NIR - Torino

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NIR - Torino

TORINO
NIR
16 -19 Novembre 2013
RELAZIONI A INVITO • RELAZIONI LIBERE • POSTER
RELAZIONI A INVITO
Misura dei livelli di esposizione da radiazioni ottiche non coerenti. M. Borra, Monteporzio Catone (Roma)
Tecniche di misura di c.e.m. F. Frigerio, Pavia
Sicurezza in RM: confronto fra standard italiani e standard europei.
F. Campanella, Monteporzio Catone (Roma)
Profili di responsabilità in merito alla garanzia di sicurezza RM: esempi di criticità. N. Oberhofer, Bolzano
CQ quantitativi in ecografia. C. Guiot - G. C. Musso, Torino
TORNA ALL'INDICE DEI TOPIC
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RELAZIONI LIBERE
Sviluppo di simulatori dielettrici tessuto-equivalenti per studi dosimetrici su antenne interstiziali per
termoablazione a microonde. V. Lopresto, Roma
Valutazioni preliminari per una campagna di misure di sorgenti di radiazioni ottiche artificiali (ROA)
incoerenti in ambito ospedaliero. C. Cavatorta, Milano
Caratterizzazione delle sorgenti di campo elettromagnetico in ambito ospedaliero: l’esperienza
dell’Azienda Ospedaliero-Universitaria S. Maria della Misericordia di Udine. F. Bonutti, Udine
Il metodo del picco ponderato per la valutazione dell’esposizione occupazionale ai campi di gradiente
emessi dagli apparati di risonanza magnetica. R. Pinto, Roma
Misure di temperature in fantoccio gel su un sistema ad Ultrasuoni Focalizzati ad Alta Intensità (HIFU).
F. Palorini, Milano
Sorgenti sanitarie di NIR: valutazione e gestione dei rischi nella ASL CN1. L. Gentile, Cuneo
Sviluppo di un programma per la valutazione del rischio associato all’utilizzo di apparecchiature laser.
M. Biondi, Siena/Firenze
Proposta per il calcolo di una DNRO ridotta nella valutazione del rischio laser nel range tra 400 nm
e 1400 nm. E. Buono, Terni
Assorbimento e distribuzione energetica nei tessuti di un fascio laser IR: verso una “dosimetria” delle NIR?
E. Belligotti, Roma
Misura del sovraccarico di ferro epatico con Magnetic Iron Detector (MID) di nuova generazione.
B. Gianesin, Genova
Simulazione di un applicatore a microonde per ipertermia superficiale. A. Di Dia, Candiolo (TO)
Il ruolo della fluorescenza nativa del plasma nella diagnosi precoce e nel follow up delle neoplasie
colorettali: risultati di uno studio prospettico. M. Lualdi, Milano
Spettroscopia RM della mammella a 3T: ottimizzazione del protocollo ed esperienza clinica.
G. Meliadò, Verona
Imaging pesato in diffusione nel cervello umano: caratterizzazione del decadimento del segnale nella
materia grigia e bianca. A. Ciarmatori, Modena/Bologna
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POSTER
Esempi di calcolo dell’incertezza nelle misure di campi elettromagnetici in ambito sanitario.
L. Gentile, Cuneo
Effetti della sonoporazione di membrana in vitro in regime subcavitazionale: un contributo verso nuove
strategie di veicolazione di farmaci. C. Giliberti, Roma
Analisi statistica degli effetti fisiologici macroscopici negli esami a risonanza magnetica con
apparecchiature da 1T, 1.5T e 3 Tesla. F. Bonutti, Udine
Diodi laser medicali: valutazione del rischio e garanzia di qualità. W. Sartor, Cuneo
Soluzioni tecniche per ridurre il rischio dei lavoratori esposti a radiazioni laser: l’esperienza della A.S.L.
n.5 - Spezzino. L. Mondini, La Spezia
Stima dell’esposizione degli operatori sanitari al campo magnetico statico in risonanza magnetica.
A. Valentini, Trento
Esposizione alle radiazioni non ionizzanti dovuta ai telefoni cellulari e salute dei bambini.
C. Giliberti, Roma
Gli “Activation Weighted Vectors” (AWV) come aiuto al radiologo nella refertazione delle mappe statistiche
parametriche (SPM) in risonanza magnetica funzionale (fMRI). S. Strocchi, Varese
Trattografia basata su DTI in soggetti sani e pazienti con lesioni cerebrali - Valutazione di diversi strumenti
software. G. Lucconi, Bologna
Misura dei livelli di esposizione da radiazioni ottiche non coerenti
M. Borra1.
(1) INAIL, Monte Porzio Catone
Con il termine Radiazioni Ottiche (RO) si
UVC tra 100 e 280 nm
indica
quella
porzione
dello
spettro radiazioni ultraviolette o UV
UVB tra 280 e 315 nm
elettromagnetico non ionizzante che copre
UVA tra 315 e 400 nm
l’intervallo in lunghezza d’onda da 1
Tra 380 e 780 nm
millimetro a 100 nm; nella tabella accanto radiazioni visibili
IRA tra 780 e 1400 nm
viene riportata l’ulteriore suddivisione dello
spettro ottico, con i relativi intervalli di radiazioni infrarosse o IR
IRB tra 1400 e 3000 nm
definizione, nelle bande: ultravioletto (UV),
IRC tra 3000 e 1 mm
visibile (VIS) e infrarossa (IR).
In questa parte dello spettro elettromagnetico, che come ricordato non è ancora definito come ionizzante, l’energia
della radiazione si sposta da quella tipica dei livelli rotovibrazionali delle molecole (millesimo di elettronvolt eV) a
quella elettronica (alcuni eV); in altri termini, l’energia trasferita dall’onda elettromagnetica alla materia, dà luogo
ad effetti termici, prevalenti nel caso di radiazione nell’IR e principalmente a effetti fotochimici nel caso di
radiazione UV.
Evidentemente l’effetto dell’esposizione umana alla RO sarà fortemente dipendente dalla composizione spettrale
della radiazione incidente che determinerà, in funzione della tipologia dei tessuti esposti, il manifestarsi di una
determinata tipologia di danno che potrà essere acuto, laddove l’energia rilasciata al tessuto (dose) superi la soglia
di danno, oppure a lungo termine, quando l’esposizione (o dose), seppur insufficiente a determinare un effetto
acuto, è protratta nel tempo. Tale condizione viene riconosciuta in particolar modo alla radiazione UV in
conseguenza dei suoi potenziali effetti fotochimici, in analogia con quanto avviene con le radiazioni ionizzanti.
Poiché la capacità di penetrazione delle RO nei tessuti biologici è essenzialmente limitata (ad eccezione della
radiazione IRA e IRB che raggiunge anche gli strati sottocutanei) al primo millimetro di tessuto epidermico, gli
organi a rischio (i cosidetti organi bersaglio), nel caso di una eccessiva esposizione alla RO da parte di un essere
vivente, sono la pelle e gli occhi.
Per la pelle i possibili effetti
coinvolgono
gli
strati
sottocutanei, dove si trovano
vasi sanguigni, terminazioni
nervose, ghiandole e strutture
cellulari attive. Se il massimo
della profondità di penetrazione
della radiazione viene raggiunto
nell’IRA,
dove
l’effetto
dell’interazione che induce il
danno è essenzialmente di tipo
termico (ustione), gli effetti più
pericolosi per la salute della
pelle, soprattutto nel lungo
periodo, si trovano spostandosi
nella regione spettrale dell’UV. L’esposizione agli UV produce, come primo effetto acuto (effetto deterministico),
l’eritema, che si manifesta come un arrossamento della pelle e che dipende fortemente dal fototipo cutaneo; la sua
comparsa rappresenta il primo segnale di un’esposizione che darà origine alla risposta fisiologica di difesa a questo
agente fisico nota come abbronzatura.
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Ma gli UV non sono solo eritemigeni ed abbronzanti; fin dal 1992 la IARC (International Agency for Research on
Cancer) aveva classificato le componenti UVA, UVB ed UVC artificiali, considerate separatamente, come
“probabili cancerogeni per l’uomo” e come tali le ha inserite nel Gruppo 2A, il gruppo delle sostanze, agenti o
misture per cui è accertata la cancerogenicità su animali e vi è evidenza epidemiologica di cancerogenicità
sull’uomo.
Nel 2009 la IARC1 definisce esplicitamente cangerogeni per l’uomo (Gruppo 1) la radiazione solare, la radiazione
ultravioletta (100 nm – 400 nm) nel suo insieme, le singole bande ultraviolette UVC, UVB e UVA e l’uso di
apparecchi UV per l’abbronzatura artificiale. Risulta pertanto evidente la necessità di normare l’uso di sorgenti e
apparecchiature che emettano radiazione ottica, soprattutto ultravioletta, per garantire la tutela e la salute di
chiunque sia esposto a livelli elevati o indebiti di radiazione.
A seguito di esposizione acuta o cronica a radiazione UV si possono dunque manifestare: eritema,
fotoinvecchiamento della pelle, reazioni fotoallergiche e fototossiche, immunosoppresione fotoindotta e, come
danno più grave, la fotocancerogenesi2.
L’altro organo a rischio, per gli effetti dovuti all’esposizione a radiazione ottica, è l’occhio.
L’occhio non ha nulla, oltre la palpebra e l’iride, che possa attenuare la radiazione incidente e proprio per la sua
funzione fisiologica, è trasparente alla componente visibile e a quella del vicino infrarosso. Questa sua
caratteristica, a cui si aggiunge una ridotta capacità di termoregolazione se non per semplice conduzione, espone
parti di esso, come il cristallino, la cornea e la retina al possibile danno termico dovuto a elevati flussi di radiazione
incidente. Inoltre, l’IR-A incide sulla retina senza alcun intervento da parte dell’iride che ha la funzione di
diaframma (nell’IR-B e oltre il cristallino diventa opaco alla radiazione); sorgenti molto intense nell’IR ma
scarsamente nel visibile (come un corpo incandescente o comunque molto caldo), possono dunque provocare un
“abbagliamento IR” non percepito come stimolo visivo ed originare danni termici alla retina3.
Anche il cristallino stesso, per l’eccessivo carico termico dovuto alla radiazione IR che lo attraversa e a causa della
sua “adiabaticità” (ovvero l’impossibilità di scambiare rapidamente il calore con i tessuti circostanti), si può
surriscaldare; il risultato finale, esempio di effetto a lungo termine di tipo termico, è la sua opacizzazione e lo
sviluppo di una cataratta di origine termica.
Ma il danno retinico (termico e fotochimico) può essere causato anche da una forte esposizione a radiazione
visibile di elevata energia quale soprattutto la cosiddetta luce blu, quella parte dello spettro visibile (tra 400 nm e
480 nm) che si avvicina all’estremo meno energetico degli UVA e di cui sono particolarmente ricche le lampade ad
alogenuri metallici. Molti centri commerciali, grandi magazzini e negozi utilizzano queste sorgenti con disinvoltura
ed estensività al fine di ottenere forti illuminamenti per la valorizzazione dei prodotti; spesso l’eccesso di
illuminazione che raggiunge l’occhio è anche associato all’uso di arredi metallici o comunque molto riflettenti. In
tali situazioni gli operatori addetti possono risultare esposti a valori eccessivi di illuminamento e a forti dosi di luce
blu.
Occhi e pelle sono dunque gli organi bersaglio per l’esposizione a radiazioni ottiche e rispondono diversamente,
come abbiamo accennato, alle diverse componenti spettrali. Per questo motivo è necessario “pesare” con uno
“spettro d’azione” l’irradianza spettrale (la potenza radiante per unità di lunghezza d’onda che raggiunge una
specifica superficie) della sorgente in modo da determinare per ogni intervallo spettrale la sua effettiva “efficacia
biologica”.
La misura dell’esposizione alle RO, da confrontare con i limiti normativi a protezione dell’esposizione
professionale4, richiede l’uso di strumentazione dedicata: Spettroradiometri e/o i Radiometri a larga banda. I primi
sono strumenti in grado di misurare la distribuzione spettrale della potenza radiante (flusso radiante) di una
sorgente in un determinato intervallo spettrale; i secondi forniscono direttamente l’integrale dell’irradianza che
raggiunge il sensore integrata nell’intervallo spettrale predeterminato. Una limitazione, riferibile ad entrambe le
tipologie di strumentazione, è l’impossibilità di disporre di un unico strumento in grado di acquisire tutto lo spettro
dall’UV a tutto l’IR-B (per il confronto diretto con i limiti) fatta eccezione per alcune teste radiometriche utilizzate
per le misure di potenza per la radiazione laser e aventi risposta flat dall’UV a buona parte dell’IRC. Una sonda
avente caratteristiche analoghe a queste è stata infatti utilizzata per effettuare delle misure IR a larga banda e per
determinare5, alcune delle grandezze limite nell’IR.
Gli spettroradiometri oggi disponibili sul mercato per effettuare misure in contesto protezionistico sono portatili, a
singolo grating di diffrazione e con sensori CCD sensibili da circa 200 a circa 1100 nm; alcuni di questi strumenti
prevedono un sistema di termalizzazione del sensore per mezzo di una o più celle Peltier. Questa caratteristica
permette di diminuire drasticamente il rumore termico del sensore dovuto al riscaldamento dello stesso causato
dall’elettronica interna e dalla luce introdotta nello strumento per la misura che, nell’UV soprattutto, è fortemente a
rischio di errore soprattutto in caso di basse irradianze.
Molto interessanti, a propsito, sono i risultati di un lavoro6 pubblicato da alcuni ricercatori francesi dell’INRS
(Institut National de Recherche et de Securite) che hanno confrontato i risultati delle misure effettuate su diverse
sorgenti con spettri molto diversi tra loro utilizzando 2 spettroradiometri (uno a scansione con monocromatore,
l’altro a CCD) e 2 radiometri a larga banda a confronto con un doppio monocromatore a scansione. Dall’indagine si
ricava che nell’infrarosso i risultati forniti dai radiometri a larga banda sono molto accurati, con un errore
dell’ordine dell’8% mentre nell’UV, soprattutto al di sotto dei 300 nm, gli spettro radiometri hanno mostrato i loro
limiti arrivando, in alcune particolari situazioni, ad errori di oltre il 20000%; per contro, nell’UV, i radiometri,
hanno contenuto sempre il loro errore tra l’8% e il 35%.
I pessimi risultati ottenuti dagli spettroradiometri non termalizzati nell’UV (al di sotto dei 250-280 nm) sono
essenzialmente dovuti, nel caso di sorgenti intense, alla stray light (le ridotte dimensioni degli strumenti a CCD
non permettono un’adeguata separazione delle varie componenti spettrali in caso di flussi in ingresso elevati) o,
nel caso di sorgenti molto deboli, al rumore strumentale.
Un’ulteriore complicazione alla misura delle RO si ha nella banda dell’IR in quanto la maggior parte degli spettro
radiometri non acquisiscono le lunghezze d’onda sopra i 1100 nm; questa lunghezza d’onda, ricordiamo,
rappresenta solo una metà dello spettro IRA (che si estende fino a 1400 nm) ovvero della radiazione che raggiunge
la retina. Per effettuare misure fino quasi alla fine della banda IRB (3000 nm) occorrono quindi spettroradiometri
molto più costosi di quelli utilizzabili dall’UV al vicino IR e, pertanto, poco diffusi.
In questo caso, un’alternativa alla misura nell’IR per la verifica dei livelli di esposizione, è rappresentata dalla
possibilità di stimare l’irradianza per mezzo di un calcolo numerico5 che, note le caratteristiche della sorgente
(temperatura, superficie, distanza, etc…), fornisca l’irradianza IR ad una certa distanza presupponendo, per la
sorgente, un’emissione di corpo nero (Planck); evidentemente si tratterà di una valutazione conservativa, visto che
nella realtà, le sorgenti non emettono come dei veri black body.
Anche in questo caso, dunque, come per l’UV, la “misura” dovrà tenere conto dell’errore che, se da un lato si
manifesta sempre come una sovrastima dell’esposizione garantendo quindi il worst case scenario espositivo,
dall’altro non dovrà essere la causa di imposizioni troppo restrittive o di costosi interventi di bonifica in realtà non
necessari.
References:
[1] IARC-Monographs 100D, 2012
[2] ICNIRP Guidelines - Guidelines on limits of exposure to ultravioletoptical radiation of wavelengths between
180 nm and 400 nm (incoherent optical radiation) Health Physics, Vol. 87, No. 2, 2004
[3] ICNIRP Guidelines - Guidelines on limits of exposure to broad-band incoherent optical radiation (0.38 to 3
m) Health Physics, Vol. 73, No. 3, 1997
[4] D.Lgs. n.81/2008 pubblicato sul S.O. 108/L della GU n.101 del 30.4.2008 , Allegato XXXVII, Tab. 1
[5] Sisto R., Frigerio F., Militello A., Borra M., Cottica D., Grignani E. Modelling infrared radiation exposure by
blackbody-likesources, Ann. Occ. Hyg. , 2011, pp.1-9
[6] Barlier-Salsi A., Salsi S., Mesures des rayonnement optiques aux postes de travail: comparaison de différentes
méthodes et matériels de mesure, Radioprotection, Vol. 45, 2010, pp.307-320
Tecniche di misura di campi elettromagnetici
Measurement techniques for electromagnetic fields.
F. Frigerio1, I. Carne1, R. Di Liberto2.
(1) Fondazione Salvatore Maugeri, Pavia (2) Policlinico S. Matteo, Pavia
Purpose: The aim of this study is to show minimum requirements for knowledge, instrumentation and
software tools, to characterize electric, magnetic and electromagnetic fields (EMF) from 0 Hz to 300 GHz.
Measurements in this range are required for the patient protection in Magnetic Resonance, but also for other
medical applications used for diagnosis and therapy and in general for risk assessment in the light of the
recent 2013/35/EU Directive. This document has indeed raised action levels for frequencies below 100 kHz,
providing even a derogation for exposures related to Magnetic Resonance Imaging (MRI); this exception is
admitted, however, under duly justified circumstances and following a risk assessment, not with the aim to
avoid costly measurements.
Methods and materials: Examples of measurements are shown both in medical and industrial environment.
For static field, which is one of the main concern (even if not the only one) in MRI, an accurate mapping of
the field distribution around a scanner is also required in order to compute the electric field induced into the
body due to the motion of the people in gradient fields.
At low frequencies, attention must be paid to all relevant frequency components that are involved in non
sinusoidal wave forms and transient pulses. The signal processing method described in a statement of the
International Commission on Non Ionizing Radiation Protection (ICNIRP) in 2009 [1] and further confirmed
by the last European Directive, is to be applied.
This requires the recording of the analog output of the exposure level meter in a digital storage oscilloscope
and the processing of the signal in the time domain with a numerical filter having a frequency response set
following the applicable action values. This procedure, known as “Weighted Peak method”(WP) can be
applied to the MRI gradient switching , Transcranial Magnetic Stimulation (TMS) and magnetic therapy, in
medical applications, and to arc welding, high power supplies and induction heating in industrial
environment.
It must be pointed out that, according to the ICNIRP guide lines [2] and the derived EU Directive, the effects
of frequencies below 100 kHz are non thermal in nature and linked to the electrical stimulation of tissues.
Accordingly, no time averaging must be applied and in many exposure situations only the first transient
pulse is relevant in the comparison with the action values. Many low frequency field meters are only capable
to give a frequency spectrum with fixed time sampling and windowing, therefore the use of these
instruments must be carefully considered.
In the range between 100 kHz and 10 MHz, both non thermal stimulation effects and heat absorption in
tissues must be considered. Thermal effects are averaged over a six minutes interval. To take into account
the effect of multiple frequencies is simpler than for non thermal effects, as stated in ICNIRP 1998 guide
lines, which are still applicable in this range [3]. For example, the action value for exposure to an electric
field at different frequencies is verified by:
 Ef

∑

f =100 kHz  E AV , f
f = 300 GHz
2

 ≤1


where Ef is electric field strength at the frequency f and EAV,f is the action value at that frequency and the
same is fair for magnetic flux density.
Notice that the action values for electric field strength in the above formula are different from those for non
thermal effects, depending on the frequency, thermal action level can be more or less restrictive than the one
for non thermal effects.
This is of particular relevance in the risk assessment of electrosurgical units: these devices operate in the 300
kHz – 2 MHz range; in coagulation mode they usual deliver short pulses with a number of harmonics, in cut
mode the contribution of the main frequency is higher.
It should be further considered that at low frequencies the electric field in air is strongly reduced by the
presence of grounding objects, therefore only magnetic flux density (B) is of practical concern. Increasing
frequency increases also the intensity of the electric field measured close to objects charged by time varying
potentials even if these are connected to ground.
When compliance with action values for thermal effects is checked, the transients have not great relevance.
Instead, both magnetic and electric components need to be measured since the exposure always occurs in the
near field zone. Several exposure situations are possible depending on the distance between the cutting tool
and the tissue. When the unit is switched on but the cutting sharp electrode is far from the tissue, the electric
component is the main one; instead, when electric arc is established, the magnetic flux density increases
proportionally to the flowing current and the electric component decreases..
The same complications are observed in some physical therapy systems, e.g. Tecar, operating at the same
frequency but with different coupling between electrodes and human body.
Higher frequency thermal therapy systems, operating for example at 2,45 GHz, could produce a scattered
field that requires separate measurements of electric and magnetic component. Nevertheless, in order to
show areas where action values for general public could be exceeded, a wide band electric field
measurement is enough for a first survey in far field.
For survey purposes in fact, the far field approximation applies at distances from the source greater than the
wave length.
Digital wireless, data and voice, communication systems are no more a concern for EMF [4] risk, for other
high frequency sources it should be noted that, as for what is needed for occupational risk assessment, source
data are usually provided by manufacturers. Accordingly, wide band measurements are normally sufficient
in order to verify sources compliance with the specifications.
Results: The action values of the new EU Directive are exceeded during the operation of a 3T MRI scanner,
only in non-staff areas. The same applies to TMS, if the coil is held during stimulation.
In the industrial applications it is possible to reduce workers exposure, above action levels, by staff
education and training,
Conclusion: Both in the industrial and medical area, the new EU Directive allows exposition of healthy
workers in most of their activities.
A risk assessment is still necessary to duly justify exposure conditions when exposure limits for workers can
be exceeded and, in order to protect the bearers of medical implanted devices, identify areas where just the
reference levels for general public are exceeded.
Measurement techniques developed in these years, in order to verify the compliance with the old EU
Directive, are still valid. The new Directive 2013/35/EU requires non binding guides to measurements to be
published within July 2016 thus offering a better standardization of assessment methods.
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DI NIR
References:
[1] International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP). Guidance on determining
compliance of exposure to pulsed and complex non-sinusoidal waveforms below 100 kHz with ICNIRP
guidelines . Health Physics 2003; 84(3):383-387.
[2] International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP). Guidelines for limiting
exposure to time-varying electric and magnetic fields (1 Hz to 100 kHz) Health Physics 2010, 99 (6)
[3] International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP). Guidelines for limiting
exposure to time-varying electric, magnetic and electromagnetic fields (up to 300 GHz) Health Physics 1998,
74 (4)
[4] Coordinamento Tecnico per la sicurezza nei luoghi di lavoro delle Regioni e delle Province autonome ,
marzo 2010 “Decreto Legislativo 81/08 e s.m.i., Titolo VIII, Capo I, II, III, IV e V sulla prevenzione e
protezione dai rischi dovuti ad agenti fisici nei luoghi di lavoro: indicazioni operative
[5] Capstick et al. An investigation into Occupational Exposure to Electromagnetic Fields for Personnel
Working with and around Medical Magnetic Resonance Imaging Equipment (Project VT2007/017),
scaricabile da http://www.itis.ethz.ch/downloads/VT2007017FinalReport.pdf
Sicurezza in RM: confronto fra standard italiani e standard europei
Francesco Campanella - INAIL - Settore Ricerca Certificazione Verifica
1. Scenari di riferimento
Le potenzialità dell’imaging a Risonanza Magnetica, nel campo clinico e della ricerca, hanno determinato,
negli ultimi anni, un incremento significativo del numero di installazioni di apparecchiature RM Total
Body presenti sul territorio nazionale e internazionale. La capacità di fornire informazioni molto precise,
evitando l'irradiazione del soggetto investigato con radiazioni ionizzanti, ha, infatti, reso questa
metodica di indagine diagnostica sempre più interessante. La presenza, all’interno di una Struttura
sanitaria, di apparecchiature diagnostiche a Risonanza Magnetica (RM) comporta, però, l’esistenza di
una serie di rischi, legati alle caratteristiche strutturali e tecnologiche dell’impianto.
In particolare i rischi sono dovuti:
1. alla presenza costante di un campo magnetico statico di intensità elevata;
2. alla presenza costante, nel caso di magneti superconduttori, di fluidi criogeni;
3. alla presenza di un campo elettromagnetico a RF di frequenza dipendente dall’intensità
del campo magnetico statico, attivato nel momento di esecuzione degli esami;
4. alla presenza di gradienti di campo magnetico necessari per la codifica spaziale del
segnale a Risonanza Magnetica, attivati durante le sequenze di acquisizione.
I potenziali scenari di rischio, legati all’utilizzo di apparecchiature RM, riguardano diverse categorie di
persone: i pazienti, i lavoratori che prestano servizio presso il sito RM, gli addetti alle operazioni di
manutenzione ed alle pulizie, i visitatori. La normativa vigente ha l’obiettivo di inquadrare, gestire e
prevenire i rischi ed i problemi che l'uso di tali strumentazioni può comportare, nonché le “regole di
comportamento” da seguire, sia per gli operatori che per la popolazione.
