) acquisizione dei dati provenienti da una seconda specie atomica e memorizzazione di tali dati;

(f) elaborazione di dette acquisizioni per ottenere immagini e/o informazioni mediante risonanza magnetica. In accordo ad una possibile forma di realizzazione, la fase (d) di applicazione di un secondo campo magnetico statico diverso da detto primo campo magnetico statico avviene mediante accensione o spegnimento dell’alimentazione dell’almeno un magnete ausiliario 220.

Il procedimento, secondo la presente invenzione, prevede una prima fase in cui vengono acquisiti i dati provenienti da una prima specie atomica che si vuole analizzare. Questa fase può avvenire in presenza del solo campo magnetico statico B0 generato dal magnete principale 140, oppure con un campo magnetico ottenuto come somma del campo magnetico B0 con il campo magnetico B01 generato dall’almeno un magnete ausiliario 220.

In queste condizioni i protoni precederanno alla prima frequenza di Larmor.

Una volta acquisiti questi dati, vi sarà una seconda fase in cui verranno acquisiti i dati di una seconda specie atomica. Questa fase dipende ovviamente dalla precedente per quanto riguarda la definizione del campo magnetico ed in particolare, può avvenire con un campo magnetico ottenuto come somma del campo magnetico B0 con il campo magnetico B01 generato dall’almeno un magnete ausiliario 220 o in presenza del solo campo magnetico statico B0 generato dal magnete principale 140.

Ad ogni modo, il secondo valore del campo magnetico viene predeterminato in modo da risultare tale da far risuonare i nuclei della seconda specie atomica da esaminare alla stessa frequenza di Larmor della prima specie.

Successivamente vengono acquisiti i dati provenienti dalla seconda specie atomica.

I dati della prima specie e quelli della seconda specie possono quindi essere vantaggiosamente acquisiti utilizzando in trasmissione e ricezione le medesime bobine a radiofrequenza.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione, vengono quindi elaborati i dati della prima specie atomica e della seconda specie atomica e vengono create le relative immagini o grafici.

Quello precedente è solo un esempio di come potrebbe essere svolto un esame e quindi non esaurisce tutte le possibilità di applicazione dell’invenzione.

Ad esempio, il procedimento secondo la presente invenzione potrebbe comprendere una seconda variazione del campo magnetico statico risultante per rendere possibile una terza acquisizione e prelevare i dati relativi ad una terza specie atomica. Il procedimento potrebbe quindi essere ripetuto per acquisire dati anche da altre specie atomiche di interesse.

Inoltre, è possibile fare una prima acquisizione con tutti i magneti attivi (magnete principale 140 e magneti ausiliari 220) per poi andare successivamente a non alimentare i magneti ausiliari 220 per poi infine acquisire dati con il solo campo B0 attivo.

Anche le elaborazioni dei dati e la generazione di immagini o grafici possono avvenire in momenti differenti rispetto a quelli menzionati più sopra.

In particolare, in accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, l’apparato della presente invenzione può essere utilizzato per stabilire la presenza e/o la concentrazione di una o più specie atomiche di interesse.

A questo proposito, l’apparato rimane sostanzialmente lo stesso rispetto a quanto descritto in precedenza, ma l’informazione che viene ricevuta dalla unita di controllo non viene tradotta in una immagine, ma viene resa disponibile in termine di dato relativo alla presenza e/o alla concentrazione.

Quindi, l’apparato può essere utilizzato anche in un procedimento per la scansione diagnostica per rilevare la presenza e/o la concentrazione di determinate specie atomiche di interesse.

Inoltre, fornendo appropriate dosi di energia ai vari nuclei potrebbe essere possibile utilizzare l’apparato della presente invenzione anche in campo terapeutico. Riuscendo a far risuonare solamente determinate specie atomiche è possibile fornire solo ad esse energia in modo selettivo. Se la quantità di energia fornita è tale da provocare un localizzato e consistente innalzamento della temperatura è possibile portare le cellule che si trovano legate agli atomi risonanti alla necrosi.

In accordo ad una possibile forma di realizzazione della presente invenzione, la fase di elaborazione e visualizzazione delle immagini potrebbe essere successiva a ciascuna fase di acquisizione.

Questa seconda modalità di svolgimento dell’esame potrebbe essere preferibile se si vogliono ottenere il prima possibile informazioni riguardanti la prima specie atomica analizzata. Sarebbe ad esempio possibile già da subito iniziare ad indagare sulle informazioni derivanti dalla prima acquisizione mentre l’esame è ancora in corso.

Gli esempi fatti non vogliono essere in alcun modo limitativi nei confronti delle modalità di acquisizione, elaborazione e presentazione dei dati.

Si descriverà ora un esempio pratico di applicazione dei principi della presente invenzione.