In Italia i riferimenti legislativi fondamentali restano sicuramente i dd.mm. 2/8/1991 e 3/8/1993, i cui
contenuti sono definiti “standard di sicurezza” dalla successiva disposizione di legge rappresentata dal
d.p.r. 8/8/1994. A livello Europeo è invece possibile fare riferimento alle Linee guida Icnirp e alla
norma di buona tecnica CEI EN 60601-2-33, ormai giunta alla terza edizione, con la quale
sostanzialmente si interviene sui parametri dB/dt e Sar, ed inoltre vengono definiti una serie di
requisiti di sicurezza, tecnici, strutturali ed operativi, concernenti l'installazione RM. I limiti di esposizione
ai campi magnetici statici ed ai campi elettromagnetici a radiofrequenza, indicati dalle Linee guida e
dalla Iec, sono in linea con lo sviluppo tecnologico che sta portando verso l’utilizzo di campi
magnetici statici elevati (>7 T). Tale legislazione è, infatti, andata evolvendosi nel corso degli
anni, soprattutto a seguito dell’introduzione e diffusione di apparecchiature RM ad alto campo e
dell’approfondimento, frutto di studi e ricerche, delle condizioni di rischio legate alla presenza di campi
magnetici statici e variabili, e alle radiofrequenze.
Dai dati riportati in tabella 1 risulta evidente come, a differenza dell’Italia, negli altri stati non esistono
riferimenti normativi specifici, ad eccezione dell’Inghilterra e dell’Olanda, nelle quali sono state emanate
Linee guida specifiche per la sicurezza in Risonanza Magnetica. La norma di buona tecnica IEC 60601-2-33
e, a suo corredo, le Linee guida Icnirp rappresentano, quindi, a livello europeo le uniche normative di
riferimento per la gestione in sicurezza di un sito RM e per la protezione dei lavoratori e della
popolazione. Tutti i Paesi, esclusa l’Italia, risultano allineati con tali fonti legittimanti, ed in alcuni di
essi il tessuto normativo “locale” è stato integrato dalle raccomandazioni Efomp (Federazione Europea
delle Organizzazioni di Fisica Medica) sul “ruolo del fisico medico nella gestione in sicurezza della
Risonanza Magnetica”: la Federazione è stata fondata nel 1980 con l’obiettivo di promuovere il ruolo della
fisica medica in tutta Europa, sviluppare Linee guida ed attività di istruzione e formazione,
formulare raccomandazioni sulle responsabilità ed i ruoli dei fisici medici.
Lo scenario
normativo di
riferimento
Europeo è
schematizzato
nella tabella
seguente.
CAMPO DI
APPLICAZIONE
Prescrizioni particolari di
Sicurezza relative agli
apparecchi a Risonanza
Magneticaper diagnostica
medica
NAZIONE
RIFERIMENTO
ANNO
TIPO
GERMANIA
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 2009
2010
Raccomandazione
OLANDA
Using MRI safely
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 1994,98
2008
Raccomandazione
Regole pratiche per operatori
DANIMARCA
Technical report
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 2009
Raccomandazione
Prescrizioni particolari di
Magnetica
Indicazioni per donne in stato
di gravidanza
FINLANDIA
Technical Report
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 2009
FRANCIA
Dossieur Promoteur
pour l’autorisation
de IRM
IEC 60601-2-33
AUSTRIA
Önorms S 1125-1
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 2009
Safety Guidelines for
Magnetic Resonance
Imaing Equpment in
INGHILTERRA
Clinical Use
IEC 60601-2-33
LINEE GUIDA
ICNIRP 1994,98
2010
2010
2011
2009
Linee Guida con
forza di legge
(Radiation Safety
Center)
Norma
Linee Guida con
forza di legge
(Austrian Standards
Institute)
Prescrizioni di Sicurezza per
l’uso
della Risonanza Magnetica a
scopo medico
Prescrizioni autorizzative e di
Magnetica nellav diagnostica
medica
Linee guida sui limiti di
esposizione a Campi
Magnetici statici
2008
Linea Guida
(Medical and
Healthcare products
Regulatory Agency)
Sicurezza in Risonanza
Magnetica
Rules against
radiation hazards
2010
Regolamento
Protezione dalle Radiazioni
UNGHERIA
IRLANDA
REP.
SLOVACCA
NO
NO
NO
NO
NO
NO
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CIPRO
NO
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NO
NORVEGIA
Tabella 1. Scenario normativo europeo
2. Efomp -Federazione Europea delle Organizzazioni di Fisica Medica
I Fisici Medici sono dei professionisti coinvolti nell’applicazione della fisica nel settore sanitario e nella
maggior parte dei paesi svolgono un ruolo fondamentale quali garanti della gestione della sicurezza all’interno
del reparto di Risonanza Magnetica. Una recente indagine sulle raccomandazioni di sicurezza e sui
regolamenti per gli impianti di Risonanza Magnetica, effettuata dalla Federazione Europea delle
Organizzazioni di Fisica Medica (Efomp), ha dimostrato l’esistenza di una grande variabilità tra le procedure
emanate a livello europeo e le varie legislazioni nazionali dei singoli paesi. L’Efomp sottolinea che l'”esperto
di fisica medica” è un termine che si applica solo ai fisici medici adeguatamente esperti, che lavorano in
ospedali o istituti analoghi riconosciuti, in cui la conoscenza e la formazione nel campo della fisica delle
radiazioni permette loro di consigliare o agire su tutti gli aspetti della radioprotezione del paziente. Di
conseguenza gli esperti in fisica medica hanno un ruolo professionale che non può essere svolto da altri
professionisti. L’Efomp identifica le aree in cui il fisico medico deve essere coinvolto, quali: la
dosimetria del paziente, lo sviluppo di tecniche complesse, l’ottimizzazione, la garanzia di qualità ed
i controllo di qualità. Le organizzazioni nazionali devono garantire che i fisici medici siano coinvolti in
tutte questi aspetti. L’Efomp suggerisce un approccio a due livelli per la gestione della sicurezza in
RM, che vengono rispettivamente distinti in un livello di “responsabili” ed uno di “esperti”, ovvero:
 MR Safety Officer;
 MR Safety Expert.
2.1 MR Safety Officer
Il MR Safety Officer è una persona in grado, per competenza e formazione, di gestire la sicurezza
giorno per giorno all’interno del sito di Risonanza Magnetica.
Rientrano tra i suoi compiti principali:
 la valutazione di tutti i rischi presenti in RM;
 il controllo delle misure adottate al fine di garantire la protezione dai rischi per la salute
derivanti dall’uso di attrezzature RM ;
 la verifica del rispetto delle norme di sicurezza adottate nell’ambiente di Risonanza
Magnetica.
2.2 MR Safety Expert
Il MR Safety Expert (Mrse) è una figura che richiede capacità, conoscenze e competenze necessarie
per fornire una consulenza di alto livello per gli aspetti scientifici, amministrativi e di ingegneria, al fine di
garantire un uso sicuro dei dispositivi RM.
In particolare il MRSE si occupa di :
 sviluppare e valutare tutti gli aspetti di sicurezza in RM ;
 sviluppare norme e procedure per la gestione del rischio in RM ;
 fornire consulenze per la scelta delle attrezzature RM;
 fornire consulenze per la progettazione di strutture ricettive per le apparecchiature RM;
 fornire consulenze per le procedure di routine RM per i singoli pazienti e gruppi di
pazienti specifici (inclusa la somministrazione sicura di mezzi di contrasto e la
valutazione dei rischi relativi alla presenza di dispositivi impiantati e tatuaggi).
Le competenze richieste dall’Efomp per svolgere il ruolo di Mrse sono in linea con le raccomandazioni del
Regno Unito (consulente per la sicurezza MR) e dell’Italia (esperto responsabile) dove tale figura è
responsabile della sicurezza del personale e dell’installazione. Tuttavia, attualmente in alcuni Paesi
Europei, come ad esempio la Germania, non esiste una definizione che stabilisca le competenze, le
conoscenze e i requisiti professionali che deve avere un Mrse
3. La singolarità italiana: problema aperto
Non è raro riscontrare che la conformità emessa dalle aziende produttrici relativamente al SAR ed al
dB/dt per le apparecchiature di risonanza magnetica sia riferita alla norma IEC60601-2-33 e non alla
normativa italiana. Talvolta la conformità al D.M 3/8/93 si riscontra solo per il livello di esposizione normale,
mentre per il livello eccezionale di esposizione la conformità viene a volte riferita alla norma IEC60601-2-33.
Può accadere inoltre che il produttore dichiari che qualora dai valori di SAR e dB/dt risultasse l’approssimarsi
ai limiti contenuti nelle normative locali, l’operatore può intervenire sui parametri d’acquisizione, in maniera
da far rimodellare automaticamente la scansione dal software e renderla così conforme anche alla
regolamentazione italiana, demandando all’utente la responsabilità del rispetto della normativa. Tale
approccio è in primo luogo errato in linea di principio in quanto è alla legislazione italiana vigente che il
sistema (in questo caso, un dispositivo medico) dovrebbe automaticamente uniformarsi e non alle norme di
buona tecnica internazionali non ancora recepite in Italia all’interno di specifici disposti di legge. Inoltre esso
risulta piuttosto complesso in quanto non sempre si ha a disposizione il valore di SAR e dB/dt per tutte le
sequenze. Infine poiché i valori massimi di esposizione, di SAR e dB/dt, consentiti a livello eccezionale di
esposizione previsto dalla normativa dal D.M. 3/8/93 risultano essere limiti invalicabili di esposizione in
sicurezza dei pazienti risulterebbe logico che sequenze che permettano il superamento di questi livelli vengano
impedite dalla macchina, come peraltro previsto venga dichiarato nella documentazione di istallazione.La
valutazione della conformità non può di fatto essere demandata all’utente: i valori di SAR forniti
dall’apparecchiatura, nella maggior parte dei casi, non sono infatti mediati sull’intervallo di tempo previsto,
inoltre spesso non è dato alcun valore del dB/dt. La misura o il calcolo di questi parametri è molto complessa
e controversa e richiede strumentazione e mezzi, in genere, non a disposizione dell’Esperto Responsabile.
L’analisi della normativa e delle linee guida rivelano degli elementi contradditori. Infatti mentre in
taluni casi si utilizza l’espressione “in nessun caso” come ad esempio in riferimento al SAR, per quanto
concerne il dB/dt si utilizzano le espressioni “sarà” o “si raccomanda”. Nei documenti da allegare alla
domanda di autorizzazione all’installazione si richiede d’altro canto una duplice e congiunta certificazione:
una, emessa dalla ditta produttrice, attestante il fatto che l’apparecchiatura non sia in grado di superare i limiti
previsti dalla normativa vigente, l’altra, emessa dall’utente, riferita all’impegno di utilizzare l’apparecchiatura
nel rispetto dei limiti di cui sopra.I produttori forniscono certificazioni differenziate accollandosi talvolta la
responsabilità di imporre da installazione dei limiti alla apparecchiatura, talvolta demandando all’utilizzatore
la responsabilità in merito al rispetto della legge. In linea di principio, da un punto di vista giuridico una
norma di buona tecnica non ancora formalmente recepita in un dispositivo di legge nazionale, pur se
maggiormente rispondente agli standard tecnologici attuali, non può essere considerata preminente rispetto,
per esempio, ad un decreto ministeriale, in quanto quest’ultimo si configura come un atto normativo di stato
sovrano. Fermo restando quanto sopra, va anche detto che, in sede di eventuale giudizio di carattere penale o
civile, la vetustà di una norma può essere presa in considerazione dal giudice come elemento di merito per
valutare non così pesantemente l’eventuale gravità per una inottemperanza ai sensi di legge, in ciò per
esempio riconoscendo che, in quel determinato frangente, l’aver seguito le indicazioni di una norma di buona
tecnica internazionale riconosciuta più rispondente ai principi contenuti in una fonte di diritto superiore, quali
ad esempio l’art.32 della costituzione sul diritto alla salute, ha portato più benefici alla collettività rispetto a
quelli che si sarebbero ottenuti seguendo pedissequamente una norma orami vetusta e non più rappresentativa
dello stato dell’arte tecnologico e delle attuali conoscenze scientifiche.
4. Conclusioni
Dall’analisi svolta, emerge la necessità evidente per l’Italia di procedere ad un aggiornamento normativo peraltro già più volte ipotizzato dalle competenti autorità - che tenga conto dell’evoluzione tecnologica e delle
nuove conoscenze di tipo scientifico che caratterizzano, già da diversi anni, il mondo della Risonanza
Magnetica. Le Linee guida Icnirp e la norma di buona tecnica IEC 60601-2-33 nelle sue più aggiornate
edizioni, rappresentano il punto di riferimento per la comunità tecnico-scientifica internazionale dei radiologi
e dei fisici medici interessati alle problematiche di sicurezza in Risonanza Magnetica, che trova in questi
documenti una risposta puntuale ed autorevole ai propri eventuali dubbi. Dal confronto tra i contenuti,
comprensivi dei valori limite di esposizione in termini di campo magnetico statico piuttosto che di campo
elettromagnetico a radiofrequenza o di tasso di assorbimento specifico, indicati in questi documenti, e quelli
prescritti dai decreti emanati dal Ministero della sanità italiano fra il 1991 ed il 1993, appare evidente come la
normativa italiana risulti, da un lato certamente più strutturata, composita ed approfondita, ma dall’altro anche
decisamente più cautelativa di quella europea, così di fatto, seppur definendo un sistema di “standard” molto
dettagliato e prevenzionisticamente valido, sebbene ormai vetusto, condizionando fortemente, unico caso nel
continente, l’applicazione di tale metodica diagnostica. Il rispetto della norma di buona tecnica IEC
60601-2-33, come noto, non comporta automaticamente il rispetto del Decreto ministeriale 8/8/1993, in quanto
diversi sono i limiti di esposizione evidenziati nelle due fonti legittimanti sopra citate, non essendo ancora mai
stata la prima delle due formalmente recepita in un atto normativo italiano. Il controllo delle conformità dei
parametri di SAR e dB/dt alla normativa italiana non può quindi essere considerato banalmente, ma va
verificato con attenzione, dovendo di fatto tenere conto anche della fonte legittimante che i produttori delle
apparecchiature RM utilizzano come riferimento per l’installazione delle medesime all’interno del territorio
italiano, essendo di fatto l’Italia l’unico paese membro dell’UE che presenta una siffatta dicotomia. Una
erronea interpretazione della legge può quindi comportare la diffusione di certificazioni di conformità
palesemente errate, nelle quali i limiti presi in considerazioni sono quelli della norma IEC sopra richiamata e
non già del decreto ministeriale del 1993, che – in linea di principio, e fermo restando l’autonomia in sede di
giudizio delle autorità preposte che potrebbero decidere di considerare preminente la valutazione sul grado di
vetustà di una legge rispetto a quella di un documento di buona tecnica - rappresentano gli unici limiti che
andrebbero presi in considerazione per questo tipo di certificazione. Data purtroppo la complessità dello
scenario rappresentato, è opportuno, che l’Esperto Responsabile e il Medico Responsabile della Sicurezza in
Risonanza Magnetica valutino attentamente le conformità richieste all’atto del collaudo dell’apparecchiatura
ben sapendo che la massima fonte legittimante oggi in vigore al riguardo è rappresentata dal D.M. sopra
richiamato, a meno di valutazioni diverse che, in caso di controversia, un giudice, in base a quanto sancito
dall’art. 32 della Costituzione Italiana, potrebbe sempre fare. Nell’attesa di una auspicabile definitiva
risoluzione del problema, che potrà aversi solo con l’aggiornamento del quadro normativo specifico, ovvero
con l’introduzione di nuovi standard che, fra le altre cose, prevedano il recepimento nella Norma IEC
60601-2-33, il modo più univoco e chiaro per la formalizzazione di questo genere di certificazioni è prendere
atto – da parte di tutte le componenti - della rigorosità ed invalicabilità dei limiti di legge, magari
sottoscrivendo dei protocolli di intesa che possano consentire a tutte le componenti professionali coinvolte un
sufficiente livello di tutela anche rispetto alle iniziative condotte, ai sensi di legge, dagli organi di vigilanza sia
locali e sia nazionali Nonostante e fermo restando quanto sopra rappresentato, è indubbio che la strategia
prevenzionistica e protezionistica ancora oggi in vigore in Italia, a distanza di più di 20 anni dalla sua
formalizzazione all’interno di un atto di legge, si pone per diversi aspetti come modello di riferimento nel
settore di cui trattasi, ulteriormente valorizzato da un sistema di vigilanza e controllo che ha visto una sinergia
molto proficua fra le Aziende sanitarie locali ed un’autorità competente centrale, rappresentata per 19 anni
dall’Ispesl, e che, a partire dal 2010, si configura nell’Istituto nazionale per l’assicurazione contro gli infortuni
sul lavoro (Inail), che dell’Ispesl ha assorbito ruolo, compiti e competenze.
Profili di responsabilità in merito alla garanzia di sicurezza in RM: esempi di criticità
N. Oberhofer1.
(1) Azienda Sanitaria dell’Alto Adige, Bolzano
Punto di partenza per la relazione sono incidenti o quasi incidenti verificatisi in ambito italiano. Partendo dalla
situazione particolare di alcuni eventi avversi, si effettua un’analisi dei profili di responsabilità in merito alla
garanzia di sicurezza in RM.
Per concludere si presenta un’analisi delle cause di eventi avversi, come raccolti dai partecipanti al workshop
“SICUREZZA IN RM NELLA PRATICA CLINICA 2013: LINEE GUIDA E OLTRE” svoltosi a Bolzano il
05.04.2013.
Abbreviazioni adottate: MR (medico responsabile per la sicurezza in RM), ER (esperto responsabile per la
sicurezza in RM), TSRM (tecnico sanitario di radiologia medica)
Evento 1 – sicurezza paziente:
Fatto: paziente donna, 45 anni, in buona salute fisica e mentale, si presenta per “Controllo RM mammella sx”.
• Compilazione questionario anamnesi da procedura: La paziente dichiara la presenza di una protesi mammaria in
seno dx e di avere già fatto un esame RM alla mammella dopo l’intervento senza alcun problema, essendo la
protesi “compatibile” con esami RM.
• TSRM: Prende in consegna il questionario compilato e interroga la paziente in merito alla protesi. Questa
afferma che si tratta della protesi definitiva.
• TSRM verifica su RIS: risulta effettivamente un esame RM mammella a distanza di ca. 1 anno.
• Viene interpellato il medico responsabile dell’esecuzione dell’esame, presente nel sito. Questo valuta il
questionario ed ha un colloquio con la paziente.
• Si decide di procedere, la paziente si toglie gli indumenti personali e indossa il camice da esame.
• Infine viene eseguito un controllo con un dispositivo a barra per la segnalazione di oggetti ferromagnetici tipo
“patient scanner” ad alta sensibilità, montato a parete. Il dispositivo è in visione ed è la prima mattina di
operatività. Il dispositivo segnala la presenza di un oggetto fortemente ferromagnetico.
• Lo screening viene ripetuto varie volte, sempre con lo stesso esito positivo.
• Con il metal detector portatile presente nel sito si localizza l’oggetto ferromagnetico: si trova effettivamente in
zona seno dx.
• Il medico richiede informazioni presso il reparto di ginecologia curante la paziente (nella stessa struttura): non si
tratta della protesi definitiva, bensì di un cosiddetto expander, il quale può restare impiantato anche per molti
anni, non solo per brevi periodi. Questa informazione era sconosciuta al medico, mentre invece era nota la non
idoneità all’esame RM dei dispositivi expander.
• Nel frattempo è stato richiamato da PACS l’esame RM precedente. Risulta la nota “Esame non refertabile causa
esteso artefatto da oggetto ferromagnetico”.
• L’esame richiesto NON viene eseguito.
Analisi: L’esame è stato evitato solo grazie al dispositivo “patient scanner” presente in visione. Nella procedura
normale, in presenza di un questionario compilato da un paziente giovane in apparente stato di buona salute e del
fatto che la paziente risulta aver già eseguito precedentemente un esame RM per lo stesso distretto corporeo, non
vengono fatti ulteriori accertamenti. I tempi ristretti a disposizione non permettono per ogni caso di protesi di
richiamare e consultare gli esiti di esami precedenti già in fase di pre-esame. Si procede direttamente con l’esame. I
precedenti vengono richiamati solo dal medico in fase di refertazione, se da lui ritenuto opportuno. Il sistema PACS
attuale è di vecchia data e non effettua la funzione di “pre-fetching” (ricerca e richiamo di esami precedenti in base
alla worklist) automatico.
Responsabilità per l’anamnesi: In base alla normativa italiana è solo del medico responsabile della prestazione. Dal
lato pratico. il grosso del lavoro viene svolto spesso dai TSRM o da altro personale appositamente istruito (ev.
punto di accoglienza RM).
Responsabilità per la stesura delle procedure: MR e ER
Responsabilità per la verifica della correttezza delle informazioni fornite dal paziente: ???
Evento 2 – sicurezza lavoratore:
Fatto: infermiera di anestesia, 46 anni, con idoneità a lavoro in RM e visita annuale da parte di medico competente
aziendale molto scrupoloso, successivamente effettuato intervento di protesi staffa a orecchio destro con
dispositivo certificato “MR compatible 3T” con rispettivo “Implant pass”.
• Ditta produttrice: dichiara compatibilità della protesi per effettuare esami RM anche fino a 3T
• Medico otorinolaringoiatra che ha effettuato intervento: riassicura paziente che potrà fare anche esami RM
• Infermiera riprende attività senza richiedere una nuova visita di idoneità
• Ca. 5 settimana dopo l’intervento è chiamata a assistere un paziente sotto anestesia durante un esame RM in
apparecchio da 1.5T. Il paziente necessita di assistenza. L’infermiera entra in sala magnete e corre verso
l’apparecchio, mettendo la propria testa quasi dentro il bore.
• STANGGG! L’infermiera percepisce un forte dolore all’orecchio definito come un’“elasticata”.
• Esce immediatamente dalla sala esame.
• Il dolore permane per ca. 1 settimana, di intensità sopportabile senza l’assunzione di antidolorifici.
• Non risulta compromessa la funzione uditiva; non si manifestano altri problemi sensoriali (equilibrio,
malessere,…).
• Comunicazione del fatto al medico competente in occasione della visita successiva per idoneità.
Analisi causa: Una parte della protesi impiantata è costruita in nitinolo, una lega di ca. ugual parti di nichel e
titanio. Questo materiale ha una suscettibilità magnetica χ bassissima, inferiore al titanio puro, e quindi non è
soggetto alle forze di attrazione/dislocazione da parte del campo magnetico disperso diversamente da oggetti
ferromagnetici. Tuttavia, essendo metallo, subisce la legge di Lenz: ogni variazione in flusso magnetico dφ dà
origine ad una forza elettromotrice indotta ε che induce un flusso di cariche e una forza in direzione opposta al
movimento che ha causato la variazione di flusso, secondo ε ∝ - dφ/dt. In vicinanza del gantry il campo magnetico
statico è fortemente disomogeneo, con valori di gradiente di vari T/m. Come mostrato in un breve filmato, la
variazione di flusso magnetico è sufficiente per causare movimenti anche repentini in una protesi di titanio puro
appesa ad un sottile filo e introdotta in un bore a velocità moderata di 50 cm/s. Si presume che nel caso
dell’infermiera la forza di Lenz abbia agito sulla parte metallica della protesi a staffa, provocandone un movimento
minimo, poi amplificato dal sistema di trasmissione dell’orecchio stesso.
Per la protesi specifica in causa, esistono dei test di comportamento in campo magnetico pubblicati, come per molte
altre protesi. In tutti i casi analizzati in letteratura, le condizioni test di avvicinamento al gantry simulano le
condizioni di introduzione nel gantry del paziente per un esame, ovvero introduzione lenta a velocità di ca. 1-2
cm/s. Questa situazione è molto diversa rispetto alla situazione di un operatore in azione in sala RM durante
un’emergenza. Infatti il movimento traslazionale di avvicinamento al bore è molto più veloce (100 cm/s); in
aggiunta la testa effettua dei veloci movimenti di rotazione in verticale e orizzontale. L’operatore è quindi soggetto
ad una variazione temporale di flusso magnetico superiore di molti ordini di grandezza rispetto al paziente.
Le ditte produttrici di protesi spesso forniscono solo una indicazione generica con terminologia obsoleta del tipo
“MR compatible”, al più specificano “MR compatible for patient scanning”. Nel campione di certificazioni da noi
analizzato nessuna ditta metteva in evidenza il fatto che una protesi può essere idonea a effettuare un esame RM
quale paziente, mentre invece rende NON idoneo ad attività in RM un opertore portatore della stessa protesi.
Sarebbe auspicabile una nota informativa in tale senso nel materiale informativo delle ditte produttrici.
Nota: Riguardo alla classificazione di materiale da utilizzare in ambiente RM, le linee guida “ACR Safety Standard
2013” e una nuova norma IEC 62570 (che uscirà con testo identico anche come standard ASTM F2503)
propongono le diciture “MR safe”, “MR unsafe” e “MR conditional” con esplicitazione delle condizioni di validità.
Ogni altra dicitura è da considerarsi obsoleta.
Analisi profili di responsabilità:
Per personale operante in modo non abituale in RM ci sono 2 possibilità:
a) compilazione ad ogni accesso di questionario specifico – procedura idonea per accessi molto saltuari
b) visita medica con attestazione di idoneità ad attività in RM – onere aggiuntivo per azienda
Responsabilità procedure di accesso al sito: MR e ER
Responsabilità sicurezza medica per personale: MR
Responsabilità formazione personale: ER
Responsabilità per informazione incompleta dispositivi: ????
Evento 3 – sicurezza personale:
L’evento riportato costituisce l’incidente di maggior gravità in ambito RM avvenuto in Italia.
Fatto: 15 luglio 2009; Struttura ospedaliera pubblica con nuovo sito RM e TAC adiacenti in fase terminale di
installazione; installazione meccanica apparecchio RM 3T completata in sito ancora cantiere; pratiche preliminari
di sicurezza da parte di EQ effettuate; in attesa di consegna della macchina; attività di formazione personale
programmata per il giorno successivo.
• Il giorno precedente alla formazione l’application specialist (AS) RM effettua un sopralluogo. In sala RM sono
presenti alcuni scatoloni contenenti i molti accessori forniti a corredo dell’apparecchio. L’AS ne verifica i
contenuti spostando i vari oggetti. Ispeziona anche il gantry.
• Mentre è con la testa quasi nel bore avverte un rumore. Volta la testa ma non riesce a scansarsi per evitare
l’oggetto grande in volo verso l’isocentro.
• L’impatto è violentissimo, il tecnico resta imprigionato con il capo tra il gantry e un carrello.
• Un collega presente nel vicino sito TAC, allarmato dal forte rumore, accorre. Vedendo la situazione aziona il
pulsante di quench per liberare il’AS dalla morsa.
• L’AS riporta un trauma e ferite molto gravi alla testa. Un lungo intervento all’estero con ricostruzione
maxillofacciale gli salva la vita e la funzionalità dell’occhio, anche se la vista rimane compromessa.
Analisi causa: La ditta aveva fornito due carrelli, apparentemente uguali, uno per il locale TAC – ferromagnetico,
ed uno per il locale RM – amagnetico. I due carrelli erano stati erroneamente scambiati. Fino a quel momento il
carrello imputato si trovava al bordo della stanza; durante la verifica dei contenuti l’AS aveva probabilmente
spostato il carrello avvicinandolo al gantry. Probabilmente il carrello si è venuto a trovare in una posizione di
equilibrio instabile tra forza di gravità e attrito, che lo tenevano fermo, e forza attrattiva dovuta al gradiente di
campo statico.
Analisi profili di responsabilità: Nelle indagine predisposte dalla magistratura risulta che in fase di pre-consegna
dell’apparecchio l’ER aveva verificato la corrispondenza ai requisiti normativi in base alla vasta documentazione
fornita, facendo principalmente delle verifiche di tipo cartaceo; non vi era stato un sopralluogo specifico per
verificare l’idoneità del sito prima del previsto inizio di formazione del personale.
Problematica: Spesso le apparecchiature vengono installate e consegnate quando il sito RM di per sè non è ancora
ultimato. Dover eseguire lo start-up e le prove di accettazione in un cantiere è purtroppo una realtà frequente.
Responsabilità del sito prima della consegna ufficiale: ditta fornitrice, apposito piano di sicurezza e coordinatore
della sicurezza.
Responsabilità dopo la consegna: ER, MR
Etichettatura: Le già citate linee guida ACR Safety Guidelines suggeriscono di contrassegnare tutti gli oggetti
destinati ad un sito RM con etichette specifiche. In Europa la norma IEC 62570 in fase di approvazione prevede
l’introduzione di un obbligo simile, proponendo i seguenti simboli:
• quadrato verde con scritta bianca “MR safe” oppure quadrato a sfondo bianco con scritta verde;
• cerchio rosso con scritta nera “MR unsafe” barrata;
• triangolo giallo con bordo nero e scritta nera “MR conditional” accompagnata dalle specifiche condizioni
di validità.
Evento 4 – sicurezza personale
Fatto: apparecchio RM nuovo in periodo di garanzia; in occasione di un sopralluogo l’ER nota che il display della
centralina d’ossigeno indica 0.0%; 4 giorni prima era stata effettuata la manutenzione preventiva del sistema di
monitoraggio da parte della ditta specializzata; la ditta, pur avendo notato l’anomalia, ha consegnato all’Ufficio
Tecnico (UT) un verbale di conformità per la parte di sua competenza – sensore e taratura del sensore. Nel periodo
di garanzia la centralina è infatti di competenza della ditta fornitrice dell’apparecchio RM! Contemporaneamente è
parzialmente fuori uso il sistema di condizionamento dell’aria, ovvero funziona in modo limitato il riscaldamento,
ma non la umidificazione – è inverno con temperatura esterna paria a ca. 0°. Non è quindi possibile attivare la
ventilazione d’emergenza con immissione di forti flussi di aria esterna non pretrattata, come consigliato
solitamente in condizioni di malfunzionamento del sistema di rivelazione di ossigeno. Una verifica mostra che il
sistema di rivelazione O2 funziona correttamente e che il problema sta nel display. Per non interrompere l’attività
clinica ma avere una conferma del perdurare del funzionamento del sistema di rivelazione, l’ER dispone dei
controlli frequenti del funzionamento degli allarmi (saturare rivelatore con N2 e verificare allarme). I controlli
vengono affidati con frequenza giornaliera alla ditta specializzata.
• Ditta specializzata nella manutenzione di sistemi di rivelazione ossigeno effettua delle verifiche giornaliere,
mandando sempre due persone; le persone cambiano di giorno in giorno.
• Il 3° giorno arriva il responsabile della manutenzione personalmente, giustificando la sua presenza così:
“Ci siamo accorti che il controllo non veniva eseguito a dovere, veniva premuto solo il pulsante di allarme
sulla centralina e si verficava che partisse il segnale acustico”. Nota: per ogni giorno era stato debitamente
compilato il modulo di test eseguito con successo!
• Il 5° giorno, mentre il “capo” delle due persone incaricate del controllo si trova su una scala vicino alla
torretta, l’”aiutante” entra con una bombola d’azoto (standard, di ferro) in sala RM.
• Viene intercettato da un TSRM che casualmente si trova in sala per sistemare delle bobine: “Scusa, sei
sicuro che quella bombola possa entrare qui?” L’aiutante si ferma quando è già quasi a metà lettino.
• Il “capo” si accorge dell’accaduto e immediatamente urla all’”aiutante”: “Fuori quella bombola!”.
L’aiutante, non capendo il problema, esegue l’ordine frastornato.
• La ditta specializzata viene interdetta dall’accesso a tutti i siti RM dell’Azienda (5 diversi ospedali).
Analisi causa: Viene fatta richiesta alla ditta specializzata di produrre certificati di formazione e idoneità specifica
per attività in RM del proprio personale. Risulta che la ditta ha 4 persone formate e idonee, ma che nessuna di
questa era ricompresa tra il vario personale inviato per il controllo in RM nel periodo critico. L’”aiutante” che ha
introdotto la bombola di ferro in sala magnete risulta con qualifica di autista.
Nota: 5 mesi dopo personale della stessa ditta specializzata, in un sito diverso, si presenta per fare manutenzione
alle prese di gas anestetico all’interno della sala magnete con attrezzi ferromagnetici non idonei all’utilizzo in
ambiente RM, in particolare con una chiave inglese di grandi dimensioni.
Analisi dei profili di responsabilità:
ER e MR: Elenco delle persone autorizzate; nel sito esisteva un elenco ma non comprendeva personale esterno di
ditte specializzate (Ditta RM, ditta manutenzione sonda O2), comprendeva quello delle ditte non specializzate
(pulizia, manutenzione climatizzazione, officina interna)
ER: Formazione personale interno
Personale esterno: esiste il DUVRI
Domande: Chi inserire negli elenchi delle persone autorizzate? Con quale frequenza aggiornarli?
ER: Procedure di accesso al sito
Nella pratica l’onere di verificare l’osservanza delle procedure di accesso e sicurezza è sostenuto principalmente
dai TSRM, essendo quasi sempre presenti nel sito.
Analisi cause eventi avversi
In occasione del workshop “SICUREZZA IN RM NELLA PRATICA CLINICA 2013: LINEE GUIDA E
OLTRE” svoltosi a Bolzano il 05.04.2013 i partecipanti hanno fornito molte testimonianze di eventi avversi
avvenuti in ambiente RM. I due grafici sottostanti mostrano i dati raccolti.
Tipologia eventi
10
7
6
5
4
3
2
1
0
Effetto proiettile
8
6
4
2
0
lucidatrice
bombole
ossigeno
Causa eventi
Frequenza
Frequenza
12
altro
Quench
volontario
Problemi
paziente
Personale
pulizie
Personale
anestesia
Personale
RM
Personale Personale
est.
esterno
Specializzato
RM
Altro
Le 3 considerazioni principali sono
1. Tipologia di evento: La stragrande maggioranze degli episodi riportati riguarda l’effetto proiettile
2. Causa: E’ quasi sempre imputabile ad errore umano, principalmente di personale delle pulizie, personale
RM e personale anestesia. In 2 casi l’errore è stato commesso da personale specializzato in attività in RM.
3. Rimedio suggerito: In tutti i casi eccetto 2 si ritiene che la formazione avrebbe potuto evitare il problema.
Questo conferma, anche se con un casistica alquanto ridotta ed assolutamente non rappresentativa, quanto emerso
da altri studi: L’analisi della causa di tutti gli incidenti in RM avvenuti durante 2 anni negli USA ha mostrato che
oltre il 98% era dovuto ad errore umano ed avrebbe potuto essere evitato. La FORMAZIONE è il punto cardine su
cui lavorare per ridurre il rischio in RM.
Normativa di riferimento:
[1] Decreto Ministeriale 2 agosto 1991 “Autorizzazione alla installazione ed uso di apparecchiature diagnostiche a
risonanza magnetica”, Suppl. ord. G.U. n.194 del 20 agosto 1991
[2] Decreto Ministeriale 3 agosto 1993 “Aggiornamento di alcune norme concernenti l’autorizzazione
all’installazione ed uso di apparecchiature a risonanza magnetica”, G.U. n.187 dell’11 agosto 1993
[3] Decreto del Presidente della Repubblica 8 agosto 1994 “Regolamento recante norme per la
semplificazione del procedimento di autorizzazione all’uso diagnostico di apparecchiature a risonanza
magnetica nucleare sul territorio nazionale”, G.U. n.219 del 19 settembre 1994
[4] F. Campanella, M. Mattozzi, E. Marchetti, A. S. Panebianco, C. Petrucci, G. Spagnoli: “Procedure autorizzative
e gestionali relative all’installazione e all’uso di apparecchiature diagnostiche a risonanza magnetica –
indicazioni operative”. Supplemento di Fogli d’Informazione ISPESL, n. 2, 2005
[5] Decreto Legislativo 9 aprile 2008 , n. 81, Gazzetta ufficiale n° 101 del 20 aprile 2008.
[6] IEC 62570, “Magnetic resonance equipment for medical imaging – Instructions for marking items within the
controlled acess area”, Draft 2012
CQ quantitativi in ecografia
Musso GC1, Guiot C2.
(1) A.O. Città della Salute, Torino (2) University of Torino
CQ ecografico: perchè?
Data la diffusione delle apparecchiature ecografiche nella diagnostica a tutte le scale di risoluzione, le esigenze di
maggior economicità nella gestione della strumentazione clinica , la sempre crescente insofferenza del paziente e
del cittadino verso le inefficienze e gli errori diagnostici, i percorsi di Controllo di Qualità (CQ) tornano ad essere
di attualità.
La necessità di disporre di controlli di qualità nasce dal fatto che l’ecografo, con il passare del tempo, tende al
deterioramento delle componenti elettroniche e di rivestimento, provocando un graduale degrado della qualità
dell’immagine, che essendo lento e progressivo non è generalmente percepito da un operatore impegnato a lavorare
quotidianamente con la stessa apparecchiatura, e necessita quindi di strumenti tecnici di valutazione, che forniscano
parametri oggettivi e riproducibilità di misurazione.
In base a queste considerazioni, dopo la verifica della macchina già a livello di collaudo e accettazione, insieme ai
tecnici della ditta costruttrice in base ai requisiti previsti dal capitolato di fornitura, è opportuno fare seguire una
serie di prove definite di “costanza” o “di stato”, che si basano sull’analisi di una serie di parametri tecnici oggetto
di controllo di qualità, la cui valutazione deve essere rapportata ai valori iniziali ottenuti nella prova.
Attualmente, in Italia, nonostante l’emanazione della Circolare LR-154 del 25/02/1999 da parte
dell’ISPESL/Ministero della Sanità, in cui si fa presente che ‘‘…in merito alla necessità di controllare gli
apparecchi ecografici utilizzati per scopi medici-diagnostici….– debbano essere sottoposte a controlli periodici da
parte di un Esperto con adeguato curriculum professionale’, gli ospedali che hanno ottemperato sono ancora un
numero esiguo.
Come spesso accade, le tematiche relative ai controlli di qualità in ecografia sono sorte negli Stati Uniti, già nella
prima metà degli anni ‘70 del Novecento ( P L Carson et al, AIUM (American Institute of Ultrasound in Medicine
e nel 1998 dall’AAPM, l’American Association of Physicists in Medicine) e in Francia alla fine degli anni ’90
(M VaIlbe, A Donadey). La problematica è stata recepita in Italia nel 2004 dal documento della SIRM (Società
Italiana di Radiologia Medica), che fa il punto sulle procedure cui sottoporre le apparecchiature ecografiche.
Ulteriori aggiornamenti in materia si sono avuti nel 2005 dal Royal College of Radiologists inglese con il
documento ‘Standards for Ultrasound Equipment’ e nel 2008 da parte dell’AIUM, con il documento ‘Routine
Quality Assurance for Diagnostic Ultrasound Equipment’).
CQ ecografico: chi?
L’ attore ‘naturale’ si individua nei servizi di Fisica Sanitaria, che però soltanto raramente (Osp. Di Circolo di
Varese, Osp. Regionale di Aosta , per citare alcuni esempi) dispone delle risorse umane e tecnologiche necessarie
per affrontare il costo di una procedura accurata di valutazione periodica delle apparecchiature. Anche in questo
caso occorre allora, come si dice, ‘fare sinergia’. Per cercare di ovviare a queste difficoltà il nostro gruppo di lavoro
ha cercato di mettere a punto una metodica che suddivide i controlli in I e II livello ( vedi flow-chart fig. 1) .
Poiché le problematiche relative alla qualità dell’immagine derivano principalmente (ma non esclusivamente) dal
progressivo deterioramento delle parti meccaniche ed elettroniche delle sonde, che è favorito da una cattiva
manutenzione e dalla formazione di ‘microlesioni’ attraverso le quali il gel e la polvere raggiungono e deteriorano
le connessioni elettroniche, la premessa ad un programma di CQ è quindi legata all’ attenta osservazione delle
sonde, delle connessioni e dell’elettronica di input-output e alla valutazione di funzionalità degli elementi
piezoelettrici. Tutta questa attività può essere ricompresa nei cd CQ di I livello, cioè in una procedura rapida,
consistente nell’osservazione guidata attraverso una check-list e da alcune semplici valutazioni oggettive (test della
moneta o Nickel) ,eseguita da professionisti sanitari operanti nelle strutture ambulatoriali e adeguatamente formati
con corsi ECM.
Tali controlli di I livello, più estesi e frequenti possibili, consentono buoni livelli di efficienza della strumentazione
e una prima ‘scrematura’, con la segnalazione di eventuali malfunzionamenti e criticità alla U.O di fisica Sanitaria.
I controlli di II livello, focalizzati soltanto sulla strumentazione ‘a rischio’, sono invece eseguiti da professionisti
‘fisici’ sulla base di criteri il più possibile oggettivi e generalizzabili a strumentazioni differenti.
CQ ecografico: come?
Il fantoccio ideale per questi usi deve essere costituito da un materiale tessuto equivalente, con proprietà di
velocità del suono=1540±10m/s a 22°C, coefficiente di attenuazione=0.5-0.7 dB/cm/MHz ed ecogenicità simile a
quella del parenchima del fegato. Nel nostro caso è stato utilizzato il fantoccio della CIRS modello 040GSE dotato
di targets in nylon con diametri che variano da 0,1 mm a 0,08 mm. . La superficie del fantoccio è suddivisa in due
sezioni rispettivamente con attenuazione 0,5 e 0,7 dB/cm. Il settaggio degli ecografi, la registrazione delle
immagini, la selezione delle ROI e la valutazione dei parametri di CQ sono stati eseguiti basandosi sull’ uso del
SW gratuito QA4US messo a punto dalla Radbound University Nijmegen medical Center , Clinical Physics Lab (
www.qa4us.eu). La procedura è stata parzialmente modificata in quanto il phantom da noi utilizzato non possiede
un inserto inclinato a 45° essendo un multipurpose phantom e non uno slice thickness phantom. Il software QA4US
privilegia il possesso di entrambi i phantom, tuttavia indica il metodo per valutare l’elevation focus disponendo
solo di un multipurpose. La determinazione dell’elevation focus è prioritaria rispetto agli altri test previsti dal
software QA4US poiché le migliori performance dell’ecografo si ottengono facendo coincidere la profondità
dell’azimuth focus con quella dell’elevation focus.
La procedura consiste essenzialmente nell’analisi automatizzata di una serie di immagini (ROI) acquisite sulle
macchine secondo precise indicazioni, che consentono di lavorare in configurazioni molto aspecifiche. In
particolare, la riproducibilità della valutazione della risoluzione di contrasto con il metodo basato sulla distanza di
Mahalanobis richiede che vengano acquisite una molteplicità di immagini, descrivendo una sorta di ‘margherita’
intorno agli inserti rispettivamente + 3dB e -3 dB.
Più precisamente si utilizzano 5 immagini con inserti iper ecogeni (+3dB, +6dB, +15dB) e 5 immagini con inserti
ipo ecogeni (- 3dB,- 6dB.- 9dB). Accanto a ciascun inserto a + 3 dB e -3dB si colloca, variando la posizione ad
ogni immagine, una ROI che rappresenta il segnale di fondo. In totale quindi si acquisiscono 5 valori a + 3 dB,
5 valori a -3 dB e 10 valori del segnale di fondo. La distanza di Mahalanobis rappresenta il rapporto segnalerumore relativamente ai due inserti a più bassa ecogenicità, ma il grafico che ne deriva permette di valutare il
rapporto segnale rumore, e quindi la risoluzione di contrasto, anche per tutti gli altri inserti con diverso grado di
ecogenicità .
I ‘magnifici sette’
Sulla base di tali immagini è possibile innanzitutto definire la LUT (Look.Up Table), che consente di capire quanto
ciascuna sonda connessa ad un definito apparecchio sia in grado di dettagliare i livelli di grigio dell’immagine
ecografica. Questa informazione di per sé riveste grande interesse, perché permette di comprendere se l’ecografo è
adatto per la diagnostica avanzata di specifici distretti oppure se sia più utilmente utilizzabile come apparecchiature
multipourpose. La successiva valutazione dell’elevation focus consente poi di effettuare le valutazioni parametriche
nel punto di migliore performance della sonda.
Al termine dello studio, è possibile elaborare un report ‘ridotto’, basato su un numero limitato di indici, che sembra
capace di associare a ciascuno di questi indici un numero e fornisce dunque la possibilità di individuare dei ranges
di accettabilità, o addirittura una sorta di ‘analisi comparativa’, per classificare gli strumenti evidenziando la loro
maggiore o minore predisposizione ad usi di diagnostica avanzata. Tale studio completa studi similari, già condotti
da altri colleghi (cfr [7]).
I parametri che vengono così valutati sono indicati in Tabella 1:
parametro
Risoluzione di contrasto (MD a 3 dB)
Profondità
Zona morta
Risoluzione spaziale assiale (media + SD)
Risoluzione spaziale laterale (media + SD)
Uniformità assiale
Uniformità laterale
Il prospetto precedente, allegato alla scheda di ciascuna sonda e inserito nel database delle apparecchiature,
costituisce una informazione utile sia per l’operatore, che conosce le limitazioni dello strumento diagnostico, sia
per l’utilizzo ottimale delle apparecchiature in ambito di struttura ospedaliera. In base alla frequenza con cui sarà
possibile effettuare tale monitoraggio sarà disponibile uno strumento di accurata valutazione di costanza o stato
delle sonde e di valutazione obiettiva della performance ecografica, utile anche nelle fasi di acquisizione e di
dismissione delle apparecchiature.
References:
[1] Ministero della Salute, Direzione Generale del Sistema Informativo - Ufficio di Direzione Statistica, Attività
Gestionali ed Economiche delle A.S.L. e Aziende Ospedaliere. Annuario Statistico del Servizio Sanitario
Nazionale Anno 2006, giugno 2008.
[2] IEC Technical, Report n°1390. Real time pulse echo system: test procedure to determine performance
specifications. (1996-1997)1st Ed..
[3] Goodsitt A, Carson PL et al, Real time B-mode ultrasound quality control test procedures: report of AAPM task
group n°1. Med Phys (1998)25: 1385.
[4] Thijssen J.M. et al, Performance testing of medical echo-Doppler equipment, European Journal of Ultrasound
(2002), 15: 151-164.
[5] Thijssen J.M. et al, Objective performance testing and quality assurance of medical ultrasound equipment,
Ultrasound in Medicine & Biology (2007), 33: 460-471.
[6] AIUM, Routine Quality Assurance for Diagnostic Ultrasound Equipment, 2008.
[7] Novario, R; Nicolini, G; Tanzi, F; et al. Quality control in sonography: Possibility of defining
acceptability criteria PHYSICA MEDICA (2004), 20, 3: 91-98.
[8] S. Balbis, C. Musacchio, C. Guiot, R. Spagnolo. US quality control in Italy: present and future.
AdvancedMetrologyforUltrasoundinMedicine(AMUM2010) IOP Publishing, Journal of Physics:ConferenceSeries 279
(2011) 012005doi:10.1088/1742-6596/279/1/
[9] Balbis S, Meloni T, Tofani S, Zenone F, Nucera D, Guiot C. Criteria and scheduling of quality control of b-mode
and doppler ultrasonography equipment.J Clin Ultrasound. (2012);40(3):167-73.
Sviluppo di simulatori dielettrici tessuto-equivalenti per studi dosimetrici su antenne interstiziali per
termoablazione a microonde
Design of tissue-equivalent dielectric simulators for dosimetric studies on interstitial antennas for
microwave thermal ablation
V. Lopresto(1), R. Pinto(1), M. Cavagnaro(2)
(1)
UT BIORAD, ENEA, Roma, (2)DIET, Università degli Studi di Roma La Sapienza, Roma
Abstract: Thermal ablation therapies, based on electromagnetic field sources at microwave (MW)
frequencies, are increasingly used in medicine due to their proven efficacy in the treatment of many diseases
(stenosis, tumours, etc.). Such techniques need standardized procedures for treatment optimisation. In this
study, tissue-equivalent dielectric simulators (phantoms) of liver and kidney tissue were designed and
realised to experimentally characterise interstitial MW antennas in reference conditions.
Introduction
Microwave thermal ablation is a minimally invasive therapeutic technique, alternative to surgical resection,
used to remove un-healthy tissue by way of a very high and localized temperature increase (60 °C or greater)
induced by the absorption of electromagnetic (EM) energy at MW frequencies (typically 2.45 GHz). To this
aim, a MW interstitial antenna is inserted into the body up to the target area, following natural paths (veins,
orifices) or percutaneously. Then, the antenna is fed by MW power with intensities up to 100 W, lasting for
about 5 – 15 minutes. At the end of the treatment an ablated zone, also named thermal lesion, is obtained:
this area is usually defined as the area of tissue where the temperature exceeded 60 °C, and it can be
recognised by imaging techniques.
Biological and physical constraints must be taken into account in the design of interstitial antennas for MW
thermal ablation. The antenna radiation pattern should be confined close to the antenna active part, in order
to preserve the healthy tissue surrounding the target area. Moreover, the antenna should be correctly matched
to avoid the back-propagation of the EM power towards the generator, thus producing a standing wave that
may cause additional heating along the antenna feeding line, which in turn can transfer heat to the
surrounding tissue and damage the line itself, leading to antenna failure [1].
Tissue-equivalent dielectric simulators, also named phantoms, can be very helpful to experimentally
characterise the EM performance of a MW ablation antenna in reference conditions. Phantoms must
reproduce the dielectric properties of the target tissues at specific frequencies; they should be liquid and
optically transparent, to easily control the positioning of the measurement probe with respect to the antenna
under test, and possibly non-toxic. Moreover, phantoms should be as stable as possible with respect to the
time as well as to the temperature variations.
A formulation based on polyoxyethylene sorbitan monolaurate (commercial name: Tween 20), which is nontoxic and used in several domestic and pharmacological applications, was already proposed to represent
human head-equivalent tissue at several frequencies covering the mobile phone bands [2,3]. Due to the
characteristics of transparency and fluidity, such a formulation allows quick and reliable scans with electricfield probes for characterising the radiation properties of the device under test.
In this work, liquid phantoms representing the dielectric properties of human kidney and liver at the
frequency of 2.45 GHz have been developed and characterised with reference to the stability of the dielectric
properties with temperature and time. A simple procedure has also been developed to experimentally verify
the EM performances of MW ablation antennas before clinical usage.
Materials and methods
The developed phantoms consist of a mixture of Tween 20, distilled water and NaCl. For both tissues, an
initial composition was considered, following the data in [2]. Then, the dielectric properties of the obtained
mixtures were measured at room temperature (22 °C), and the percentages of each component were tuned to
achieve a close agreement to the target values [4]. The dielectric properties were measured at 2.45 GHz using
a dielectric probe kit (HP 85070E), connected to a vector network analyser (HP 8735C), remotely controlled
by a dedicated software running on a personal computer (PC). The HP 85070E kit measures the complex
permittivity (i.e. relative permittivity, εr, and electric conductivity, σ (S/m)) with an accuracy of ±5%.
Once defined the compositions, the stability of the manufactured simulators was checked with respect to the
temperature by varying the mixtures’ temperature between 18 °C and 26 °C (a typical range for room
temperature) with a step of 2 °C, as well as over the time at 2 and 4 weeks after preparation.