Si supponga un sistema con campo magnetico statico B0 da 1,5 T generato con magnete principale 140 a superconduttore.

In questo caso la frequenza di risonanza dell’idrogeno

<1>H è di 63,87 MHz.

Si supponga ora di voler indagare il Fluoro <19>F, che ha un rapporto giromagnetico γ pari a 40,06 MHz/T. Questo significa che per far risuonare il fluoro ad una frequenza di 63,87 MHz si dovrà aumentare il campo fino ad arrivare a circa 1,596 T e dunque l’almeno un magnete ausiliario 220 dovrà generare un campo magnetico di circa 0,096 T concorde con il campo magnetico statico generato dal magnete principale 140.

In questo modo però tutto il resto dell’apparato 12 continuerà a lavorare come se si stesse indagando sull’atomo di idrogeno, quindi non sono necessarie ulteriori modifiche.

Una ulteriore applicazione riguarda l’atomo di fluoro che potrebbe essere utilizzato come liquido di contrasto per l’individuazione, localizzazione e trattamento dei tumori, similmente a come già succede con la PET (Positron Emission Tomography) ma con un liquido di contrasto che non deve essere reso radioattivo. Nell’esame PET infatti viene generalmente usato un liquido di contrasto in cui gli atomi di fluoro sono radioattivi (<18>F) e legati ad una molecola trasportatrice che ne permette l’accumulo nei punti di interesse (generalmente cellule cancerose). Gli atomi di fluoro, radioattivi durante il decadimento, emettono positroni e grazie ad opportuni sistemi è possibile localizzare la posizione dei tumori e studiarne l’attività. La localizzazione però è molto grossolana nella PET e quindi spesso si associa questo tipo di esame ad un esame TAC o di risonanza magnetica che danno maggiori informazioni sull’anatomia. Esistono oggi infatti TAC-PET e PET-RM, che permettono di eseguire i due tipi di esami su stessa apparecchiatura diagnostica. L’implementazione della presente invenzione su risonanza magnetica renderebbe questo tipo di esame altrettanto efficace a quello della PET-RM ma con utilizzo di un liquido di contrasto non radioattivo.

Si potrebbe inoltre eccitare con campi elettromagnetici a frequenze ed energie opportune le molecole legate alle cellule tumorali per passare direttamente al trattamento terapeutico. Ad esempio, è possibile iniettare un liquido di contrasto contenente molecole trasportatrici alle quali sono legati atomi che, grazie alla variazione del campo magnetico statico messa a disposizione dall’apparato della presente invenzione, si possono fare risuonare ad una certa frequenza nota e gestibile dal sistema. Queste molecole trasportatrici sono tali da ancorarsi solamente su alcuni tipi di cellule, ad esempio cellule tumorali. In questo modo, anche gli atomi di interesse si troveranno legati alle cellule da trattare. A questo punto è possibile stimolare gli atomi attraverso segnali di frequenza ed energia opportuna in modo da riscaldare solamente le zone in cui questi si vanno a depositare in quantità significative. Gli impulsi vengono forniti fino a quando il calore localizzato è tale da portare alla necrosi le cellule a cui gli atomi sono legate.

Sono quindi ora evidenti i vantaggi che possono essere conseguiti con l’apparato ed il metodo della presente invenzione.

In particolare, la formazione di immagini non viene effettuata con un campo magnetico statico fisso e mediante l’utilizzo di diverse bobine RF per le diverse frequenze di risonanza o a banda larga, con tutti i problemi che ne conseguono, bensì variando il campo magnetico statico con l’ausilio di uno o più avvolgimenti aggiuntivi ausiliari.

Inoltre, è possibile creare immagini mediante risonanza magnetica multinucleare grazie alla variazione del campo magnetico ottenuta alimentando o meno uno o più avvolgimenti ausiliari in combinazione con quello generante il campo magnetico statico principale B0. In questo modo si fa riferimento ad un’unica frequenza di risonanza che permette di utilizzare bobine tarate ad un’unica frequenza di risonanza.

Con tale applicazione è possibile evitare l’utilizzo di sostanze radioattive molto diffuse in medicina nucleare e quindi rendere alcuni esami innocui per pazienti, operatori e per la comunità.

Grazie a tale invenzione si è quindi messo a disposizione un’apparecchiatura di risonanza magnetica multinucleare. I principi della presente invenzione potrebbero essere altresì applicati ad apparecchiature già esistenti.

Alle forme di realizzazione descritte sopra, la persona esperta potrà, al fine di soddisfare specifiche esigenze, apportare modifiche e o sostituzioni di elementi descritti con elementi equivalenti, senza per questo uscire dall’ambito delle rivendicazioni allegate.