An experimental setup (Fig. 1) was designed to experimentally verify the antenna radiation performances in
reference conditions, by evaluating the power per unit of mass (specific absorption rate, SAR (W/kg))
dissipated in the developed phantoms. The electric field radiated by the antenna was measured along the
antenna axis at different distances from the antenna surface, and the corresponding SAR distribution was
derived according to the equation (1):
=
(1)
where |E| represents the root-mean-square (rms) magnitude of the electric field (V/m) in the medium, σ is
the electric conductivity (S/m), and ρ represents the density of the phantom (kg/m3). The density was
measured using a graduate container (25 ml capacity, ±0.5 % precision) and an electronic balance (±0.1 g
precision).
The electric field was measured by an isotropic probe (ET3DV5R Schmid & Partner Engineering AG,
Zurich, Switzerland) mounted on a three-dimensional orthogonal scanning system, and remotely controlled
by a PC. The scanning system allows moving the probe along three orthogonal axes, with a spatial resolution
up to 0.1 mm. In this way, the probe is automatically moved at successive steps along the antenna’s shaft and
at several distances from the antenna’s surface.
A plastic box (24.8 × 20 × 17 cm3) made of Perspex (εr = 2.7) was filled with the dielectric simulator up to a
height of 10 cm. The MW antenna was inserted into the box, perpendicularly to the electric field probe, at a
height of 5 cm from the bottom, thus remaining 5 cm below the surface of the liquid. Such a configuration
avoids reflections of the EM field from the boundaries.
Figure 1. Experimental set-up used to
check the antenna radiation performances
in the developed phantoms in terms of
specific absorption rate (SAR, W/kg).
Results
Table I reports the weight percentages of the different components making the dielectric simulators, as
obtained at the end of the optimisation process.
Table I. Weight percentage composition for the dielectric simulators of liver and kidney tissue.
Material
Water
Tween 20
NaCl
Liver
53%
47%
-
Dielectric simulator
Kidney
67.2%
30%
0.8%
The designed phantoms reproduce the dielectric properties of the considered tissues with a good accuracy
and stability with respect to the temperature and the time; the deviation from the target values is fully within
± 10% of accepted tolerance [5]. In Table II dielectric properties, measured at room temperature (22 °C) in
the day of preparation, are reported together with the reference target values and percentage differences.
Table II. Dielectric properties of the dielectric simulators (measured at 22 °C) with respect to the target values [4].
Tissue
Liver
Kidney
Relative permittivity (εr)
measured
target
difference
40.99
43.04
-4.76%
50.46
52.74
-4.32%
measured
1.74
2.48
Conductivity (σ, S/m)
target
difference
1.69
2.96%
2.43
2.06%
A periodical check should be performed and, in case, a correction of possible variations by appropriate
integrations of the mixture’s components.
Figure 2 reports the SAR distributions in the liver phantom, measured along the antenna axis at the distance
of 5 mm and normalised for 1 W of input power, referred to three MW ablation antennas supposed to be
similar. The total uncertainty on the SAR measurement is of 24.67% (with a coverage factor of 2).
Figure 2. SAR distributions in the liver phantom with uncertainty marges, measured along the antenna axis at the
distance of 5 mm and normalised for 1 W of input power, referred to three MW ablation antennas.
Conclusions
The designed tissue-equivalent dielectric simulators of liver and kidney tissues are intended for the
experimental characterization of the radiation properties of MW antennas used in thermal ablation therapy.
An experimental setup has been developed to simply verify the EM performances of a MW ablation antenna,
both during the design process and, once the antenna is manufactured, before placing it in the clinical usage.
References
[1] M. Cavagnaro, C. Amabile, P. Bernardi, S. Pisa, and N. Tosoratti, “A minimally invasive antenna for
microwave ablation therapies: design, performances, and experimental assessment”, IEEE Trans. on
Biomed. Eng., (2011) 58(4), 949-959.
[2] K. Fukunaga, S. Watanabe, H. Asou, K. Sato, “Dielectric properties of non-toxic tissue-equivalent
liquids for radiowave safety tests”, IEEE International Conference Dielectric Liquids (2005) 26, 425428.
[3] V. Lopresto, R. Pinto, R. Lodato, G. A. Lovisolo, and M. Cavagnaro, “Design and realization of tissueequivalent dielectric simulators for dosimetric studies on microwave antennas for interstitial ablation”,
Physica Medica, (2012) 28, 245-253.
[4] C. Gabriel, “Compilation of the dielectric properties of body tissues at RF and microwave frequencies”,
U.S. Air Force, Report AFOSR-TR-96 (1996).
[5] CENELEC Standard 62209-2, “Procedure to determine the specific absorption rate (SAR) for mobile
wireless communication devices used in close proximity to the human body (frequency range of 30
MHz to 6 GHz)”, (2010).
Valutazioni preliminari per una campagna di misure di sorgenti di radiazioni ottiche artificiali
(ROA) incoerenti in ambito ospedaliero.
Preliminary survey of incoherent artificial optical radiation (AOR) sources in a hospital
environment. C. Cavatorta1, S. Meroni1, M. Lualdi1, G. Polita2, E.Pignoli1
(1) Fondazione IRCCS Istituto Nazionale dei Tumori, Milano (2) Università degli studi, Milano
Purpose: the evaluation of artificial optical radiations exposure in a hospital environment is a complex task
due to the variety of sources used for diagnosis, therapy, research and illumination. One of the main
difficulties is the absence of a detailed measurement procedure. In this preliminary survey three kinds of
sources were analyzed: ambient lighting, theatre operating lighting and UV sources (mainly laminar flow
cabinets with germicidal lamps and transilluminators).
Methods and materials: for each kind of AOR source a different measurement approach was
developed, taking into account the dimension and shape of the source and the exposure geometry of
the affected workers. All irradiance measurements were made using a commercial fiber optic
spectroradiometer with a nominal range of measurement from 200nm to 1100nm. Measurement
results were compared to the Exposure Limit Values (ELV) reported in Italian Legislative Decree 81/08.
Ambient lightning irradiance was measured at 1 meter; resulting hazardous sources were also evaluated
in the actual exposure condition. Theatre operating lighting systems were assessed on the focal plane to
replicate the worst direct exposure conditions. Exposure to reflected radiation was also considered as being
the most likely operating condition. Finally, measurements of UV sources were made taking into account
the exposure geometry and working modality of the workers involved. The shielding effectiveness of
Individual Protection Devices (IPD) was also tested.
Results: the emission of ambient light sources is usually in accordance with the ELV, although a few
exceptions still require further assessment. Direct exposure to theatre operating lightning presents blue light
hazard and in some cases also UVA hazard. Exposure to reflected irradiance is usually not hazardous unless
two or more sources are used overlapping focal spots on a reflective object. UV sources generally do not
represent a health hazard if the appropriate IPD and safe protection devices are used in correct operating
conditions.
Conclusion: the presented measurement methods are designed to provide a precautionary yet realistic
evaluation of occupational exposure by reproducing the actual working conditions. However, critical aspects
concerning both the measurements and the analysis require further investigation as for example the definition
of geometric parameters for non homogeneous sources and the estimation of the uncertainty of the exposure
values obtained.
Caratterizzazione delle sorgenti di campo elettromagnetico in ambito ospedaliero : l’esperienza
dell’Azienda Ospedaliero-Universitaria S.Maria della Misericordia di Udine.
Characterization of electromagnetic field sources in the hospital environment : the experience of the
University Hospital S. Maria della Misericordia of Udine.
F.Bonutti, A.Clochiatti, R.Padovani
Medical Physics Department - Azienda Ospedaliero-Universitaria S.Maria della Misericordia di Udine
Pourpose : although the application of the specific prevention and protection principles established in
Chapter IV of Title VIII of the act D.Lgs.81/2008 has been shifted to 31/10/2013, it remains a duty of the
employer to comply with the general principles established in Title I and in Chapter I of Title VIII of the act.
Since 2008 the staff of the Medical Physics Department of AOUSMM is involved in a survey of the
exposure levels of electric, magnetic and electromagnetic fields (EMFs) generated by the different sources
recognized in the hospital. The measurements are designed to verify the compliance with the relevant
exposure limits for workers and population, being this two categories well distinguished by the ISPESL
guidelines [1].
Methods and materials : typical EMFs sources in the hospital environment are 50 Hz transformers,
Medium Voltage / Low Voltage electrical cabins, conductor bundles for the energy distribution through the
departments. Particular care has been taken for the new hospital environments, were the quality objective
are applied for the population protection (median of magnetic induction < 3 T, measured on 24 hours). At
higher frequencies typical EMFs sources are antennas for the transmission of radio signals (emergency
departments, service of porters, etc..), wireless LANs (typically frequency 2.4 GHz) and electrosurgery units
(typical frequency 0.3 - 4 MHz) which are a widespread sources of EMFs, but difficult to characterize
through measurements: in this case the risk assessment was based on literature data.
Results : regarding the occupational exposure, the survey did not reveal exceedances of action levels. In the
new hospital we found some exposure situations which falls within the population protection regulation, with
the consequent application of quality objectives prescribed by D.M. 08/07/2003 : from the measurements it
was expected the exposure levels to exceed the quality objective, resulting in a change in the intended use of
the areas and rooms.
Conclusions : the variety and complexity situations of the staff exposure to EMFs in the hospital
environments requires a continuous monitoring of the exposure conditions. Particular attention need to be
taken regarding the change of the intended use of areas close to electrical distribution lines or electric cabins
or transformers, that can occur over time and where the quality objective could be applied. Regarding the use
of electrosurgical devices, we prepared an information brochure that was widely distributed to the
departments where these devices are used. This brochure, which was also proposed for distribution within
the interregional group of AIFM Triveneto, is here presented.
[1] ISPESL “Decreto Legislativo 81/2008 Titolo VIII, Capo I, II, III, IV e V sulla prevenzione e protezione
dai rischi dovuti all’esposizione ad agenti fisici nei luoghi di lavoro – Indicazioni operative”, doc. n.1-2009,
Appr. 11/03/2010
Il metodo del picco ponderato per la valutazione dell’esposizione occupazionale ai campi di gradiente
emessi dagli apparati di risonanza magnetica
R. Pinto(1), N. Zoppetti(2), C. Merla(1), R. Lodato(1), R. Falsaperla(3), V. Lopresto(1), G. Contessa(3), D.
Andreuccetti(2)
(1) UT BIORAD, ENEA, Roma, (2) IFAC-CNR, Sesto Fiorentino (Firenze), (3) INAIL, Monte Porzio
Catone (Roma).
Introduzione
Gli ultimi anni hanno visto un uso crescente degli apparecchi di risonanza magnetica (RM) nella pratica
medica; contemporaneamente è aumentata l’attenzione verso l’esposizione occupazionale dei lavoratori
(medici, tecnici di radiologia e infermieri) che operano in prossimità di questi dispositivi, in alcuni casi
anche durante la scansione. La recentissima direttiva 2013/35 [1] che ridefinisce (a valle del lungo iter di
aggiornamento della precedente direttiva 2004/40 [2]) il quadro normativo per la protezione dei lavoratori
dai campi elettromagnetici, deroga in modo condizionato, le attività relative alla RM dalla conformità ai
limiti imposti, senza tuttavia sollevare i datori di lavoro dall’obbligo di eseguire una valutazione del rischio,
come prescritto anche nel Testo Unico sulla Salute e Sicurezza sul Lavoro [3]. Durante un esame di RM
sono presenti tre tipi di segnali elettromagnetici: un campo magnetico statico di alta intensità, un campo
magnetico di gradiente (CMG) alle frequenze intermedie e un campo magnetico pulsato a radiofrequenza. In
questo lavoro verranno presentati i risultati di due campagne di misura effettuate presso due apparecchi di
RM a corpo intero a 1.5 T e a 3 T, svolte al fine di valutare l’esposizione dei lavoratori ai soli CMG. Questo
tipo di segnale presenta andamenti temporali piuttosto complessi e, ad oggi, metriche e procedure per una
valutazione del rischio adeguata non sono state ancora definite. In questo ambito, si è ritenuto utile
analizzare le forme d’onda acquisite applicando il metodo del picco ponderato (MPP) nel dominio del tempo
e nel dominio della frequenza, per confrontare i risultati e fornire informazioni utili all’implementazione del
metodo stesso. Il MPP per la valutazione di segnali complessi (non sinusoidali) è stato proposto
dall’International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP) [4] ed esplicitamente
recepito come approccio preferenziale nella Direttiva Europea 2013/35 [1].
Materiali e Metodi
Le bobine di gradiente degli apparecchi di RM producono un campo magnetico di forma d’onda complessa
con spettro fino a qualche kHz. Per la misura di questo tipo di segnali si è messo a punto un sistema e una
procedura di misura descritti in [5]. Si è utilizzato un misuratore di induzione magnetica (Narda ELT 400,
banda passante 1 Hz-400 kHz) provvisto di un sensore triassiale. All’uscita dello strumento le tre tensioni
analogiche proporzionali alle componenti ortogonali del campo misurato vengono prelevate tramite una
scheda di acquisizione (Agilent U2531A). I segnali di CMG sono misurati per 10 s, con un tempo di
campionamento di 50 kSample/s per canale. I campioni misurati sono salvati su file; l’intera procedura è
gestita da un programma sviluppato in ambiente LabView 2009. L’incertezza totale della misura è stata
valutata pari a circa il 4%. Le campagne di misura si sono svolte in prossimità di due apparecchi di RM a
corpo intero: un Philips Achieva a 1.5 T e un Siemens Magnetom Skyra a 3 T. Per l’apparecchio a 1.5 T
sono stati considerati cinque diversi punti di misura, tutti a 67 cm dal centro del lettino e a tre diverse
distanze dal ‘bore’ (50, 100, 150 cm). Per la distanza di 50 cm dal ‘bore’ sono state considerate tre diverse
altezze (70, 120, 170 cm); questi punti sono rappresentativi delle posizioni occupate dal personale medico
quando è presente durante la scansione.
Per ogni posizione sono state misurate quattro diverse sequenze ‘Echo Planar Imaging’ (EPI) con diversi
tempi di salita: il più veloce era di 200 s. In prossimità dell’apparecchio a 3 T sono stati considerati gli
stessi punti di misura, più altri otto punti in prossimità del ‘bore’. Anche in questo caso sono state misurate
quattro diverse sequenze per ogni posizione, due EPI (la più veloce con un tempo di salita pari a 270 s) e
due ‘fast imaging with steady precession’ (TRUFI), (la più veloce con tempo di salita pari a 250 s). I
segnali acquisiti in entrambe le campagne sono stati analizzati in accordo con il MPP sviluppato nel dominio
della frequenza (DF), mentre i segnali ottenuti presso l’apparecchio a 3 T sono stati analizzati anche nel
dominio del tempo (DT). Dall’implementazione di questi metodi si ottengono degli indici di conformità
(WPI) ai livelli di riferimento stabiliti per l’esposizione occupazionale [4]. I WPI nel DF sono stati valutati
usando l’eq(1) su ogni componente misurata di B, computando in una prima fase il loro spettro.
Bk
(1)
WPI(t ) 
cos(2f k t   k   k )  1
k BL k

Nell’ eq.(1), t è il tempo, BLk è il livello di riferimento per B stabilito in [4] per l’esposizione occupazionale
alla k-esima frequenza fk, Bk e k sono le ampiezze di picco e le fasi delle componenti spettrali del campo B
e k è l’angolo di fase del filtro previsto dal MPP e descritto in [4], alla medesima frequenza. Per ogni
componente del campo gli indici vengono di nuovo portati nel dominio del tempo con una anti trasformata;
l’indice WPI(t) viene valutato come la radice quadrata della somma quadratica delle componenti cartesiane,
quindi viene individuato il suo massimo e, se inferiore a 1, la conformità ai livelli di riferimento è assicurata.
Il MPP nel DT è stato descritto e validato in [5]. Brevemente, i filtri digitali utilizzati per l’elaborazione dei
segnali acquisiti si riferiscono a filtri analogici, implementati con una rete di filtri RC del primo ordine.
Ampiezza e fase dei due filtri implementati nel DF (linea continua) e nel DT (linea tratteggiata) sono
mostrati in Fig. (1).
Fig. (1): modulo e fase dei filtri implementati nel DF (linea continua) e nel DT (linea tratteggiata)
Entrambi i filtri sono in accordo con i requisiti stabiliti in [4] per l’implementazione del MPP; infatti, il filtro
analogico che implementa il metodo nel DT presenta uno scostamento rispetto all’andamento ideale a
‘spezzata’, implementato nel DF, inferiore a 3 dB per l’ampiezza e a 90° per la fase.
Risultati e discussione
In tabella 1 sono riportati i valori degli indici valutati nel DT e nel DF per le sequenze con i tempi di salita
più veloci, rappresentanti un caso peggiore, acquisite durante le due campagne di misura effettuate presso
due apparecchi di RM a corpo intero a 1.5 T e a 3 T.
Tabella 1
Posizione
1.5 T
WPIocc
FD
EPI 200 s
50 cm dal bore, 67 cm dal centro 0.11
del lettino, 70 cm di altezza
3T
WPIocc
FD
EPI 270 s
0.11
3T
WPIocc
TD
EPI 270 s
0.09
0.14
0.12
0.11
0.09
0.05
0.04
0.02
0.02
I punti in tabella sono quelli comuni alle due campagne di misura. Gli elementi evidenziati in grassetto si
riferiscono rappresentano alla posizione occupata dal personale medico, se presente durante le scansioni.
Come si può osservare non sono stati riscontrati superamenti dei livelli di riferimento; infatti tutti gli indici
valutati sia nel DT che nel DF risultano inferiori a 1. Assicurata la conformità dei segnali misurati, si è
passato ad analizzare le differenze fra gli indici valutati con i due metodi. Le differenze percentuali fra gli
indici occupazionali valutati nel DF e nel DT sono state valutate tramite l’eq(2):
WPIocc,TD  WPIocc,FD 
Differenzarelativa(%)  100*
(2)
WPIocc,TD
Considerando tutti i dati (13 punti di misura, 4 sequenze per ogni punto) il confronto presenta generalmente
un buon accordo tra i due metodi. Nel 38% dei casi sono state osservate differenze superiori al 10%;
differenze maggiori del 20% sono state osservate solo nel 10% dei casi. Queste differenze possono essere
facilmente spiegate in base alla diversità della risposta in frequenza dei filtri implementati nei due metodi
(Fig.1). Infatti, le differenze maggiori si presentano per le sequenze EPI, che hanno un contenuto spettrale
molto più ampio rispetto allo spettro delle sequenze TRUFI: ciò aumenta il peso della differenza fra i due
filtri.
Conclusioni: in questo lavoro sono presentati i risultati di due campagne di misura effettuate presso due
apparecchi di RM a corpo intero, a 1.5 T e a 3 T. Sono stati misurati diversi segnali di gradiente,
considerando diversi punti di misura, e sono stati valutati gli indici di conformità occupazionali con il MPP,
sia nel DT sia nel DF. Nella posizione occupata dal personale medico, se presente durante gli esami
diagnostici, gli indici risultano conformi ai livelli di riferimento occupazionali stabiliti in [4]. Considerando
le differenze fra gli indici implementati nei due metodi, è stata osservata una variabilità legata ai diversi
andamenti dei filtri implementati. Pur tuttavia, entrambi i filtri soddisfano i requisiti stabiliti dall’ICNIRP per
l’implementazione del metodo: per questo motivo, i risultati ottenuti suggeriscono la necessità di un’analisi
critica dei criteri per la valutazione dell’esposizione stabiliti dalle linee guida internazionali.
Bibliografia
[1] Direttiva 2013/35/UE del Parlamento Europeo e del Consiglio del 26 giugno 2013 sulle disposizioni
minime di sicurezza e di salute relative all’esposizione dei lavoratori ai rischi derivanti dagli agenti fisici
(campi elettromagnetici). G.U.U.E., L 179/1, 29.6.2013.
[2] Direttiva 2004/40/CE del Parlamento Europeo e del Consiglio del 29 aprile 2004 sulle prescrizioni
minime di sicurezza e di salute relative all'esposizione dei lavoratori ai rischi derivanti dagli agenti fisici
(campi elettromagnetici). G.U.U.E., L 184/1, 24.5.2004.
[3] D.Lgs. 9 aprile 2008, n. 81, coordinato con il D.Lgs. 3 agosto 2009, n. 106 e s.m.i. Testo Unico sulla
Salute e Sicurezza sul Lavoro.
[4] ICNIRP Guidelines for limiting exposure to time-varying electric and magnetic fields (1 Hz to 100 kHz).
Health Phys. (2010), 99, 818-36.
[5] D. Andreuccetti, Weighted-peak assessment of occupational exposure due to MRI gradient fields and
movements in a non-homogeneous static magnetic field. Med. Phys.(2013), 40.
Misure di temperature in fantoccio gel su un sistema ad Ultrasuoni Focalizzati ad Alta Intensità (HIFU)
Temperature measurements in gel phantom on an US guided HIFU clinical system
F. Palorini1, M. Guernieri1, D. Origgi1, A. Troia2, C. Magnetto2, G. Durando2
(1) Istituto Europeo di Oncologia, Milano (2) Istituto Nazionale di Ricerca Metrologica, Torino
Purpose: High Intensity Focused Ultrasounds (HIFUs) are receiving increasing attention from the scientific
community, as they enable clinicians to ablate deep tumours with a minimally invasive treatment. Tumour ablation
is mainly achieved through thermal or mechanical effects, which are difficult to be studied when very high
intensities and short sonication times are involved. As far as we know, this study is the first evaluation of
temperature increase in a tissue-mimicking phantom induced by a clinical Ultrasound-guided HIFU system.
Methods and materials: The measurements were performed on the JcHaifu apparatus. It has a single element
transducer, with fixed focal length (160mm), focal region dimension (1mm*5mm) and output frequency (1 MHz).
The target lesion is covered and treated by moving the transducer.
A cylindrical polyacrylamide gel phantom (60 mm radius, 40 mm height) was prepared in order to reproduce soft
tissue behaviour (1023±5 g/cm density, 1550±23 m/s sound velocity, 0.067 dB/cm attenuation).
Needle thermocouples, inserted in the phantom, were used to evaluate temperature increase (ΔT) at typical clinical
settings (power outputs of 80W, 150W, 300W, 400W and sonication times of 3 s) inside the focus and at 5 mm out
of it.
Results: Typical rising curves of temperature, with fixed time constant, were recovered, and exponential decrease
was found when the HIFU field turned off. The maximum ΔT was reached inside the focus after 3 s of sonication,
and was in the range of 55±5°C, 69±7°C, 74±5°C and 78±3°C for 80W, 150W, 300W and 400W power outputs,
respectively. The absolute maximum temperature of 95°C was never exceeded. Outside the focus we found much
lower ΔT, less than 10±5°C for all the power outputs. Repeatability of measurements was not possible after
sonications at the highest power outputs (400W).
Conclusion: The heated region is concentrated inside the geometrical focus, confirming the precision and high
focalisation of the HIFU system. The high temperatures reached could induce tissue boiling, however they are
concentrated in the small focal region for less than 3s. Furthermore, the lower attenuation coefficient of gel
phantom, the absence of interfaces compared with biological soft tissues, and viscous effects of needle
thermocouples may have overestimated the ΔT. Thermal effects should be further studied in order to assure the
validity of the treatment.
Sorgenti Sanitarie di NIR: valutazione e gestione dei rischi nella ASL CN1
NIR Medical Sources: risk, technology assessment and management at ASL CN1.
Luca Gentile1, Walter Sartor1, Luca Giordana1, Mirco Grillo1.
(1) ASL CN1 Cuneo Italy
Purpose: Non ionizing radiation sources are widely present in hospital and health system in general, but
nevertheless the related problems are often ignored. Thus we want to report our experience in the assessment and
management of risks deriving from medical radiation sources of N.I.R. Attention will be posed, on devices
emitting, directly or indirectly, electromagnetic fields and a series of examples concerning the most frequent
sources will be given. For each case we provided an estimate about:
• Risk values
• Prevention and Protection Measures
• Technical and Logistical requirements
• Health Occupational Surveillance
• Health Education and Training needs of the workers involved
Methods and materials: An accurate collection of all available informations allow a good risk analysis. This has
been achieved through some data sheets, one for each professional figure involved (e.g. physician, manufacturer...).
Figure 1: data sheet in use at ASL CN1
The risk assessment is mainly performed by correlating information from the collected data with relevant literature
to assess the levels of exposure. Important references are represented by EN 50499 and by the Health Protection
Agency of the United Kingdom. If necessary measures must be performed in order to characterize the emission of
the device. We paid attention on three different devices:
− electric scalpels
− radio-frequency controlled lights
− nuclear magnetic resonance, concerning the risk related to the static magnetic field
In the first two cases, considering that frequency emission is typically of the order of some hundred of KHz for
electric scalpels and some ten of KHz for lights, we used a NARDA EP200 probe, whose characteristics are listed
below.
Frequency range
Measuring range
Resolution
Flatness band
9 kHz – 3 MHz
0.1 V/m – 1 kV/m
0.01 V/m
+/- 0.5 dB @20 V/m
Anisotropy
Spam
Spectral resolution
0.8 dB @1MHz
9 kHz – 3 MHz
1-3-10-30-100-300 kHz
Tab . 1: NARDA EP200 characteristics
A map of the field produced by a 1T magnet was instead created, interpolating data acquired with an Hall effect
probe.
Fig. 2: magnetic filed generated by a 1T magnet
Obtained values were referred both to limit valid for workers and to those valid for public, in order to assure an
adequate protection to pregnant workers. All areas have been classified, respect to the intensity of electromagnetic
field:
− green zone: areas where exposition level is below the limit valid for population and all devices are justified
− yellow zone: areas where exposition level is between the limit valid for the population and the one setted
for workers
− red zone: areas where exposition level are above the limit valid for workers and mitigation actions must be
taken on
We have also calculated the risk factor R, as the product PxI, where P is hazard probability and I is the potential
impact. This is a useful instrument for a comparison with other different hazards, and it can be really helpful in
developing a risk management policy.
Results: different models of electric scalpels have been analyzed. Wavelength forms and emission values differ
depending on model, while frequency range is usually some hundred of Khz, reaching sometimes the MHz.
Fig. 3: typical electric scalpel spectrum
We have thus in the complex an highly dishomogeneus situation, making it really difficult to perform a general risk
analysis.
Fig. 4: distribution of the electric field generated by different electric scalpels
Besides it must be considered that workers are always in the near field region, and electromagnetic filed varies
considerably in the proximity of the device.
Fig. 5:spatial attenuation of the electric field generated by an electric scalpel
Radio-frequency controlled lights present lower emission level, in the range frequency of some KHz, but they are
so widely diffused that can represent a problem. As in the previous case the near field region covers many hundreds
of meters and values slow down rapidly.
Fig. 6: example of electric filed generated by a RF controlled light
The possibility of interferences with other electrical devices must be carefully evaluated, due indeed to their large
diffusion. We report above the problems caused to a 1T magnetic resonance by the presence of a switch controlled
lamp.
Sequence
SN Light on
SNLight off
SN Limit
ECO 1
62
86
>77
ECO2
54
75
>69
ECO3
46
64
>57
Tab.2: influence of a RF controlled light on a 1T magnetic resonance
A main problem for the evaluation of the compliance with the law limits is represented by nuclear magnetic
resonance devices. The high static magnetic fields can represent a serious problems for workers moving around the
magnet, because of induced currents related to the gradient of the magnetic field. Considering that the induced
current density is given by:
J x = σE x
and:
dB
E=−
dt
if we consider the worst scenario of a worker moving exactly along the gradient direction x, we have:
dB
dB dx
=
dt
dx dt
Starting from a map of the values of magnetic field of a 1T magnet, we have calculated the related gradient.
Fig 7: magnetic field gradient for a 1T magnet
The, considering the lower electrical resistivity of 3.5 Ωm valid for brain, we calculated the induced current for a
worker moving at 1m/s along the gradient direction, obtaining a peak value of 27mA/m2.. In the same way we
calculated the induced current for a subject having a rotation of 90 degrees per second, obtaining a peak value of
5.5mA/m2..
Fig. 8: induced current for a worker moving along the gradient direction (left) and rotating (right)
Conclusion: Even if the obtained values were within the law limits, care must be taken in risk analysis. For electric
scalpels we elaborated ad operative instruction able to help workers to minimize exposition during the use.
Magnetic resonances are instead on open theme. Even if non we did not encounter any problem for a 1T magnet, an
accurate analysis must be performed for higher fields. To make easier the risk analysis for the enormous variety of
electromagnetic field emitting instruments, we developed a data sheet to be filled for each new device.
References:
Direttiva 2004/40/CE
Direttiva 2004/108/CE
EN-50499 Procedure for assessment of the exposure of workers to electromagnetic field IEC-CENELEC; 2009
CEI 211-6 (2001-01) “
CEI 211-7 (2001-01) “
“Indicazioni operative per la valutazione del rischio all’esposizione professionale ai campi magnetici statici
nella risonanza magnetica ad alto campo”; Milani, Coda, Baccani, Campanella, Mattozzi, Ferrari
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Proposta per il calcolo di una DNRO ridotta nel rischio laser tra 400 nm e 1400 nm
Dott. Eduardo Buono - Fisica Sanitaria - A.O. S. Maria – Terni – [email protected]
Dott. Marco Italiani - Fisica Sanitaria - A.O. S. Maria – Terni – [email protected]
INTRODUZIONE
Lo strumento fondamentale con cui viene svolta l’attività di valutazione del rischio per l’esposizione
accidentale a una sorgente di radiazione laser è la stima della Distanza Nominale di Rischio Oculare (DNRO)
con cui viene modellata l’estensione della Zona Laser Controllata (ZLC). La Direttiva 2006/25/CE, recepita
dal D.Lgs. 81/2008 e riferita alla Norma tecnica CEI EN 60825-1, costituisce il riferimento per individuare i
valori limite di esposizione MPE (Maximum Permissible Exposure) nel campo delle ROA sia coerenti che non
coerenti. Tali valori limite stabiliscono, in termini di Esposizione Radiante H, Irradianza E e Radianza L i
valori di esposizione al di sotto dei quali gli occhi e la pelle, ricevono una quantità di radiazione non rilevante
per poter arrecare qualsiasi tipo di danno alla salute del lavoratore. Nei riferimenti normativi vengono
definite le modalità di calcolo della DNRO e si fa riferimento al fatto che nell’intervallo di lunghezze d’onda
compreso tra 400 nm e 1400 nm, in considerazione del solo rischio retinico termico, si deve tener conto
dell’angolo α definito nella stessa normativa come angolo sotteso dalla sorgente apparente. Su tale angolo α
la normativa impone la restrizione di limitarlo entro un intervallo compreso tra 1.5 mrad e 100 mrad e di
considerarlo comunque sempre inferiore alla divergenza ϕ del fascio laser. Il valore attribuito a tale angolo α
risulta determinante nella valutazione della DNRO, in quanto modifica la costante moltiplicativa
della
tabella 2.5 della Direttiva 2006/25/CE, con cui il valore limite di esposizione MPE può essere aumentato fino
a 66 volte. La misura dell’angolo α risulta un problema ottico di difficile interpretazione poiché legato al
concetto di sorgente apparente che prevede di mandare la sorgente reale all’infinito e pertanto diventa un
parametro non direttamente misurabile. Un tale scenario esula dalle competenze dell’Esperto della
Sicurezza laser che deve utilizzare una stima dell’angolo α più diretta e applicabile al problema di sicurezza
posto. Il problema può essere aggirato utilizzando, per tutte le sorgenti incontrate, la condizione più
cautelativa che
1.5
e
1
. Tale soluzione produce una sistematica sovrastima della DNRO
per tutte le sorgenti divergenti tipicamente incontrate in ambiente Sanitario. Infatti, in tale ambito, la
maggior parte delle sorgenti laser osservate sono introdotte all’interno di apparecchiature dotate di
opportuni sistemi ottici, quali fibre, manipoli o gruppi di lenti, utilizzati per portare il fascio laser nel punto
di trattamento e che inducono una forte divergenza al fascio laser originario. Applicare l’ipotesi più
cautelativa
1.5
e
1
, in ambito medicale produce delle DNRO sistematicamente
superiori a 3 metri e la ZLC associata coinciderà sempre alla totalità del locale di installazione della sorgente.
Un tale scenario della valutazione del rischio può risultare eccessivo in quegli ambienti in cui molteplici
operatori lavorano attorno alla sorgente ma non necessariamente sono impegnati nelle sue immediate
vicinanze. All’interno del locale di installazione può risultare di grande utilità, preservare, se possibile, dei
corridoi che possano essere attraversati anche durante la fase clinica da personale non protetto. Con tale
premessa, si vuole qui proporre, nell’intervallo di lunghezze d’onda compreso tra 400 nm e 1400 nm, un
metodo indiretto, analitico e iterativo per la determinazione del suddetto angolo α in una forma che risulti
semplificata e sufficientemente accurata, per ottenere delle DNRO adeguate rispetto all’effettiva entità del
rischio laser.
METODO
Nell’intervallo di lunghezze d’onda definito, il diametro
oculare termico è
7
. Scrivendo il diametro
inizio del percorso laser, come:
della pupilla oculare, da considerare per il rischio
del fascio laser, alla distanza DNRO dal punto di
∙
eq. 1
se si verifica la condizione
, la Potenza P entrante nella pupilla eguaglierà tutta la Potenza
trasportata dal fascio laser, altrimenti
. Definire l’angolo α serve proprio a determinare, nelle
condizioni di irraggiamento considerate, la corretta quantità di Potenza P entrante nella pupilla di diametro
e un modo alternativo di affrontare il problema è definire analiticamente tale Potenza P. Per fare questo si
considera
!"# $% il limite di irradianza da applicare nell’ipotesi
1.5
e
1
e la distanza
di rischio DNRO può essere calcolata come:
eq. 2
&
)∙*
'(
/
+ ∙ ,*-.-$&
0
dove
è il diametro dell’uscita laser, ϕ è la divergenza del fascio e P è la Potenza entrante nella pupilla di
diametro
7
. In forma analitica la Potenza P può essere scritta come:
eq. 3
1
*
*
*
5
* ∙
4
2
∙ 64
2
2
3
Scrivendo per utilità la distanza 7 in cui il diametro dello spot laser eguaglia quello della pupilla
eq. 4
2
2
/
la distanza di rischio DNRO si può esprimere in funzione della Potenza del laser
eq. 5
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2
come:
nel modo seguente:
2
E
D
C
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Trovata tale DNRO calcoliamo l’angolo α corrispondente per poter applicare le restrizioni previste dalla
normativa sulla dimensione della sorgente apparente. Per fare questo troviamo dall’equazione:
eq. 6
che fornisce:
eq. 7
&
A )
A
∙ ,*-.-$& ∙ + B
& >√4 ∙ @* ∙
/
=
+ ∙ ,*-.-$&
4
2
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4
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∙
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E
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N* ∙
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2
∙ ,*-.-$&
)∙*
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/
+ ∙ .- ∙ ,*-.-$&
0
2
FGHIJKLMI
A
Per calcolare α si procede come indicato nella normativa:
eq. 8
O
1
&. P
.- ∙ &. P
..-
Q.- ∙ &. P ∙ &
&. P
&
.- R &
S e
100
, troviamo il valore finale U da
Sul valore così trovato per α, imponendo le restrizioni
considerare come dimensione della sorgente apparente nel calcolo della DNRO proposto. Si procede quindi
anche al calcolo della costante moltiplicativa ̅ , tenendo conto delle restrizioni precedenti, come:
eq. 9
W.
&. ;
9
9
W
X
&. P
:
9 X
9 W4
8&. P ∙ &
W
X
&, P
&. P
W
X
WR&
X
&
e la DNRO conclusiva del procedimento sarà data da
eq. 10
&
)∙*
'(
/
W
+ ∙ .- ∙ ,*-.-$&
0
CONCLUSIONI
Col metodo proposto sono state osservate diverse sorgenti laser utilizzate sia in ambito medicale che nel
settore della ricerca scientifica ed i relativi risultati vengono mostrati in Tab. 1. Il lato della ZLC può essere
ottenuto applicando alla DNRO calcolata un fattore moltiplicativo diversificabile a seconda delle
caratteristiche di installazione della sorgente e delle modalità di utilizzo del fascio laser. La valutazione del
rischio così prospettata consente di fornire delle ZLC che non occupano la totalità dello spazio presente nel
locale di installazione della sorgente e che andranno delimitate con apposita segnaletica. Tali zone saranno
accessibili dal solo personale protetto da DPI, mentre, durante la fase clinica, saranno fruibili dei corridoi
accessibili anche al resto del personale. A differenza delle radiazioni ionizzanti che, per le tipologie dei rischi
affrontati e per il tipo di propagazione, prevedono l’esclusione dell’operatore non protetto dalle zone di
rischio definite, nell’ambito delle ROA utilizzare lo stesso metro di definizione delle zone di rischio può
risultare eccessivo. Limitare tutti gli spazi del locale di installazione della sorgente, con delle restrizioni di
carattere radioprotezionistico, può risultare inadeguato specialmente in presenza di sorgenti divergenti
come tipicamente incontrato in ambito sanitario. Per ottenere dei risultati che permettano di innalzare il
livello di sicurezza degli ambienti di lavoro osservati, l’Esperto incaricato della sicurezza laser deve misurare
il rischio nel modo più accurato possibile, per descrivere una situazione che corrisponda all’effettivo
pericolo esistente.
Sorgente
Coherent
OPAL
Coherent
Ultima 2000 SE
Coherent
Alcon Optylas
Lumenis
Aura
ARC
Trabeculas
Coherent
Novus Omni
Wavelight
Dornier
DEKA
SDV 25S
LIDAR
DNRO
[cm]
1
DNRO
ridotta
[cm]
O
[mrad]
W
O
[mrad]
ϕ
[mrad]
783
225
26
15
15
3
3
449
449
60
60
83
83
83
83
86
86
532
3.5
373
47
90
90
112
Fotodinamica
1064
375000
429
53
160
100
279
Fotodinamica
532
667000
1274
208
124
56
56
531
568
647
1.5
1.5
1
1137
1137
928
281
281
229
59
59
48
24
24
24
24
24
24
Litotrissia
2100
15
50
275
laringoscopia
10600
25
127
140
telerilevamento
1064
355
72000000
20000000
938174
288636
Finalità
lambd
a [nm]
P0÷Pp [W]
Fotodinamica
689
0.3
476
529
Chirurgia
Chirurgia
Fotodinamica
938174
392
0.5
0.5
Tab. 1: risultati ottenuti su varie sorgenti laser utilizzate in ambito sanitario e non.
References:
[1]
D.Lgs. 81/2008: “Attuazione dell’Art. 1 della Legge 3 Agosto 2007 n. 123 in materia di tutela della salute e
della sicurezza nei luoghi di lavoro”. Capo V del Titolo VIII.
[2]
Direttiva 2006/25/Ce del Parlamento Europeo e del Consiglio del 5 Aprile 2006. Sulle prescrizioni minime
di sicurezza e di salute relative all´esposizione dei lavoratori ai rischi derivanti dagli agenti fisici
(radiazioni ottiche artificiali).
[3]
[4]
[5]
[6]
CEI EN 60825-1 – Class. CEI 76-2 – CT 76 – Fascicolo 9891 – Anno 2009 – Edizione Quinta - Sicurezza
degli apparecchi – laser Parte 1: Classificazione delle apparecchiature e requisiti
Coordinamento Tecnico per la sicurezza nei luoghi di lavoro delle Regioni e delle Province autonome:
“Decreto Legislativo 81/2008 Titolo VIII, Capo I, II, III, IV e V sulla prevenzione e protezione dai rischi
dovuti all’esposizione ad agenti fisici nei luoghi di lavoro Indicazioni operative”. in collaborazione con:
ISPESL
A Non-Binding Guide to the Artificial Optical Radiation Directive 2006/25/EC - Radiation Protection
Division, Health Protection Agency (2007).
Report AIFM N.5 (2009) - laser medicali: tipologie, analisi dei rischi, procedure di sicurezza, controlli. A
cura del: Gruppo di Lavoro AIFM NIR.
Assorbimento e distribuzione energetica nei tessuti di un fascio laser IR: verso una “dosimetria” delle
radiazioni non ionizzanti?
Belligotti, E.1,2 , Coniglio, A.2, Begnozzi L.2
(1) Scuola di specializzazione in Fisica Medica, Università di Tor Vergata, Roma (2) AFaR, Dipartimento di Fisica
Medica, Ospedale S. Giovanni Calibita, Fatebenefratelli, Isola Tiberina, Roma
Scopo: Nell'ultimo decennio l'utilizzo di sistemi laser è notevolmente cresciuto in molti campi di terapia. Tuttavia i
lavori riportati in letteratura riguardanti la valutazione, la misurazione dell’assorbimento di energia e la sua
distribuzione nei tessuti non sono numerosi e risultano di non facile applicazione nella pratica clinica [2]. In questo
studio sono state realizzate simulazioni Monte Carlo con il simulatore MCML [1] al fine di quantificare l'energia
rilasciata all'interno dei tessuti biologici da un sistema laser con emissione nell‘infrarosso (905nm) impiegato per
trattamenti fisioterapici a bassa potenza (Low Level Laser Therapy). E’ stato pertanto studiato l’assorbimento al
variare dei parametri caratteristici del fascio, quali l’energia, il raggio e il profilo, e dei parametri caratteristici del
mezzo quali il coefficiente di anisotropia e il coefficiente di diffusione. E’ stata simulata una struttura multistrato, a
piani paralleli, per lo studio della propagazione del fascio all’interno di un ginocchio e per la valutazione
dell'assorbimento di energia da parte dei diversi strati di tessuto.
Metodi: Il codice MCML consente di simulare il trasporto di un fascio di fotoni infinitamente stretto all'interno di
un tessuto multistrato. Nel file di input del codice, sono definiti il numero di fotoni sorgente, in questo caso
500000, le dimensioni dei pixel della griglia di calcolo, il numero di pixel contenuti nella griglia stessa, e il numero
di strati del modello, 9 in questo studio. Sono inoltre richiesti l’indice di rifrazione dei mezzi sovrastanti e
sottostanti il modello e, per ciascuno strato, l’indice di rifrazione, lo spessore e i coefficiente di assorbimento, di
diffusione e di anisotropia [3][4].
In uscita, MCML fornisce l’assorbimento, A, in J/cm sia in funzione della sola profondità, A(z), sia in funzione
della profondità e della distanza dall’asse centrale del fascio, A(r, z).
Il modello del ginocchio utilizzato nello studio, realizzato con piani paralleli, è costituito da un primo strato di pelle
(0,3 cm), seguito da grasso (0,95 cm), tendine (0,5 cm), membrana sinoviale (0,95 cm), grasso (0,95 cm), osso
(3.55 cm), muscolo (2,1 cm), grasso (0,8 cm) e di nuovo pelle (0,3 cm).
Sono state quindi lanciate 10 simulazioni per differenti valori del coefficiente di anisotropia g, ovvero 0.7, 0.8, e
0.9. Il coefficiente di anisotropia è legato al coefficiente di diffusione, µ s, e al coefficiente di diffusione ridotto, µ’s,
dalla seguente relazione
µ s' = µ s (1 − g ) .
In letteratura spesso è riportato il solo coefficiente di diffusione ridotto, senza alcuna indicazione del
corrispondente coefficiente di anisotropia, g. In questi casi è stato associato quindi il valore del coefficiente di
anisotropia riportato in differenti lavori e relativo allo stesso tessuto. Questo valore si è visto essere pari a 0.9 per
tutti i tessuti considerati.
Nei test in cui è stato variato il coefficiente di anisotropia, è stato corrispondentemente modificato, per ciascun
tessuto, anche il valore del coefficiente di diffusione. I µ s relativi ai valori di coefficiente di anisotropia diversi da
0.9, g’, sono stati così calcolati:
µ s ( g ') =
µ ' s ( g = 0 .9 )
1 − g'
Ad MCML è associato inoltre un secondo codice chiamato CONV [1] che consente di effettuare una convoluzione
del fascio simulato con un fascio avente energia, raggio e profilo impostati dall’utente. CONV permette inoltre di
estrapolare alcune grandezze, scelte dall’utente, dal file di output del codice MCML.
Per lo studio delle variazioni dell’assorbimento in seguito a modifiche del coefficiente di anisotropia, non sono
state effettuate convoluzioni con fasci definiti ma sono stati studiati i cambiamenti della risposta impulsiva fornita
in output dall’MCML. In questo caso il CONV è stato utilizzato solo per estrarre dall’output del simulatore la
grandezza A(r,z), ovvero l’assorbimento in funzione del raggio e della profondità.
Nelle analisi al variare dell’energia, del raggio e del profilo del fascio, i file di output delle 10 simulazioni con
coefficiente di anisotropia pari 0.9, valore che meglio rappresenta i tessuti biologici, sono stati forniti in ingresso al
CONV per effettuare convoluzioni con fasci caratterizzati dai parametri riportati in tabella, ottenendo in uscita
l’assorbimento in funzione di r e z, A(r, z).
Profilo
Flat
Flat
Raggio (cm)
1
Flat, Gaussian
1
Energia (J)
72, 100, 200, 300
0,5, 1, 1,5, 2
200
200
Per tutti i test, A(r, z), fornito in notazione vettoriale, è stato elaborato con un codice MATLAB realizzato ad hoc
per generare mappe colorimetriche dell’assorbimento in funzione di z e di r. Per ciascun test, le mappe risultanti
dalle elaborazioni degli output delle 10 simulazioni sono state mediate fra loro pixel per pixel al fine di ottenere
una mappa di assorbimento medio.
E’ stato inoltre valutato l’assorbimento dei singoli strati del modello attraverso un secondo codice MATLAB che
estrae i valori dell’energia in ingresso in ciascuno strato e normalizza a questo valore l’assorbimento A(z). Poichè
dalle mappe colorimetriche si evince che la radiazione non penetra oltre l’osso, questa analisi è stata realizzata
quindi per la pelle, il grasso, la sinovia, il tendine e l’osso. E’ stato infine effettuato un confronto tra gli andamenti
delle curve ottenute dalle simulazioni con diversi valori del coefficiente di diffusione, e quindi con diverso
coefficiente di anisotropia.
Risultati: Come previsto, fasci con profilo gaussiano mostrano a parità di profondità una intensità maggiore
rispetto al profilo piatto mantenendo però invariata la massima profondità di penetrazione.
Al crescere del raggio, invece, si ha un incremento dell’intensità dell’assorbimento nella direzione trasversa senza
però avere un’espansione dell’area trattata. Aumentando il valore del coefficiente di anisotropia le mappe
colorimetriche evidenziano un aumento dell’assorbimento lungo z e perpendicolarmente ad esso. Questo può essere
ricondotto alla proprietà di g per cui quando questo è prossimo allo zero la diffusione è isotropa mentre, quando si
avvicina a 1 quest’ultima tende ad essere maggiore principalmente lungo z.. Per cui l’incremento della frazione di
radiazione diffusa comporta un corrispondente aumento dell’intensità dell’assorbimento in tutte le direzioni.
Aumentando l’energia del fascio, nonostante la profondità di penetrazione resti invariata, si nota un maggiore
assorbimento sia longitudinalmente che trasversalmente, come mostrato in Figura 1.
Figura 1: Mappe colorimetriche dell’assorbimento al variare dell’energia, rispettivamente 72J a sinistra e 300J a destra.
Questa tendenza è stata confermata dai programmi di terapia definiti dal costruttore nei quali, per ottenere effetti
anti-infiammatori e anti-edemigeni, ovvero per effetti non localizzati e per grandi volumi, si utilizzano energie
superiori rispetto a quelle utilizzate nel caso di patologie localizzate o trattamenti di piccoli volumi. Nei trattamenti
per piccoli volumi è infatti impostata un’energia sempre inferiore, anche del 25% dell’analogo trattamento
applicato a grandi volumi.
A parità di zona considerata impostando quindi energie più elevate si è in grado di ottenere un irraggiamento più
omogeneo e intenso rispetto quello che si otterrebbe con energie più basse.
Dall’analisi degli assorbimenti dei singoli tessuti in funzione della profondità per la pelle, Fig. 2a, si nota un
aumento dell’assorbimento al crescere del coefficiente di diffusione. Nel caso del grasso, del tendine e della sinovia
le tre curve non hanno variazioni significative. Nell’osso, Fig. 2b, solo la curva relativa al µ s=283cm-1 mostra un
maggiore assorbimento a parità di profondità di penetrazione rispetto alle curve con coefficiente di diffusione di 57
e 85 cm-1.
Figura 2: Percentuale di assorbimento pelle a) e dell’osso b) per diversi coefficienti di diffusione.
Conclusioni: Questo studio ha permesso di valutare la distribuzione e l’assorbimento dell’energia di un fascio laser
all’interno di un tessuto multistrato e ha evidenziato come un maggiore rilascio di energia sia necessario per il
trattamento di grandi volumi. La ricerca dei coefficienti di assorbimento e di diffusione, alla lunghezza d’onda di
interesse, e per i tessuti qui considerati, è risultata piuttosto complessa a causa delle numerose modalità di studio, di
misura e di calcolo di tali parametri. Inoltre, sulla base delle nostre conoscenze, mancano software o codici di
calcolo dedicati più completi che consentano di simulare il trasporto della radiazione all’interno di un modello più
realistico, che si adatti maggiormente alla realtà anatomica, ma anche di considerare il regime pulsato di tali
sistemi. E’ noto infatti che gli effetti di bio-stimolazione dipendono fortemente dalla distribuzione temporale del
fascio. Vista quindi la grande diffusione di questi sistemi nella pratica clinica è auspicabile una maggiore
collaborazione tra gli istituti di sviluppo e ricerca dedicati e le realtà ospedaliere con lo scopo di ottimizzare i
trattamenti e le modalità a beneficio del paziente.
Referenze:
[1] omlc.ogi.edu
[2] M.H.Niemz. Laser-Tissue interaction: fundamental and application. Springer Edition
[3] J.Henniger et al. MCS in Complex geometries: Modeling Laser Light Transport in Real Anatomy of
Rheumatoid Arthritis.
[4] J. Youn, S. Lee. Diffuse reflectance Simulation in tissue for High-Intensity Laser Therapy.
Measurement of hepatic iron overload with the new generation Magnetic Iron Detector (MID)
B Gianesin1,2,3, A Caminata2,3, P Beruto2, F Romoli3, and M Marinelli2,3
(1) E.O. Ospedali Galliera, Genoa (2) Dipartimento di Fisica, Università di Genova (3) INFN, Genova
ABSTRACT
Purpose: An accurate assessment of body iron accumulation is essential for the diagnosis and the therapy of iron
overload in diseases such as hemochromatosis or thalassemia. The Magnetic Iron Detector (MID) is a roomtemperature susceptometer, which has proven to be capable of measuring the iron overload in the whole liver and
also managing the follow-up therapy. After 7 years of activity, the first prototypal version of MID was dismissed
and substituted with a new generation of MID.
Methods and materials: The MID determines iron overload by calculating the difference between the
magnetization signal of the patient and the background signal, defined as the magnetization signal that the patient
would generate with basal iron content. The first order approximation of the background signal is calculated from a
3D-laser-scan of the body of the patient. A calibration with healthy volunteers is needed to obtain a model for the
calculation of the background signal.