Claims

RIVENDICAZIONI 1. Apparato (12) per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica comprendente: - una prima unità (14) adatta a generare un campo magnetico statico B0, comprendente un magnete principale (140); - una seconda unità (16) adatta a generare tre gradienti di campo magnetico secondo tre direzioni (x, y, z) perpendicolari tra di loro, comprendente bobine di gradiente (160); - una terza unità (18) adatta a generare e ricevere un campo elettromagnetico di frequenza pari a quella di Larmor, comprendente almeno una bobina a radiofrequenza (180); e - una unità di controllo (20) collegata alla seconda unità (16) e alla terza unità (18); detto apparato (12) essendo caratterizzato dal fatto di comprendere una unità ausiliaria (22) comprendente almeno un magnete ausiliario (220), adatta a generare selettivamente un secondo campo magnetico statico B01 tale da modificare il valore del campo magnetico B0 generato dalla prima unità (14) ad un valore B0’.
2. Apparato (12) secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detta prima unità (14) è collegata a detta unità di controllo (20).
3. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-2, caratterizzato dal fatto che il magnete principale (140) è un elettromagnete, un magnete permanente, oppure un magnete a superconduttore.
4. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto che il magnete principale (140) è adatto a generare un campo magnetico statico B0 compreso tra 0,2 T e 4 T.
5. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto che detta almeno una bobina a radiofrequenza (180) comprende una bobina body (182).
6. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-4, caratterizzato dal fatto che detta almeno una bobina a radiofrequenza (180) comprende una bobina body (182) e/oppure almeno una bobina RF dedicata (184) a specifici distretti anatomici.
7. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto che l’almeno un magnete ausiliario (220) è predisposto esternamente alla bobina body (182).
8. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto che l’almeno un magnete ausiliario (220) può essere un elettromagnete oppure un magnete a superconduttore.
9. Apparato (12) secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto che detti magneti ausiliari (220) sono due.
10. Procedimento per l’acquisizione di dati e la creazione di immagini mediante risonanza magnetica comprendente le fasi di: (a) predisposizione di un apparato (12) comprendente: - una prima unità (14) adatta a generare un campo magnetico statico B0, comprendente un magnete principale (140); - una seconda unità (16) adatta a generare tre gradienti di campo magnetico secondo tre direzioni (x, y, z) perpendicolari tra di loro, comprendente bobine di gradiente (160); - una terza unità (18) adatta a generare un campo magnetico di frequenza pari alla frequenza di Larmor, comprendente bobine a radiofrequenza (180); - una unità di controllo (20) collegata alla seconda unità (16) e alla terza unità (18); e - una unità ausiliaria (22) comprendente almeno un magnete ausiliario (220), adatta a generare selettivamente un secondo campo magnetico statico B01 tale da modificare il valore del campo magnetico B0 generato dalla prima unità (14) ad un valore B0’; (b) applicazione di un primo campo magnetico statico; (c) acquisizione dei dati provenienti da una prima specie atomica e memorizzazione di tali dati; (d) applicazione di un secondo campo magnetico statico diverso da detto primo campo magnetico statico; (e) acquisizione dei dati provenienti da una seconda specie atomica e memorizzazione di tali dati; (f) elaborazione di dette acquisizioni per ottenere immagini e/o informazioni mediante risonanza magnetica.
11. Procedimento secondo la rivendicazione 10, caratterizzato dal fatto di comprendere un apparato secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 1-9.
12. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-11, caratterizzato dal fatto che la fase (d) di applicazione di un secondo campo magnetico statico diverso da detto primo campo magnetico statico avviene mediante accensione o spegnimento dell’alimentazione dell’almeno un magnete ausiliario (220).
13. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-12, caratterizzato dal fatto di comprendere una seconda variazione del campo magnetico statico risultante per rendere possibile una terza acquisizione e prelevare i dati relativi ad una terza specie atomica.
14. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-13, caratterizzato dal fatto di comprendere ulteriori variazioni del campo magnetico statico risultante per rendere possibili ulteriori acquisizioni e prelevare i dati relativi ad altre specie atomiche di interesse.
15. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-14, caratterizzato dal fatto che la fase di elaborazione e visualizzazione delle immagini o dei grafici è successiva a ciascuna fase di acquisizione.
16. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-15, caratterizzato dal fatto che detta prima specie atomica è <1>H e la seconda specie è una tra <2>H, <15>N, <17>O, <3>He, <13>C, <19>F, <23>Na, <31>P, <129>Xe.
17. Procedimento secondo una qualsiasi delle rivendicazioni 10-15, caratterizzato dal fatto che detta prima specie atomica è una tra <1>H, <2>H, <15>N, <17>O, <3>He, <13>C, <19>F, <23>Na, <31>P, <129>Xe e la seconda specie è una tra <1>H, <2>H, <15>N, <17>O, <3>He, <13>C, <19>F, <23>Na, <31>P, <129>Xe.