Results: From 2005, the MID was used by the Galliera Hospital and about 2000 evaluations of iron overload were
carried out. The new generation of MID was developed to substitute the former prototypal susceptometer. The
project for this new apparatus started in 2009 by way of a joint collaboration between the INFN, the Galliera
Hospital and the Associazione Ligure Talassemici. The development, the construction and the relative tests were all
performed at the INFN laboratories of Genoa. The new version of the susceptometer was installed in February
2012 and is currently in use at Galliera Hospital. Moreover, we herein report the measurement performed on
phantoms, the results of the calibration with about 70 healthy volunteers and the description of the model by which
we calculate the background signal.
Conclusion: After 7 years of activity, the first version of MID was substituted with the new MID which is actually
installed and used at the Galliera Hospital. In this work, we describe the features of this new MID and the results of
the calibration with volunteers. The results of this work were recently published on the journal Medical
Instrumentation [1].
INTRODUCTION
The knowledge of liver iron overload is essential for the diagnosis and therapy of diseases such as
thalassemia or hemochromatosis. The Magnetic Iron Detector (MID) susceptometer has proven to be a noninvasive apparatus capable of measuring the iron overload in the whole liver and also managing the follow-up
therapy. The MID quantifies the amount of iron in the liver measuring the human body’s magnetic susceptibility.
The magnetization induced in the human body is mainly due to tissue diamagnetism. It reduces the magnetic field
surrounding the body by about one part in a million. In addition to this decreasing effect, there is also a smaller
increment due to the paramagnetism of the iron atoms. The MID determines iron overload by calculating the
difference between the magnetization signal of the patient and his/her background signal, defined as the
magnetization signal that the patient would generate with basal iron content.
The MID has been in use at the Galliera Hospital in Genoa, Italy, since February 2005 and has been used for more
than 2000 iron overload examinations. We describe the new generation of MID, which was developed to substitute
the former susceptometer; it was installed in February 2012 and is currently used in the hospital.
MATERIAL AND METHODS
Instrument description. Two identical pickup coils are symmetrically assembled with respect to an electromagnet in
order to cancel out their induced voltage when the apparatus is unloaded (Figure 1A). The electromagnet is
energized by a sine-wave time dependent current (50 A, 144 Hz) and the field induces the same voltage in both
pickup coils (28 V). A patient positioned between the magnet and the lower pickup, namely, the measurement
region, breaks the symmetry inducing different voltages on each pickup. The magnetization signal of the human
body is about 35 μV. The amplitude of the magnetic field is less than 1.9·10-2 T within the entire measurement
region.
The main source of signal drift is the variation of the mutual inductance between the magnet and the
pickup coils that is primarily caused by geometrical changes in the apparatus. To avoid this, the temperature of the
entire susceptometer is kept steady within few millikelvins by controlling the temperature of the low conductivity
water flowing through the hollow conductor of the magnet and through the channels embedded in all the walls and
the roof of the thermal shield (Figure 1A).
Positioning the patient on the stretcher. The patient is placed in the measurement region on a stretcher with small
magnetic properties. The coordinate system is fixed to the stretcher and the origin is located on the stretcher plane.
The Y-coordinate of the liver center of mass is equal to zero and the X-coordinate is negative and it is located
between the coordinates X = - 4 cm and X = - 8 cm. The magnetic scan of the body is performed by moving the
stretcher along the rails in the X direction. An XY coordinate grid is projected onto the stretcher in order to allow
for a more accurate positioning of the patient.
Measurement of the 3D-body shape. Before each magnetic scan, a 3D-shape of the patient body is obtained by
means of a laser scanner mounted directly to the ceiling above the patient. The scanner records the Y-Z coordinates
of the body while the stretcher moves slowly along the X-axis. An example of the 3D-body shape of a volunteer is
Figure 1 (A) A sketch of the MID susceptometer. The stretcher moves along the X direction. (B) The spatial distribution of the
weight-function g(r).
reported in Figure 2.
Figura 2 Example of the 3D-body shape
The magnetic scan. The magnetic scan of the patient’s body consists of 7 magnetization signals at different
positions as stretcher enters the magnetic field region (Figure 3). Each magnetization signal is computed by
averaging three differences between the measurements with the patient in and out of the magnetic field region and
subtracting the magnetic signal of the stretcher (0.5±0.1 μV) from this average value. Typically, the standard
deviation of the 3 measured differences is less than 0.3 μV. For comparison, the magnetic signal of one gram of
iron evenly distributed in the liver is about 1.2 μV. The MID takes roughly 17 minutes to acquire these 7
measurements.
r
The MID signal. A human body, with a distribution of magnetic susceptibility χ (r ) and a volume V, placed
between the magnet and the pickup coil, generates a magnetization signal as follows:
r
r
r r
S ( X ) = g (r − Xi ) χ (r ) dr
∫
r
V
(1)
r
where the vector r runs from origin of the XYZ coordinate system to the elementary volume dr within the body,
r
X is the coordinate of magnetic field axis in the XYZ coordinate system and i is the X-axis unit vector. The
r
distribution of the weight function g (r ) is reported in Figure 1B.
Background signal. The first step to evaluate the background signal is the calculation in (1), with the integration
volume bounded by the body in the 3D-body shape and assuming a uniform magnetic susceptibility equal to that of
water: this is the waterman. The waterman overestimates the magnitude of the background signal because: (a) the
volume bounded by the 3D-body shape is larger than the actual body volume as the laser is unable to account for
empty space between the body and the stretcher, (b) the absolute value of the magnetic susceptibility of certain
regions of the body is less than that of water.
To evaluate the systematic error due to the residual void spaces and the difference in magnetic
susceptibility, we calculated the difference between the magnetization signal and the waterman of a set of 68
healthy volunteers and, successively, we averaged these differences obtaining 7 different values (one value for 7 Xpositions). The background signal of any new subject is then obtained by calculating the waterman in the 7 Xpositions and adding these 7 mean differences (Figure 3B).
Figure 2 (A) Magnetization signals of the Alderson phantom. (B) Magnetization signal, waterman and background
signal of a volunteer. RESULTS AND DISCUSSION
The sensitivity of MID was firstly tested with phantoms. The distribution of the magnetization signals of a
cylindrical phantom (volume 5.6 liters) has an average value of -30 μV and a standard deviation of 0.2 μV, which
is the instrumental error of the MID. The instrumental error was also checked to be 0.2 μV using an
anthropomorphic phantom. The magnetic susceptibility of the phantom was changed spreading within its hepatic
region different quantities of paramagnetic sand whose signals are equivalent to 4.4 g, 6.4 g and 7.5 g of ferritinhaemosiderin iron (Figure 3A). The standard deviation of the distribution of the magnetization signals, acquired
after the repositioning of the patient 0.5 μV, which is equivalent to about 0.4g of iron.
The evaluation of the liver iron overload comes from the difference between the magnetization signal and
the background signal with the liver center of mass on the magnetic field axis. This signal is then divided by the
contribution of 1 g of iron evenly distributed in the liver (+1.2 μV). The present MID sensitivity, of 1.1 g, was
estimated from the distribution of the iron overloads that the method attributes to healthy volunteers.
The sensitivity is currently limited by the calculation of the background signal. Our plan is to develop
models to calculate the background signal for different classes of patients. Moreover, with a larger number of
volunteers, it is also possible to develop new models for estimating the background signal from the waterman,
studying, for example, the dependence of the correction on the anthropometric characteristics of the patient.
CONCLUSIONS
In the present work we described the new generation MID for the non-invasive measurement of the iron overload
in the liver. The current MID can serve a broader patient population, including bariatric patients, and its operation
is faster and more automated. We installed the MID at Galliera Hospital in February 2012 and, since then, it has
been in continuous operation.
References.
[1] B. Gianesin, A. Caminata, P. Beruto, F. Romoli, M. Marinelli The new generation magnetic-iron-detector to
measure the iron overload in the human liver. Medical Instrumentation 2013 1: 5 (13 July 2013).
Simulazione di un applicatore a microonde per Ipertermia Superficiale
Simulation of a microwave antenna for Superficial Hyperthermia
A. Di Dia1, F. Pace2, S. Bresciani1, C. Cutaia1, E. Infusino1, A. Maggio1, E. Pagliaroli3, P. Gabriele4, M. Stasi1
(1) Department of Medical Physics, Institute for Cancer Research and Treatment, Candiolo, Turin, Italy (2)
Biomedical Engineer, Politecnico di Torino, Turin, Italy (3) Medical Engineering, Restek srl, Rome, Italy (4)
Radiotherapy Department, Institute for Cancer Research and Treatment, Candiolo, Italy
1. Introduction
Hyperthermia (HT) is defined as a medical treatment in which body tissue temperature is raised to between 40 and
44°C [1].The efficacy of combining superficial hyperthermia with radio- or chemotherapies has been demonstrated
for various tumour types in multiple randomized clinical trials [2].For this purpose, temperature measurement is
one of the most important parameters to evaluate the hyperthermia effectiveness during therapy. Personalised
hyperthermia treatment planning (HTP) has become a powerful tool for control. However, the hyperthermia
devices are not always equipped with software that allows you to view the entire map of temperature. Treatment
planning in hyperthermia involves the computation of 3D-Specific Absorption Rate (SAR) and consequently
temperature distributions. This lead to the hyperthermia treatment planning development. In this work, numerical
simulations was performed to assess the performance of the microwave antenna of our institutional equipment for
superficial hyperthermia, in particular to obtain temperature distribution maps. For this reason, a planar layered
tissue model was used (skin, fat and muscle) to study the electromagnetic energy absorption and consequently to
obtain 3D-temperature distribution.
2. Material and methods
The Superficial hyperthermia equipment used in our Institute consists of two units, each one equipped with its own
generator operating at a radiofrequency of 434 MHz, an arm for positioning the applicator, a coaxial cable for
feeding the antenna, a matching circuit for the positioning of the applicator, a hydraulic circuit for the deionised
thermostated water of waterbolus. The equipment has an integrated Multichannel Thermometer (16 channels)
based on thermocouple Type T technology. In this work simulations and measurements are performed on Beta
antenna applicator (size:a=16cm;b=15cm). Beta Antenna belongs to the series of inductive-CFMA antennas [3]
compatible with Alba Hyperthermia System equipment, in particular to the series of inductive-CCMA in which the
curvature radius is stable.The Beta applicator geometry and the planar layered tissue model has been reproduced in
CAD with the professional software CST Microwave Studio®, based on the FDTD processing method. The
geometry of Beta applicator has been developed in a parametric way in order to successively perform simulations
varying specific parameters. In order to identify SAR distribution in different types of tissues, several simulations
have been performed, varying the relative thicknesses of a model consisting of skin, fat and muscle (Table1).
Table 1. Model tissues thicknesses, relative to 100 mm (mm).
Exposed tissue model
Skin
Fat
Muscle
A
0.5
1.5
98
B
0.5
9.5
90
C
1.5
3.5
95
D
1.5
13.5
85
E
2.5
17.5
80
F
2.5
27.5
70
The thickness of the tissue model remains extended up to 100 mm. For each simulation, cutting plane of the
distribution curves of SAR were performed on the median plane xy and xz plane at the axis of symmetry of Beta
applicator model. Starting from the power absorption values, it was possible to trace the temperatures (average and
maximum) achieved by three tissues types for each of the observed cases. Also temperatures obtained refer to an
incident power of 100 WRMS. The recent studies conducted using microwave applicators have also shown a SAR
variability depending on the amount of water included in the bolus [4]. Therefore, the waterbolus thickness was
varied for some tissue models reproduced.In order to observe the SAR coverage and the hot points temperatures it
was decided to check the absorbed power distribution in tissue models B, D and F, with 12.5 mm, 15 mm and 17.5
mm waterbolus thicknesses, respectively.
3. Results and Discussion
We obtained the average and maximum temperatures reached in the various tissues, reporting an average increase
in temperature of 1.8 ° C (compared to the waterbolus temperature) and a maximum heating of the adipose tissue of
42.9 ° C, identified in a tissue model composed of 0.5 mm of the skin and 9.5 mm of the fat.
The results confirmed that the layer which heats most is the adipose tissue (the less dispersive thickness) and with
increasing thickness of fat temperatures are gradually reduced in the underlying tissue. In particular, furthermore,
as the fat thickness is gradually increased, muscle layer temperatures decrease of about 0.04 °C per mm of fat layer.
The simulation showed that a lower incident power and exposure time were necessary if the area treated had a high
percentage of fat mass surface compared to muscle tissue. In the underlying muscle layer, maps were more
homogeneous, with an approximately uniform power intensity decrease on the section plane.
This means that, if the treatment area has a high percentage of fat mass surface (for example, a liposarcoma), it is
necessary that the incident power and the exposure time are lower compared to a treatment of an area with a high
percentage of muscle fibres. Setting the skin thickness, as the fat thickness increases consequently the maximum
temperature and the penetration depth reached in the muscle decrease; increasing skin thickness, if it increases the
thickness of fat decreases the maximum temperatures reached in the muscle and the depth of penetration;
increasing thickness of the skin, the average and the maximum temperatures reached in the skin decreases.
Furthermore, for the same thickness of the skin, increasing thickness of fat, in the axial plane increases the
coverage of the SAR.
By varying wbt, from 10 to 20 mm, with a pitch of 2.5, the adaptation of the applicator coupled to tissue model
undergoes small changes of the reflected power and, at the operating frequency, the model with thickness wbt=17.5
mm proves to be the best reflection coefficient (-31.35 dB). As the thickness of the bolus increases, wave
penetration depth in tissue, besides max-SAR, is reduced. In a multivariate analysis of factors related to patients,
tumours and treatment, it has been shown that adequate coverage of SAR was the most significant factor correlated
with the local tumour control. An adequate value of SAR has been indicated at least in 25% of the SAR coverage,
in correspondence to the deepest and most peripheral portions of tumour [5].In the case of the applicator Beta, the
Effective Field Size reported in the specifications (namely the coverage to 50% of SAR, immediately below the
applicator) is equal to an area of 96 cm2 (80 mm x 120 mm). From the simulations carried out, the cover 25% of
SAR is at least equal to 95x115 mm. Beta applicator treatment would be effective if the tumour had a maximum
extension in adipose tissue equal to or less than 110 cm2.
4. Conclusion
Hyperthermia treatment planning is a modality to design, control and evaluate a treatment with the aim of
optimizing the treatment and increase the quality of the hyperthermia. The numerical model developed in this work
is intended to be a support tool for the clinicians in the determination of certain variables involved during a
hyperthermia treatment. To date, this study has been applied to a phantom model, future developments of this study
will be to apply it to the patient.
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Il ruolo della fluorescenza nativa del plasma nella diagnosi precoce e nel follow up delle neoplasie colorettali: risultati di uno studio prospettico. The native fluorescence of blood plasma in colorectal cancer management: results of a prospective study. M. Lualdi, E. Sottotetti, L. Battaglia, A. Cavalleri, A. Colombo, E. Leo, E. Meroni, D. Morelli and E. Pignoli Fondazione IRCCS Istituto Nazionale Tumori, Milano Purpose: In the presented work we investigated the possible role of native fluorescence of blood plasma in colorectal cancer management, both in early diagnosis and in follow up. Methods: The study involved 200 subjects: 100 healthy subjects with negative results from colonoscopy (45% male and 55% female; mean age 58.0) and 100 patients bearing colorectal adenocarcinoma (44% male and 56% female; mean age 60.2). All participants gave written consent and completed questionnaires on their diet, lifestyle and medical history. Blood samples were collected from all the subjects and the plasma fluorescence spectrum was analysed using a conventional spectrofluorimeter. In order to evaluate the correlation between significant variations in blood fluorescence spectral properties and the clinical evolution of colorectal cancer, for a subgroup of 8 patients (80% male and 20% female; mean age 68.0) the fluorescence measurement was repeated every 4 months over a period of 3 years; the resulting values were compared with patients’ clinical history. Results: The intensity of the fluorescence emission peak of the collected blood samples, was significantly different between patients bearing colorectal cancer and healthy subjects, with the minimum p level at 623nm. Data on height and weight, alcohol use, red meat and vegetable intake, smoking status, concomitant illness and familial tumour history were used with the fluorescence intensity at 623nm for setting up a neural network classifier designed to perform automated diagnosis. Variables retained as network input data were body mass index, gender and familial tumour history. The neural network capability in discriminating healthy subjects from patients bearing colorectal cancer was tested by ROC analysis, which resulted in an AUC of 0.80. For 5 out of the 8 patients whom were under observation, the blood fluorescence spectral properties strictly correlated with the clinical condition; in the remaining 3 cases a doubtful behaviour was observed thus suggesting the need for further investigation. Conclusion: According to our results, a possible application of the fluorescence measurements of blood plasma in colorectal cancer management would seem justified, both in diagnosis and in follow up. Work is in progress to asses the true clinical value of the test based on a larger number of subjects and to qualitatively identify the biochemical agent responsible for native fluorescence with mass spectrometry analysis. TORNA ALL'INDICE DEI TOPIC
Spettroscopia RM della mammella a 3T: ottimizzazione del protocollo ed esperienza clinica.
G. Meliadò, C. Cavedon, I. Baglio, L. Camera, F. Caumo, S. Montemezzi
Azienda Ospedaliera Universitaria Integrata – Verona
Introduzione: scopo del presente lavoro è verificare la fattibilità dell’utilizzo della presenza di colina in alta
concentrazione, rilevata attraverso l’impiego di tecniche Spettroscopiche in studi con Risonanza Magnetica (MRS),
nell’approfondimento diagnostico di lesioni riscontrate alla mammografia e/o ecografia mammaria.
Materiali e metodi: su un campione di 191 Pazienti sono stati condotti studi di spettroscopia a Voxel Singolo (SV)
con apparecchiatura Philips Achieva 3.0T TX equipaggiata con bobina Philips MammoTrak Breast coil 16 e con un
sistema a sorgente multipla di radiofrequenza (MultiTransmit).
Le acquisizioni spettroscopiche sono state eseguite dopo le sequenze con mezzo di contrasto quando non è stato
possibile individuare la lesione sulle immagini pesate in T1 o in diffusione. Quando è stato possibile individuare la
lesione prima di procedere alla iniezione del mezzo di contrasto, le acquisizioni spettroscopiche sono state eseguite
sia prima che dopo l’iniezione.
I parametri impostati, comuni a tutte le sequenze, sono stati i seguenti: volume di interesse (VOI)=10x10x10 mm3,
metodo di selezione del volume=“PRESS”, TE=135 ms, TR=3000 ms, la soppressione del picco dell’acqua è
ottenuta con la combinazione dei metodi "EXCITATION" con parametri window =140 Hz; second pulse angle
=300°; e “BASING” (flip angle=180° e inv. delay 5 ms); la soppressione dei lipidi è ottenuta con il metodo
“SPAIR” (inversion delay = 200 ms, offset 80=Hz). associato all’impulso “BASING” descritto sopra.
Alcune modalità, tra cui il metodo di shimming e l’uso di bande di saturazione, sono state modificate nell’arco del
tempo nel tentativo di ottimizzare le acquisizioni.
Shimming: sono state utilizzate due metodiche: iterative VOI (Iterativo) e pencil beam (PB); per entrambe si è
impiegata l’approssimazione del primo ordine (unica selezionabile, per altro, con iterative VOI) per ridurre
l’impatto dei movimenti respiratori della Paziente sulla qualità dello shimming.
Bande di saturazione: sono state utilizzate con shimming Iterativo nei casi in cui il VOI si trovava nelle vicinanze
di alti gradienti di densità (in particolare passaggio tessuto-aria).
Criteri di valutazione: la qualità dello shimming ottenuto è stata valutata per mezzo della misura della larghezza a
metà altezza (FWHM) del picco dell’acqua non soppressa; la presenza di colina in alta concentrazione è stata
rilevata tramite il rapporto segnale-rumore (SNR) del picco della colina totale (tCho = total choline = colina,
fosfocolina e glicerofosfocolina) a 3.2 ppm [1,2].
Per la determinazione di sensibilità, specificità, probabilità di avere malattia quando il test è positivo (PPV) e
probabilità di non avere malattia quando il test è negativo (NPV), si è definito come stato di malattia il riscontro
istopatologico di un carcinoma duttale invasivo “mass-like” e come risultato positivo del test la presenza di un
picco a 3.2 ppm con SNR pari o superiore a 2.
Visto l’impiego di una tecnica SV con volume di 1 cm3, sono stati esclusi dall’analisi i casi di lesione di volume
inferiore a questo. Sono stati esclusi anche due casi in cui vi erano artefatti da movimento nelle immagini.
Infine, è stato valutata la correlazione tra localizzazione anatomica della lesione e rilevabilità del marker colina per
mezzo del confronto tra sensibilità e specificità con e senza inclusione delle lesioni pre-pettorali.
Risultati: Shimming: su 191 Pazienti sono state eseguite 302 sequenze spettroscopiche; in 172 casi (56%) lo
shimming è stato realizzato con il metodo Iterativo ed in 135 (44%) con il PB; considerato accettabile un FWHM di
45 Hz gli spettri utili sono risultati essere 77 (45.0%) con Iterativo e 99 (73.3%) con PB, con un totale di 119
Pazienti (62.3 %) con spettri utili ai fini dello studio. In tabella 1 sono riassunti i risultati ottenuti per quanto
riguarda lo shimming.
PB
tipo di shimming
Iterativo
n. spettri
172
135
FWHM – media (Hz)
64.95
39.49
FWHM – dev.st. (Hz)
54.94
14.08
FWHM – max (Hz)
410
114
FWHM – min (Hz)
10
8
Tabella 1
Picco della colina: è stato individuato in 51 spettri (16.7%) relativi a 34 Pazienti (17.8%); i dati dei valori di SNR
misurati sono riassunti in Tabella 2.
tipo di shimming
iterativo
PB
n. di picchi
30
21
SNR – valore medio
6.1
10.8
SNR – deviazione standard
7.0
12.0
SNR – valore massimo
30.3
53.7
SNR – valore minimo
2.0
2.4
Tabella 2
In 12 Pazienti è stato ottenuto il picco della colina sia prima che dopo l’iniezione del mezzo di contrasto; in Tabella
3 sono riassunti i relativi valori di SNR e FWHM.
contrasto
pre
post
SNR – valore medio
8.1
5.9
FWHM (Hz) – valore medio
28.2
27.0
Tabella 3
In Tabella 4, infine, sono riassunti l’esito del test spettroscopico (tCho-positivo o tCho-negativo) e l’esito del
riscontro istopatologiaco per tutte le lesioni maggiori di 1 cm3 (colonna A), escludendo le lesioni da Carcinoma
duttale infiltrante di tipo non-massa (B), escludendo le Pazienti con lesioni ubicate in regione pre-pettorale (C) ed i
risultati ottenuti escludendo sia le lesioni pre-pettorali che quelle non-massa (D).
campione
n. Pazienti
test tCho-positivo
carcinoma duttale infiltrante – tipo mass-like
test tCho-negativo
lesioni tipo non mass-like
sensibilità
specificità
PPV
NPV
Tabella 4
A
81
29
4
41
7
80.6%
91.1%
87.9%
85.4%
B
78
29
4
41
4
87.9%
91.1%
87.9%
91.1%
C
76
28
4
41
3
90.3%
91.1%
87.5%
93.2%
D
74
28
4
41
1
96.6%
91.1%
87.5%
97.6%
Conclusioni:
per quanto concerne lo shimming, le valutazioni basate sui valori di FWHM permettono di concludere che il
metodo PB è da preferire al metodo Iterativo, il quale ha, inoltre, lo svantaggio di richiedere più tempo per essere
realizzato (1.5-2 min contro 10-15 s).
Dalla nostra esperienza, anche se il numero di Pazienti su cui fino ad ora è stato possibile eseguire il confronto è
esiguo, risulta che le sequenze di spettroscopia eseguite prima della somministrazione del mezzo di contrasto
presentano il picco di colina più pronunciato rispetto alle sequenze eseguite, sullo stesso Paziente, dopo
somministrazione.
Nelle lesioni maggiori di 1cm3, situate non in posizione pre-pettorale, nella sola valutazione di Carcinoma Duttale
Infiltrante, la spettroscopia con RM a 3T potrebbe migliorare la specificità dell’indagine a risonanza magnetica.
Bibliografia:
[1] J. Hua , W. Feng, J. Hua, et al., A high spatial resolution in vivo 1H magnetic resonance spectroscopicimaging
technique for the human breast at 3 T, Medical Physics, Vol. 36, No. 11, pages 4870-4877 (2009).
[2] C. Zhao, P.J. Bolan, M. Royce., et al., Quantitative Mapping of Total Choline in Healthy Human Breast Using
Proton Echo Planar Spectroscopic Imaging (PEPSI) at 3 Tesla, Journal of Magnetic Resonance Imaging, 36, pages
1113–1123 (2012).
Imaging pesato in diffusione nel cervello umano: caratterizzazione del decadimento del segnale nella materia
grigia e bianca
Human Brain Diffusion Weighted Imaging (DWI): white and gray matter signal decay characterization
A. Ciarmatori1,2L. Nocetti1, E.Cenacchi1, T.Costi1, ,
(1)Medical Physics Dept., University Hospital “Policlinico”, Modena, Italy
(2)Medical Physics School, Alma Mater Studiorum University, Bologna, Italy
Purpose: Human Brain DWI is a technique implemented in many clinical MRI scan protocol and Apparent
Diffusion Coefficient (ADC) maps are widely used for qualitative and quantitative pathologies assessment. These
maps are calculated considering a mono-exponential signal decay vs b-values. However a different decay of DWI
Signal, due to the presence of water molecules in different compartment (eg capillary), can be observed if low bvalues (b~<150s/mm2) are taken into consideration. For these reasons, Le-Bihan proposed a bi-exponential model
to separate capillary perfusion and Brownian diffusion [1]: MRI Scans with multiple b-values are acquired in order
to identify the different compartments. This study focused on the choice of the best fit function for the DWI signal
decay and on fit parameters characterization in white and gray matter of the human brain.
Methods and materials: Brain scans were performed using a 3T whole body MR-system (Philips Achieva, Best,
Netherlands), Dual Nova gradients (80mT/m, 200 T/m/s)) and Sense Head Coil on five healthy volunteers. DWIs
with multiple b-values (0-5-10-20-30-40-50-75-100-150-200-300-500-1000 s/mm2) were obtained. The images
were co-registered to the b0 and then fitted with 4 different functions a) standard mono-exponential, b) free biexponential, c) bi-exponential with “True” diffusion coefficient-D fixed and d) bi-exponential with D and diffusion
fraction-f fixed). For set-up c) and d), D and f were obtained starting from a mono-exponential fit of b-values >250
s/mm2. For every fitting function, fitting parameters (eg D, f, Perfusion coefficient-D*) and correlation coefficient
(R2) maps were calculated with the 95% confidence interval (CI).
Results: All the fitting functions but the monoexponential one show good agreement with experimental data. The
best fitting function, decided on both R2 and 95% CI, is the biexponential-fit with D and f fixed (setup d)).
Significative differences (p<0.005) were observed among the calculated true diffusion coefficient and standard
ADC as well as between gray matter and white matter diffusion parameters.
Conclusion: Brain diffusion has been characterized with good confidence, moreover characterization of perfusion
coefficent (D*) can pave the way to a possible correlation with capillary perfusion and then to Cerebral Blood
Flow (CBF) and Cerebral Blood Volume (CBV).
References:
[1] Le Bihan, D., Diffusion, confusion and functional MRI, NeuroImage (2011)
Esempi di calcolo dell'incertezza nelle misure di campi elettromagnetici in ambito sanitario
Uncertainty calculation examples during electromagnetic fields measurements carried out in health care
settings
L.Gentile1, W. Sartor1, F. Corino2, I. Riccardi2
(1) ASL CN1, Cuneo (2) ARPA Piemonte, Dipartimento di Cuneo
Introduction
The evaluation of uncertainty recognizes a scientific measure as philosophically correct, defines its validation
limits, reduces its presumption and can develop the critical sense of the experimenters. Furthermore, improves the
results that can be achieved both technically and methodologically. Finally, represents food for thought and
research on the known and unknown error causes.
We need uncertainty declarations to compare measures, to take decisions about overshoots of limits (included
economical and legal evaluations) and to maintain a scientific behaviour in our work. In particular, uncertainty
determination is crucial in the evaluations involved in risk management in both social (natural and work
environment) and clinical (patient benefit/risk ratio) situations.
Figure 1: uncertainty estimate process
MATERIAL AND METHODS
In case of EMF measurements, the uncertainty is influenced by the following factors:
Calibration factor
Source variability
Perturbations from factors external to the source
Positioning and geometry
Anisotropy of the detector
Field – cables coupling
Interferences on the field caused by the instruments
Too wide passing band (the frequency could be known or not known)
Presence of frequencies out of band
Calibration factor is the most relevant source of uncertainty. It depends on frequency , intensity E, anisotropy
a( ):
Cf = Cf( ,E,a( ))
In wide band measurements, generally it is supposed Cf=1 with its variability included in the expression of
extended uncertainty(as defined in UNI CEI ENV 13005). The typical uncertainties are of the order of 25%.
In the calibration factor uncertainty Ucf, are included the uncertainties on experimental conditions factors, frequency
dependence, intensity dependence.
Two methods can be used for the determination of the extended uncertainty:
Total relative extended uncertainty
Method from UNI CEI 13005
Total relative extended uncertainty method generates an uncertainty that is valid over the entire calibration
frequency range or, at least, over the used range (often we can keep out the frequencies under few ten of KHz and
the frequencies over 2500 MHz). There is a correction defined in UNI CEI ENV 13005, called b, that is additional:
E = E0 + b. The calibration factor is multiplicative: E = E0 /Cf and so b = E0 (1/Cf – 1) that is: b/E0 =(1/Cf – 1).
Thus we have:
Utot/E0 = Umax/E0 + (1/Cf,max - 1)
where: Umax is the maximum uncertainty in the considered range and Cf,max is the maximum calibration factor in the
same range. This method often leads to overestimate the uncertainty.
UNI CEI ENV 13005, instead, requires to calculate the average correction as:
and uncertainty can be obtained as:
RESULTS
We have calculated:
Total relative extended uncertainty ..................... 39%
Method from UNI CEI 13005 ............................. 29%
The relation between percent and dB expression of uncertainty is given by:
Anisotropy defines the spatial orientation dependence of the instrument. It may be included in the calibration factor
uncertainty, but this must be declared in the calibration certificate; otherwise it may be declared by the producer.
Usually it is of the order of 0.5 dB (6%) for the detector, and 1dB (12%) for the entire measurement instrument.
The external factor that mostly influences instrumental answer is the temperature. The uncertainty in temperature
UT is usually declared by the producer in a range R in which it is supposed a uniform distribution.
The temperature uncertainty is of the order of 3% in standard conditions of temperature and pressure. For the
uncertainty of the other parameters consider the repeatability of the order of 2%.
Typical temperature error are:
Winter ................................................................... R/2 = 10°C; uT = -0.15 dB UT = -0.87 dB = 10.5 %
Spring / fall ............................................................ R/2 = 10°C; uT = -0.05 dB UT = -0.29 dB = 3.4 %
Summer ................................................................. R/2 = 20°C; uT = ±0.1 dB UT = ±1.16 dB = 14.2 %
Inside a hospital building (20 °C – 30 °C) ............ R/2 = 5°C; uT = ±0.1 dB UT = ±0.29 dB = 3.4 %
The repeated measurements must be performed with a time rate suitable to the variability (Nyquist theorem). It is
possible to make the hypothesis of a gaussian distribution and consider an extended uncertainty with a cover factor
k = 1.
In case of signal modulation, with fields no more intense than 20 V/m, it is possible to consider an uncertainty
equal to 0.5 dB (6%) in AM or 2.2 dB (29%) in GSM. The variability of the source could be generally ignored in
sanitary applications.
A further component of total uncertainty is related to the probe positioning depending on measurement conditions.
Vertical and horizontal position uncertainties are empirically and statistically evaluated, using a grid of
measurements. The cover factor is assumed as unity k = 1. Typical positioning uncertainties are of the order of 2%
both in vertical and horizontal.
Human body is a good conductor, so the presence of the operator could perturbate the field. The uncertainty
depends to the distance of the operator from the probe. The presence of the operator could add an uncertainty not
less than 0.6% in open space and 2% if the operator stays near the instrument. Through a series of measures on an
energy saving lamp, we evaluated the uncertainty related to probe positioning: considering the positioning
uncertainty on a volume of 40cm x 40 cm x 20 cm we obtained Uvol = 6.3%
Thus the total uncertainty of wide band measurements in natural environment is given by the quadratic sum of
various uncertainties:
- calibration factor................................................... 29%
- anisotropy ............................................................. 6%
- Temperature dependence...................................... 3.4%
- Repeatability......................................................... 2%
- Source variations
- Signal modulation................................................. negligible
- Horizontal positioning .......................................... 2%
- Vertical positioning .............................................. 2%
- Operator presence and proximity. ........................ 0.6%
leading to Utot>60% (4.1bB)
Considering, on the other side, a work environment, we have:
- calibration factor................................................... 12%
- anisotropy ............................................................. 6%
- Temperature dependence...................................... 3.4%
- Repeatability......................................................... 6.6%
- Source variations
- Signal modulation................................................. negligible
- Volumetric positioning......................................... 6.3%
- Operator presence and proximity. ........................ 2%
leading to Utot>30% (2.5bB)
In the case of narrow band measurements a few more uncertainties, such those related to antenna and spectrum
analyzer, must be take into account.
The antenna factor depends from the frequency. It adds an uncertainty inferable from the calibration certificate.
The uncertainty could be considered that one valid for the central frequencies of the operative range of the antenna
obtained from interpolations and quadratic sum; or considering the maximum uncertainty at the extremity of the
range. The coverage factor is K = 2. The cable attenuation is also dependent fron the frequency. It adds an
uncertainty inferable from the calibration certificate with K = 2.
The uncertainties added by the spectrum analyzer are due to the input attenuator, to the gain, to the repeatability, to
the positioning and to the impedance .
In particolar we consider:
- between cable and antenna
UKB = | 20 log10(1±|GK||GB|) |
[dB]
- between cable and analyzer
UBL = | 20 log10(1±|GK||GB|) |
[dB]
with G = (VSWR-1) / (VSWR+1)
VSWR is the stable wave factor inferable from the calibration certificate.
The uncertainty on the spectrum must be calculated for every individuated frequency and then summing each term
squared.
The computation of the uncertainty propagation for every frequency is real time consuming, thus can be useful to
sum over all the frequency range.
Example
Antenna factor uncertainty............................. 15%
cable caused uncertainty ................................ 1.5%
analyzer caused uncertainty ........................... 3.5%
antenna reflexion coefficient GK ................... 0.5%
Cable reflexion coefficient GB ...................... 0.005%
CONCLUSION
Following the norm CEI 211-7 (CEI 9/1997), it is possible to compare directly the law limits (3 dB). We call
“acceptable”, a value greater than 3 dB, if the difference between the measure and the limit is greater than the
uncertainty.
Figure 2: “in dubio, pro reo” method
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human beings - special requirements for instruments and guidance for measurements" First Edition 1998-08
IEEE Std 1309TM – 2005 (revision of IEEE Std 1309-1996) “IEEE Standard for Calibration of
Electromagnetic Field Sensors and probes, Excluding Antennas, from 9kHz to 40GHz”.
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Valutazione dei rischi dovuti a radiazioni non ionizzanti in ambito sanitario Tesi Laurea Magistrale di
Alessandro Dho III Facoltà Corso Laurea Ingegneria Elettronica Politecnico Torino 2009-2010
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In vitro effects of cell membrane sonoporation under sub cavitation ultrasound: a contribution to safe
ultrasound enhanced drug delivery
F. Domenici1, C. Giliberti2, A. Bedini2, R. Palomba2, F. Luongo1, D. Pozzi3, S. Morrone4, A. Congiu Castellano1, F.
Bordi1,5
(1) Sapienza, University, Physics Department, Rome, Italy (2) INAIL, Italian Workers' Compensation Authority,
Rome, Italy (3) Sapienza, University, Department of Molecular Medicine, Rome, Italy (4) Sapienza, University,
Department of Experimental Medicine and Pathology, Rome, Italy (5) CNR-IPCF UOS Roma, Physics
Department, Sapienza, University, Rome, Italy.
Introduction. In the attempt to operate molecular transient access through the cell membrane, a biophysical
increasing interest has been directed to the study of the transfer of mechanical energy mediated by the propagation
of ultrasonic waves through the skin cells and directed toward specific internal parts to body [1].
The phenomenon to which we aspire is known as transient membrane sonoporation (SP) and, under appropriate
conditions, could lead to the concrete development of new therapeutic techniques aimed at the efficient and safe
release of drugs in situ [2]. On the other hand, it is important to emphasize that the ultrasound (US) produced by
medical equipments, through the SP, may also cause osmotic stress, promote the appearance of inflammatory
processes and even weaken the occlusive mechanical barriers of skin tissue with subsequent access of
submicrometer agents. More generally cells exposed to the US field can exhibit concomitant effects, in function of
exposure parameters such as frequency, intensity and exposure time. The failure probability of the cellular repair
mechanisms is related to the irreversibility of these damages, and in turn to the risk of genotoxic and cytotoxic
damage by US, thus constituting a serious risk to human health [3-5].
It is believed that the bioeffects of US are mainly mediated by cavitation activity of sub-micrometer gas bubbles
pre-existing or generated within the biological matrix [4-7]. Despite this, biological alterations related to membrane
SP, have also been detected in exposure regime of low intensity, below the threshold of cavitation (spatial peak
temporal average intensity Ita<100 mW/cm2) [8].
In this respect, it has been recently proposed a unified elastic model named BiLayer Sonophore (BLS) to explain
the effect of membrane SP without cavitation being present. Simulations based on this model have demonstrated
the real possibility that biological membranes exposed to continuous pressure regime (0.1-1 MPa) and 1 MHz US
can undergo elastic rupture of the membrane lipid bilayer [8].
Modern microscopic and spectroscopic instrumental methods allow for sensitive detection of structural and
functional changes of cells associated to SP. These methods have been successfully employed in the field of US
cavitational regime [2,7] and can be helpful to understand and predict the onset of biological effects such as
membrane SP also under sub-cavitational regimes, the latter being scarcely considered to date.
Within this purpose, the analysis of permeability effect of biological membranes induced by US can be considered
an essential step towards a more informed medical use of US and it is also certainly valuable in the plan of new
drug delivery strategies for multiple clinical relevance.
Materials and methods. The experiments were carried out using two different cellular lines: fibroblasts (NIH-3T3)
and cheratinocytes (HaCat). The fluoroprobes used are: Calcein, FITC-Dextrans of Molecular Weight (MW)
10÷250 kDa and Propidium Iodide (PI).
For the US exposures (Fig.1) we used a medical device consisting of a submersible piezoceramic circular
transducer (6 cm diameter) tuned at 1 MHz (maximum nominal intensity=2.5 W/cm2). Such system can work in the
range from 10% to 100% of the maximum power, in continuous and pulsed mode. In the pulsed mode, the duty
cycle was selected in High Mode, by which the signal is delivered for 750 ms, followed by a pause of 250 ms.
The characterization of the acoustic field was performed by using a needle
hydrophone Precision Acoustics of 1 mm diameter (S.N. 1470) with
sensitivity 1670.4 mV/MPa (±14%). The US intensity is provided in terms of
Spatial Peak Temporal Peak SPTP (Itp) and Spatial Peak Temporal Average
SPTA (Ita).
The micro-FTIR measurements were performed with JASCO Irtron IRT-30,
Obj16X in areas of 600×600 µm2 (CaF2 substrates) at a resolution of 4 cm-1.
For fluorescence measurements an inverted optical microscope Leica DMIL
(Obj 10X; 20X; 40X) equipped with Hg vapour lamp and filters
DAPI/FITC/TRITC, and ZEISS AxioCam ICc3 video camera was used.
Flow cytometry was performed using Fluorescence Activated Cell Sorting
(FACS) cytometer FACSCalibur (BD Biosciences) equipped with two
excitation lasers (argon λ=488 nm and visible red diode laser 635 nm); 10 000
events were recorded for each sample.
Results and Discussion. The structural analysis performed on HaCat
and 3T3 by FTIR spectroscopy revealed a change in the ratio of the
intensity of absorption of asymmetric and symmetric stretching of
methylene groups located in the membrane lipid chains. The value of
this ratio is closely connected with the degree of interdigitation of
membrane lipids [9].
The results are evident from exposures of 15' and Itp (Ita) 19 (4.0)
mW/cm2 (Fig.2). The unchanged position of these peaks indicates the
absence of a phase variation of membrane lipids. This result was
confirmed up to now for Itp (Ita) to below 37 (8.0) mW/cm2 and up to
30'.
The effects of alteration of membrane permeability induced by US
were investigated by fluorescence microscopy and FACS using the
probe calcein. The analysis showed that values Itp (Ita) of about 41
(6.7) mW/cm2 (duty cycle 75%) and exposure times of 15' are
sufficient to activate the phenomenon of SP in both cell lines studied.
We therefore undertook a study to determine the correlation between uptake efficiency and time of exposure to US
treatment. Fluorescence and FACS analysis indicates that both cell
lines undergoes a significant level of calcein uptake starting from
15' of exposure (Ita=6.7 mW/cm2), which increases by time,
moreover demonstrating the existence of a linear correlation
(Fig.3) between uptake efficiency and exposure time. Preliminary
investigation by confocal fluorescence microscopy also allowed to
establish that the calcein is located inside the cell where it remains
preferentially diffuse into the cytosol.
The study of SP effects in function of the intensity of exposure, has
involved the use of fluorescent molecules of dextran with different
size. The results of FACS measurements (Fig.4) clearly show not
only that the efficiency of uptake for the same MW of dextran
increases with increasing values of Itp (Ita) exposure between 41
(6.7) and 99 (16) mW/cm2 (t=15'), but more importantly, within
that window of parameters of radiation, US allows molecules of
different MW (600 to 70 kDa) to enter the cell.
Notably, by working at Ita~16 mW/cm2, 15' and 1 MHz,
although the value is far from that of the threshold of cavitation,
it allows that molecules of 70 kDa can enter the cells. Being the
Stokes diameter of dextran of ~12 nm, we have an estimate of
the minimum size of the sonopore membrane so produced.
The presence of a phenomenon of post-irradiation membrane
recovery [7,9], has also been disclosed by FACS measurements
on 3T3 cells irradiated at 1 MHz and Itp (Ita)~41 (6.7) mW/cm2
(duty cycle 75%). In the latter framework, the addition of
calcein occurred at different temporal delays from the end of
the treatment. In association with this study the level of
viability was also monitored by fluorescence assay of PI
revealed by FACS. The overall results point out the actual
reversibility of wild-type permeability and low risk on cell
viability. For short exposure times it is assumed the formation
of transient pores; for exposure times of at least 30', the time of "recovery" of a few minutes is instead compatible
with more extensive cellular repair processes due to the formation of membrane wounds [7].
Preliminary micronucleus and PCR tests seem also indicate that for Itp (Ita) ranging from ~41(6.7) to ~12 (58)
mW/cm2, SP can occur without promoting genotoxic and inflammatory responses.
Conclusions. The analysis of structural and permeability changes of 3T3 and HaCat cell lines undergoing 1 MHz
US has been documented on varying exposure time and intensity well below the threshold of cavitation regime,
until now little considered. Within such condition, the cell permeability alteration we observed is consistent to
reparable SP, pointing out clear experimental evidences of a direct correlation between efficiency of uptake with
both time and intensity of US exposure. The product of intensity and time is in fact the energy of irradiation. The
latter parameter can be related to the size of the sonopores and in turn to the probability of finding cells with pores
of sufficient size to pass the fluorophore in examination.
Effects on membrane lipid packaging, we observed below the threshold of both US cavitation and SP, may be
interpreted in terms of increasing of membrane tension, a phenomenon precursor to the threshold of its elastic
rupture.
Our results are supported by recently proposed BLS model and constitute an important experimental validation,
and may also arouse some biomedical interest for the chance in targeted and safe delivering of drugs inside cell.
References:
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Drug Discov (2005) 4, 255-260.
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[3] G. ter Haar, The resurgence of therapeutic ultrasound – A 21st century phenomenon, Ultrasonics (2008) 48,
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Natl Acad Sci USA (2011) 108, 3258-3264.
[9] H.R. Guzmán, et al., Ultrasound-mediated disruption of cell membranes. II. Heterogeneous effects on cells, J
Acoustic Soc Am (2001) 110, 597-606.
Analisi statistica degli effetti fisiologici macroscopici negli esami a Risonanza Magnetica con
apparecchiature da 1T, 1.5T e 3 Tesla
Statistical analysis of physiological macroscopic effects in MRI with 1T, 1.5T and 3T scanners
F.Bonutti 1, A.Peterle 2, S.Codutti 3, A.Cargnello 3, C.Piorico 3, M.Maieron 2, R.Padovani 2
(1) Medical Physics Department, University Hospital of Udine
(2) Radiographer School of Udine University
(3) Magnetic Resonance Imaging Center, University Hospital of Udine
Purpose: the aim of this study was to analyze the correlations between physiological effects induced on
patients during MRI examinations and the magnetic field strength, MRI sequences, scanner design,
environmental factors, sex, age of patients, for three different scanners of 1T, 1,5T and 3 Tesla.
Methods and materials: we took the opportunity of the simultaneous presence at the University Hospital of
Udine of three different MRI scanners with static fields of 1T, 1.5T and 3T to make a statistical study of the
physiological effects felt by patients during examinations. At the end of MRI examination, to each patient
was asked to fill in a questionnaire containing a list of the most typical physiological sensations felt during
the examination, for a total of 500 patients interviewed.
Results: the results show that the increase of the static magnetic field strength significantly increases the
number of patients who suffered from vertigo (7.6% for 1T; 17.0 % for 1.5T and 18.0% for 3T),
magnetophosphenes (1.2% for 1 T; 4.9% for 1.5 T and 6.6% for 3T) and dry mouth (3.5% for 1T; 13.1 % for
1.5T and 30.3% for 3T). A substantial part of patients complained mental confusion, even if there was not a
significant difference in the three different equipment. It's correlated with the use of longer "heavy"
sequences (in terms of nerve stimulation (dB/dt) and overheating (SAR)) the amount of patients who
experienced more itching (8.2% of patients undergoing normal or bland sequences (standard spin-echo,
turbo-spin-echo) against 18.9% of patients undergoing "heavy” sequences (EPI, DTI), burning sensation
(6.0% against 12.0%), feeling hot (30.4% against 40.0%).
Tiredness is related to the examination total time (19.9% of patients undergoing short-term exams
complained tiredness, against 34.5% patients undergoing longer examinations) and the scanner design is
the cause of disorders such as headaches and claustrophobia. The environmental conditions humidity and
temperature, that are important for the correct working of the scanner, do not seem to affect in a substantial
way the warm feeling felt by the patients: this is probably due to the airflow generated inside of the tunnel
that keeps it at a constant level, for an appropriate patient comfort.
The female patients were significantly more sensitive than males compared to almost all the sensations
considered: for example, the feeling of anxiety is about double in females.
Conclusion: the magnitude of frequencies of the observed effects showed a clear correlation with the
exposure factors. The analysis has highlighted the effects of certain importance, e.g. shock, nausea and
excessive noise that usually are not mentioned by the patients. The survey highlighted also the importance of
a correct and complete information given to the patient regarding possible disturbances during the
examination, which is part of the management of patient safety in MR.
Diodi laser medicali: valutazione del rischio e garanzia di qualità
Medical laser diodes: risk assessment and quality analysis
W.Sartor1, L.Gentile1, C. Giovinazzo1
(1) ASL CN1
Purpose: Due to their relative low cost, laser diodes, operating in the electromagnetic spectrum between 400 and
1400 nm, are widely used in clinical environment for physiotherapy treatments. The use of this kind of instrument
requires, as well as for other typical laser, an accurate evaluation of direct and indirect risks, according to the
current regulation, both for workers and population, considering that laser can represent a danger for very long
distances. Last, but not least, the patients radio-protection implies the prevention from adverse events and the
control of treatment quality.
Methods and materials: laser diodes use the stimulated emission of a conveniently polarized N-P junction.
Wavelength emission depends upon the different matter used and can be modulated varying polarization and
doping. Usually they are constituted bay alloys of three or four metals.
Figure 1: emission spectrum of different laser (IRA in evidence)
Because of the reduced dimensions of the exit window and its rectangular form, laser beam has an elliptical form,
and is thus named “astigmatic beam”. Astigmatism can be corrected wit the use of lens.
Figure 2: shape of a laser diode beam
The characteristic curve, relating the light output versus the input current, shows three different regions:
− a first tract of incoherent output, where the system emits as a LED
− beyond a threshold value, we have the emission of coherent light, proportional to the current
− the latter emission ends at the damage threshold, beyond which the optic system busts
Figure 3: typical characteristic curve
The slope of the linear tract represents the efficiency. Typical efficiency values are around 30%.
Besides, it must be considered that light output strongly depends on the temperature.
Figure 4: dependence light output-temperature
The emission of laser diodes can be really dangerous for human eye because, both in the visible spectrum and in
the IRA region, light is focused on the retina. Thus, an accurate risk assessment must be performed, evaluating the
maximum permitted energy (MPE) and defining the laser controlled area.
MPE must be calculated both for continuum emission (t>0,25s) and for pulsed emission (t<0,25s).
In detail, for pulsed emission we must consider that::
− the exposition deriving from a single pulse of duration t in the train, must be lower than the exposure limit
value for a single pulse of duration t [Jm-2]
− the mean exposition calculated on a pulse train of duration T, must be lower than the exposure limit value
calculated for a single pulse of duration T
− the mean exposition calculated on a pulse train of duration T, must be lower than the exposure limit for a
single pulse, corrected for a thermal correction factor
MPE is taken as the lower among the previous values. The Nominal Ocular Hazard Distance (NOHD) is calculated
as:
1
4P
NOHD =
− a
ϕ
π MPE
where:
− a is the laser beam diameter
− φ is the angular divergence of the beam
(√
)
Once calculated the NOHD, the laser safety officer is able to define the Laser Controlled Area as the circumference
of radius equal to NOHD and centred on laser. Practically it is more convenient to identify the LCA simply with
the room where the laser operate. The LCA must be signalled with opportune signs, indicating the kind of laser
present inside. Reflecting objects in the room must be shielded to avoid possible damage and the closing of doors
must be assured with laser is operating.
Figure 5: LCA signal
To furnish the personnel with the correct eye protectors the required optical density of the filter must be calculated
as:
H eyee
OD = log
MPE
where:
H eye =
4E
πa 2r
The OD, rounded up to the next integer, gives the protection factor. Attention must be paid that this value is enough
respect the energy exposition on the filter. Finally never forget that protection factor is strictly correlated on
incident wavelength.
Figure 6: correlation between filter OD and incident wavelenght
Clinical properties of a laser are related to a series of parameters, such as wavelength, energy supply, alignment and
dimension of the beam, that must be periodically checked. Thus we developed a quality assurance procedure for
medical laser diodes used in physiotherapy treatments. Since this devices usually present an emission in IRA
region, we performed our measured using a spectroradiometer Jeti Specbos 1211, with a wavelength range
between 100 and 1000nm.
Results: We may affirm that the wavelength peak's position seems to be independent from setted power and
frequency and from equipment daily use.
Figure 7: independence of peak position from power and frequency
To verify the possible peak drift due to the raise in the diode temperature related to the continuum use during the
day we checked the peak wavelength at the beginning and at the end of a working day. As shown in the figure
below, no significant difference has been registered.
Figure 8: independence of peak position from temperature
The decrease in the energy peak can be explained with the dependence between number of electron-hole pair in the
junction and the temperature.
Both beam dimension and correspondence with the pointing beam can be measured using simply a commercial
available photocamera, whose sensors reach the IRA region. It must be verified that:
−
−
−
−
the pointing beam is within a 2mm diameter circumference
the distance between treatment beam and pointing beam is less 50% of the diameter of the beam itself
the diameter of the pointing beam is not more than 1,5 times of the treatment beam
the burnt part is symmetrical and uniform
Conclusion: since their lower cost laser diodes are widely diffused and a simple and rapid procedure for quality
control is thus necessary. We demonstrated how, with a very few instruments, an efficient procedure can be
performed, obtaining good results.
References
1. Italian Law 81/2008, based on Directive 2006/25/EC Artificial Optical Radiations and Directive
89/391/EEC …Safety and Health of Workers at Work
2. EN 60825-1-2007 Safety of laser Products part 1 Equipment Classification and Requirements
3. EN 60825-1-1994 Safety of laser products. Equipment Classification, requirements and user’s guide.
4. IEC/TR 60825-8:1999-11 I Safety of laser Products part 8. Guidelines for the safe use of medical laser
equipment. In Italy “CEI 76/6”
5. EN 60825-4:2007 Safety of laser products part 4. Laser Guards.
6. Report AIFM 5 (2009) n 1/2009 ( Italian Association Medical Physicists)
7. EN 207:2009. Filters and eye protectors against laser radiation December 2009
8. EN 208: Laser Alignment (Adjustment Eyewear)
9. E. Fred Schubert, “LIGHT-EMITTING DIODES-SECOND EDITION”, Cambridge university press
10. Francesco Blandamura, “Complementi di ottica – l’ottica ed i laser utilizzati in medicina”
11. L. Yang, J. Hu, L. Kim, and M.W. Shin, “Variation of thermal resistance with input power in LEDs”
12. Lorenzo-Roberto Trevisanello, “Analysis of the Temperature impact on Reliability of GaN-based Light
Emitting Diodes”
13. M. Meneghini, L. Trevisanello, U. Zehnder, T. Zahner, U. Strauss, G. Meneghesso, and E. Zanoni, “Hightemperature degradation of GaN LEDs related to passivation”
Soluzioni tecniche per ridurre il rischio dei lavoratori esposti a
radiazioni laser: l’esperienza della A.S.L. n.5 - Spezzino
Technical options for risk reducing of laser radiation exposed workers:
the A.S.L. n.5 - Spezzino experience.
Luciano MONDINI*, Lorenzo PAITA**, Silvia SIMONINI**, Franca FOPPIANO*
*S.C . di Fisica Sanitaria, A.S.L. n.5 – La Spezia
**Servizio di Medicina Preventiva, A.S.L. n.5 – La Spezia
INTRODUZIONE
Le problematiche connesse alla prevenzione e protezione da radiazioni ottiche artificiali coerenti nei luoghi di lavoro,
sono regolamentate dal Decreto Legislativo n. 81/2008 Titolo VIII, Capo V[2] ; la norma impone ai datori di lavoro la
valutazione dei rischi a cui sono esposti i lavoratori anche tramite misure e calcoli per la verifica del non superamento
dei limiti di esposizione. I lavoratori esposti a rischio laser devono essere sottoposti a sorveglianza sanitaria , svolta
secondo i principi generali di cui all’articolo 41, ed effettuata dal medico competente. Allo stesso modo è previsto che
la sorveglianza fisica sulla sicurezza venga effettuata da un addetto alla sicurezza laser. In Azienda la S.C. di Fisica
Sanitaria garantisce la sorveglianza fisica attraverso le verifica della Distanza Nominale di Rischio Oculare (DNRO ) e
della Densità Ottica (DO) dei DPI oculari, le misure di accettazione comprensive della verifica sulle potenze di
emissione e la formazione di ogni operatore esposto, mentre il Servizio di Medicina Preventiva garantisce la
sorveglianza medica attraverso un protocollo specifico per il rischio laser
.
MATERIALI E METODI
Per il calcolo della DNRO oltre la quale non viene superato il limite di esposizione e la DO dei DPI oculari indossati da
quegli operatori che devono rimanere al di sotto della DNRO sono state adottate procedure automatiche di calcolo;
laddove tali dati vengano forniti anche dal costruttore, se ne verifica la correttezza. I laser classe 3B e classe 4 presenti
in Azienda sono riportati in tabella 1; per ogni apparecchiatura vengono riportati tutti i parametri necessari per il
calcolo della Esposizione Massima Permessa (EMP) e della corrispondente DNRO.
Tabella 1:Principali caratteristiche tecniche delle sorgenti laser classe 3B e classe 4 impiegate in Azienda
La DNRO cambia in funzione del tipo di fascio uscente (ultima colonna tabella 1) come di seguito riportato:
•
Fascio diretto;
•
Fascio focalizzato con lente;
•
Fascio uscente dalla fibra ottica;
L’EMP dipende da : lunghezza d’onda(λ), durata dell’impulso(t), tempo di emissione(T), modalità di
funzionamento(CW- PULSED), potenza/energia della sorgente(W/J); in particolare per il calcolo dell’EMP(T=>10s) in
emissione continua si considera una durata dell’esposizione maggiore di 10s, mentre in emissione pulsata il valore della
EMP è quello massimo tra i tre di seguito riportati:
EMP(t<10s) dove t è la durata del singolo impulso [4]; EMP treno = EMP (t<10s) x (freq. x T)^ (-0,25); EMP per
esposizione media = EMP (T/N)) = EMP (T=>10s) / (freq. x T)^-0.25
Dato che il superamento della EMP dipende dalla potenza erogata dal fascio diretto, attraverso campagne di misura
annuali si verifica la stabilità delle potenze erogate[8]. Si controlla che la differenza tra potenza impostata e potenza
effettivamente erogata non salga al di sopra del 20%. Per le sorgenti dove si supera il 20%, si attiva l’intervento di
manutenzione. La procedura prevede che si eseguano 3 misure nell’intervallo delle potenze erogabili, impostando una
potenza bassa, una media e una alta. Nella tabella 2 sono riassunti, per diverse λ, i risultati delle due ultime campagne
di misura annuali.
Tabella 2:Rapporti % potenze erogate/potenze impostate,rilevai nelle campagne di misura anno 2011 e anno 2012
In relazione al risultato della EMP, DNRO e DO dei DPI, i lavoratori esposti devono essere informati e formati. Per i
lavoratori esposti sono obbligatori corsi di formazione preliminari all’impiego del laser , così da informare sui rischi e
di conseguenza formare il lavoratore sui comportamenti da adottare ; il corso è strutturato in due sezioni della durata di
45’. L’attestato di formazione in materia di sicurezza laser e la conseguente idoneità rilasciati a fine corso, sono
subordinati al superamento con esito positivo di un questionario a risposta multipla (tipo ECM). Dato che le domande
poste sono sempre uguali, il riepilogo dei risultati ottenuti nelle risposte ai test, è un valido indice per confrontare il
livello di formazione raggiunto per figura professionale e per reparto. Sono stati formati 62 lavoratori, ognuno per il
rischio specifico legato alla sorgente laser in uso, ripartiti come da tabella 3 .
Tabella 3 :Lavoratori idonei al termine del corso di
formazione, per qualifica e reparto di appartenenza
I nominativi dei lavoratori che hanno superato con esito positivo il test finale del corso di formazione vengono
comunicati al Servizio di Medicina Preventiva che, in applicazione delle Linee Guida AIRM [9], sottopone i lavoratori
esposti a sorveglianza sanitaria secondo il seguente protocollo:
-visita medica preventiva (accurata anamnesi per patologie presenti ed eventuali incompatibilità) e visita oculistica
-visita medica periodica e visita oculistica (almeno triennale o con periodicità diversificata a seconda del reparto di
appartenenza, annuale in caso di lavoratori esposti “particolarmente sensibili”)
Gli accertamenti sono indirizzati, in particolare, all'intercettazione di particolari condizioni di ipersuscettibilità dei
lavoratori esposti per danni oculari o cutanei (es. albinismo, soggetti portatori di Drusen o di malattie del collagene).
RISULTATI
In tabella 4 si riportano i valori di EMP e DNRO calcolati col foglio di calcolo;
Tabella 4:Riepilogo delle EMP e DNRO calcolate in excel per le diverse sorgenti laser impiegate in Azienda
Nel grafico 1, laddove presenti, si confrontano le DNRO fornite dal costruttore con le DNRO calcolate;
Grafico 1:Per diverse λ , confronto tra DNRO riportata nel manuale d’uso e DNRO ricavata con foglio di calcolo
DNRO(m)CALCOLATE
Confronto DNRO
DNRO (m) DITTA
DNRO (m)
1000,00
In tabella 5 si riportano i valori di DO
dei DPI oculari ottenuti con foglio di
calcolo per ogni tipologia di
emissione ; Tabella 5:Livelli di
attenuazione dei DPI oculari calcolati
per le diverse sorgenti laser
100,00
10,00
1,00
0
2000
4000
6000
8000
10000
12000
Lambda (nm)
Variazione max W imp/mis
2011
2012
25,00%
Nel grafico 2 si confrontano[8], per diverse
λ, le variazioni massime rilevate tra le
potenze impostate e quelle effettivamente
misurate rispettivamente nelle campagne di
misure effettuate negli anni 2011 e 2012.
Grafico 2:Variazione annuale del rapporto
% potenza emessa/potenza impostata, per
diverse λ
Variazione % max
20,00%
15,00%
10,00%
5,00%
0,00%
514
532
1064
2080
10600
10600
10600
Lambda nm
Numer o f or mat i
5
3
FISIOTERAPISTA
5
21
INFERMIERE PROF.
MEDICO ODONTOIATRA
MEDICO SPECIALISTA IN
GINECOLOGIA
I risultati ottenuti per figura professionale al
termine dei corsi di formazione dei
lavoratori, sono riportati in grafico 3 e
grafico 4.
Grafico 3:Numero operatori formati e idonei
al termine del corso di formazione, per figura
professionale
OCULISTICA
38
Media % test
Media % test
105%
Esito Test finali
100%
95%
Grafico 4:Rapporto % risposte
esatte/ risposte totali ai test
finali, per figura professionale.
90%
85%
80%
75%
FISIOTERAPISTA
INFERMIERE PROF.
MEDICO
SPECIALISTA IN
OCULISTICA
MEDICO
ODONTOIATRA
Figura Professionale
Dal grafico 4 si ricava una percentuale di formati tra gli operatori (infermieri e fisioterapisti), nettamente superiore ai
medici. Dal grafico 5 invece si evidenziano le differenti percentuali di risposte corrette ai test finali. Tra i lavoratori
formati, a partire dal 2011 il Servizio di Medicina preventiva ha sottoposto a sorveglianza sanitaria 50 dipendenti
dell’Asl 5 Spezzino, mentre 2 lavoratori non si sono presentati alla visita medica. Nello specifico (Grafico 5) hanno
effettuato la visita medica preventiva per il rischio laser 18 infermieri del blocco operatorio, 15 terapisti della
riabilitazione, 6 infermieri appartenenti alla S.S.D. Fisiochinesiterapia, 5 infermieri della S.C. Oculistica e 5 medici
della S.C. Oculistica.
Grafico 5:Numero operatori visitati per figura professionale
5
Numero visitati
FISIOTERAPISTA
INFERMIERE PROF.
15
OCULISTICA
29
CONCLUSIONI
L’evidente sovrastima della DNRO calcolata rispetto a quella indicata dal costruttore ( grafico 1) ha determinato un
sostanziale miglioramento delle procedure adottate e della sicurezza. Inoltre in diverse situazioni il calcolo del
conseguente corretto livello di attenuazione dei DPI oculari ha permesso di rivedere le caratteristiche degli occhiali
protettivi in dotazione al reparto. Durante le campagne di misura annuali, il confronto tra i valori misurati ha
evidenziato un sostanziale miglioramento della stabilità di potenza effettivamente erogata dal fascio laser diretto, che
per la maggior parte delle sorgenti, a distanza di un anno, è passata da variazioni di potenza significative ( 5%-10%) a
variazioni nulle. Soltanto per le sorgenti laser Nd-Yag (S.C.Oculistica) e CO2 terapeutici (S.S.D. Fisiocinesiterapia),
sono state riscontrate variazioni di potenza più rilevanti, anche se comunque mai superiori al 20% previsto dalla norma.
Il grafico 5 indica una maggiore preparazione e formazione di base da parte dei Fisioterapisti rispetto agli Infermieri;
questo ha fatto alzare il livello di attenzione nel rispetto delle procedure laddove la sorgente laser viene impiegata
prevalentemente da infermieri, come nelle sale operatorie. Relativamente alla sorveglianza medica, tutti i lavoratori
visitati sono risultati idonei all’esposizione a laser, non è emerso nessun soggetto “particolarmente sensibile” e quindi
non sono state espresse idoneità con prescrizioni specifiche.
BIBLIOGRAFIA
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clinico e attrezzature – Requisiti generali per fabbricanti, operatori e prodotti” (2004)
(7) UNI EN 207: “Filtri e protettori dell’occhio contro radiazioni laser (protettori dell’occhio per laser)” (2010)
(8) UNI EN ISO 11554: “Laser e sistemi laser – Metodi di prova della potenza del fascio, dell’energia e delle caratteristiche
temporali”
(9)Linee Guida AIRM – SIMLII “Sorveglianza sanitaria dei lavoratori esposti a radiazioni non ionizzanti”, Pubbl. AIRM n.47-2012
6WLPDGHOO¶HVSRVL]LRQHGHJOLRSHUDWRULVDQLWDULDOFDPSRPDJQHWLFRVWDWLFRLQ5LVRQDQ]D0DJQHWLFD
Aldo Valentini1, Daniele Ravanelli2, Francesco Coelli3
(1) Servizio di Fisica Sanitaria – Azienda Provinciale per i Servizi Sanitari – Trento
(2) Scuola di Specializzazione in Fisica Medica - University of Rome - Tor Vergata
(3) Corso di Laurea in Tecniche di radiologia medica per immagini e radioterapia. UNIVR – Sede di ALA.
,QWURGX]LRQH
Questo lavoro si propone di stimare il rischio per gli operatori TSRM che svolgono la loro attività in Risonanza
Magnetica, confrontando i dati ottenuti con i limiti imposti dalla legge per valutarne il rispetto [1].
Questi è l’operatore che normalmente, per motivi professionali, è esposto per tempi assai prolungati e si trova
più frequentemente a dover operare in presenza di un elevato gradiente di campo statico.
Presso l’U.O. di Radiologia dell’Ospedale S.Chiara di Trento per due mesi si sono osservati e registrati i
comportamenti dei TSRM che operavano nella sezione di Risonanza Magnetica. Si sono misurati i tempi di
permanenza nelle varie fasi lavorative suddivise per tipologia di esame. Si è dotato il TSRM di un apposito
strumento di misura del campo magnetico (rivelatore Talete prodotto da Tecnorad) che ha permesso di
analizzare a frequenze elevate (1 misura/0.096 s) le esposizioni a livello della fronte e del torace [1].
0DWHULDOLHPHWRGL
La recente attuazione del D.Lgs 81/2008 (TUSL) [2] e l’emanazione delle nuove linee guida ICNIRP [3] hanno
suscitato particolare interesse riguardo le attività sanitarie di RM per quanto attiene il rispetto dei livelli di
azione e dei limiti che discendono dal movimento degli operatori all’interno del campo magnetico statico.
Lo scopo del lavoro effettuato presso la struttura del Servizio di Fisica Sanitaria di Trento è di valutare
l’esposizione occupazionale reale del TSRM al campo magnetico statico, come previsto dal D.Lgs. 81, al fine di
garantire il rispetto dei limiti previsti dalla normativa.
Si è adottato un sistema di monitoraggio personale che registra i valori delle 3 componenti spaziali del campo di
induzione magnetica statico. Da queste si è calcolato il modulo ed anche il parametro G%GW al quale il TSRM è
esposto.
Obiettivo è quindi quello di:
• verificare sperimentalmente il rispetto dei limiti del D.M. 02/08/1991, relativo all’esposizione
dell’operatore al campo magnetico statico;
• verificare sperimentale il rispetto dei limiti fissati dal D.Lgs. 81 (Tabella 3 e Tabella 1, allegato XXXVI),
relativi all’esposizione dell’operatore a possibili correnti indotte dalla variazione dB/dt.
Il rilevatore Talete, modificato su nostra proposta, è dotato di tre semiconduttori, che sfruttano l’effetto Hall,
orientati ortogonalmente fra loro secondo le tre direzioni spaziali (x, y, z) contenuti all’interno di un involucro
in plastica comodamente portabile dall’operatore. Lo strumento consente di misurare valori di campo magnetico
lungo le tre direzioni spaziali con una frequenza di campionamento di 10.4 Hz. Le misurazioni sono state
eseguite durante la normale attività lavorativa del reparto su fronte e torace, in quanto soggette a differenti
esposizioni di campo, in virtù della differente altezza cui si trovano e dei diversi movimenti di traslazione,
rotazione e quindi di diversa accelerazione a cui sono soggette.
Un programma, appositamente scritto, legge i dati binari dal lettore e li compone in un foglio Excel, rendendoli
così interpretabili e gestibili. Il data base ottenuto riporta la data, l’ora e l’intervallo di campionamento, seguiti
dai tre valori di campo misurati lungo le direzioni spaziali, il valore della loro somma vettoriale (modulo), ed il
valore calcolato della derivata temporale del modulo del campo.
0RGHOORSHUODYDOXWD]LRQHGHOOHFRUUHQWLLQGRWWH
Kännälä [4] evidenzia come le frequenze estremamente basse (sotto 1 Hz) siano le principali componenti della
radiazione indotta dal moto del corpo nel campo magnetico statico. Per questo motivo nel presente lavoro
abbiamo considerato unicamente il limite di 40 mA/m2 corrispondente al limite per radiazioni di frequenza
inferiore ad 1 Hz.
Il corpo umano è un conduttore elettrico con una sua resistività elettrica 5, che varia da tessuto a tessuto. Una
variazione di campo magnetico genera sulle cariche elettriche, una forza che né determina il moto e quindi
induce un campo elettrico. Il concetto è espresso dalla nota terza equazione di Maxwell:
∇× ( = −
G%
= ( (W )
GW
'RYH :
% = Induzione magnetica [T], W = Tempo [s], ( = Campo elettrico [V/m]
Integrando l’equazione:
G G
v∫ ( <GO = −
Γ
GΦ
GW
v∫ ( ⋅ GO ⋅ cos(θ ) = v∫ ( ⋅ GO =( ⋅ v∫ GO =( ⋅ 2π ⋅ U
Γ
Γ
Γ
G (π ⋅ U ⋅ % )
G (% )
GΦ
=−
= −π ⋅ U 2 ⋅
GW
GW
GW
TXLQGL, DVVXQWR : U = 2 P
G%
(≈−
GW
2
−
La grandezza che maggiormente interessa il D.Lgs. 81/2008 alle basse frequenze, è la densità di corrente [A/m2] legata al campo elettrico ( dalla conduttività dei tessuti con la relazione:
- =σ ⋅(
dove:
σ =Conduttività del tessuto[A ⋅9 −1 ⋅ m -1 ], E= Campo elettrico [Vm -1 ]
Valgono inoltre le relazioni:
5⋅6
[ Ω ⋅ P]
O
dove:
ρ=
σ=
1
O
=
[ 6 ⋅ P −1 ]
ρ 5⋅6
ρ = Resistività
5 = resistenza elettrica di un campione specifico [Ω]
6 = area della sezione del campione perpendicolare alla direzione della corrente [m 2 ]
O = distanza tra i punti tra i quali è misurata la tensione [m]
Dalle precedenti relazioni si ricava:
- = (⋅
O
[ $ ⋅ P −2 ]
5⋅6
Ed anche la formula inversa: ( = - ⋅
5⋅6
[9 ⋅ P −1 ]
O
La corrente che attraversa il corpo umano incontra resistenze diverse a seconda del tessuto interessato ed i
fattori che descrivono il fenomeno sono molteplici.
In prima approssimazione si può assumere [5]: ρ = 3 ÷ 6 [Ω ⋅ P]
A partire dal valore limite - P$P (rms) previsto dal D.Lgs. 81/2008, si ricava il valore di azione per il
parametro G%GW al fine di monitorarne il possibile superamento. Si ottiene:
G%
GW
G%
GW
= −(
= −-
⋅
5⋅6
= −ρ ⋅ O
[7 ⋅ V −1 ]
= −6 [Ω ⋅ P] ⋅ 0.040 [ $ ⋅ P −2 ] = −0.240 [7 ⋅ V −1 ]
I valori calcolati di dB/dt vanno confrontati con il valore 240 [P7 ⋅ V −1 ] .
Dato l’alto campionamento del parametro G%GW+], ed il fatto che il suo valore di azione sia definito a 1Hz,
le misurazioni sono state filtrate con una funzione a finestra mobile di 1 s per avere un dato affidabile del
parametro G%GW meno influenzato dalla presenza di rumore o fluttuazioni della misura.
5LVXOWDWL
Le misure evidenziano un’elevata variabilità dei tempi di esposizione del TSRM all’interno di ogni singola
tipologia d’esame, questo a dimostrazione della complessità degli eventi che caratterizzano il lavoro e che
dipendono come già detto da diversi fattori legati a paziente, operatore, organizzazione e lavoro di squadra.
Complessivamente il personale è esposto per 82.5 min/giorno che considerando la turnazione corrisponde ad un
tempo totale di permanenza in sala è circa di 1 ora/giorno/operatore.
E’ ragionevole dedurre che il tempo di esposizione a più di 200 mT sia quindi inferiore ad 1 ora /giorno.
Di seguito si riportano i grafici relativi ad alcune misure effettuate, l’individuazione delle fasi lavorative ed il
confronto fra le misure a torace e fronte.
RM
Encefalo
RM
Encefalo
RM Colonna
Lombare
RM Colonna
lombare e dorsale
Interpretazione delle misure con Talete alla fronte dell’operatore.
Prep=
preparazion
e sala
Pos=
posizioname
nto
Mdc=iniezio
ne mezzo di
contrasto
Dism:
dismissione
paziente
3UHS
preparazio
ne sala
3RV
posiziona
mento
0GF
iniezione
mezzo di
contrasto
'LVP dismission
e paziente
Interpretazione delle misure con Talete al torace dell’operatore.
FRONTE
TORACE
Confronto delle misure dei due rivelatori posizionati alla fronte e al torace dell’operatore.
Nella figura seguente viene riportato, a titolo di esempio, l’andamento del parametro dB/dt calcolato per l’esame
RM Colonna Lombare e Dorsale. I supermento del parametro G%GW avviene per un tempo totale dipendente
dal limite assunto e dalla filtrazione temporale assunta. E’ dell’ordine di pochi secondi per G%GW P7s
e sale a qualche minuto perG%GW P7V
&21)52172G%GWG%GW G%GW
SHU50&RORQQD/RPEDUHH'RUVDOH
800
700
600
dB/dt
500
(dB/dt)mm
400
300
240 mT/s
200
100
0
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
Confronto delle valori del parametro G%GW e G%GW filtrato con una finestra a media mobile di 1s, rispetto al
range e valore medio del parametro G%GW
'LVFXVVLRQLH&RQFOXVLRQL
Dalle misure effettuate risulta che:
• l’esposizione dell’operatore non supera mai i 900 mT;
• le differenze fra l’esposizione al torace ed alla fronte dell’operatore sono poco significative. Pur essendo
la distanza tra i due dosimetri di circa di 40 cm, la presenza della bobina di shielding riduce i gradienti di
campo magnetico esterno al gantry;
• l’analisi dei dati acquisiti ha permesso di calcolare, per le tipologie di esami più frequenti, il tempo di
esposizione dell’operatore a valori superiori ai 200 mT.
1(6$0,LQ'8(0(6,
1(6$0,(675$32/$7,
$//
$112
7(0320(',235(6(1=$,1
6$/$VHVDPH
7(0320(',2H5$1*(
(6326,=,21($&$032!
5$3325727(032
(6326,=,21(7(0326$/$
(1&()$/2
$''20( &2/211$
$/75,
7RWDOL
276
61
77
280
694
1656
366
462
1680
4164
285
310
261
365
-
15.0
(1 – 46)
15.4
(4 – 39)
58.7
(38 – 79)
25.0
5.28
4.95
22.49
6.85
23.9
-
7(032727$/(35(6(1=$,1
471298
113460
120582
6$/$VDQQR
7(032727$/((6326,=,21(
24870
5622
27119
VDQQR
7(032727$/((6326,=,21(
RUHDQQR
Tabella riassuntiva dati raccolti per tipologia di esame.
613200
13185400
42000
99611
Il tempo totale di esposizione a campi magnetici superiori ai 200 mT, per tutti gli esami effettuati e cumulativo
per tutti i TSRM, risulta di circa 28 ore/anno. Il rapporto del tempo annuale di esposizione a campi maggiori di
200 mT ed il tempo ammesso dalla legge è di 28 (ore/anno) / 286 (ore/anno), ovvero un indice di rischio pari a
10%.
Per le correnti indotte si deve invece sottolineare il superamento dei valori di azione di G%GW derivati dal limite
di densità di corrente superficiale fissato nel D.Lgs 81. I valori di G%GW calcolati variano a seconda che si
considerino i dati campionati (valore massimo pari a 750 mT/s a cui corrisponde una stima di - P$P )
oppure filtrati con la finestra a media mobile (valore massimo pari a 350 mT/s a cui corrisponde una stima di -
P$P .
Questa violazione dei limiti è un risultato noto in letteratura [2] da simulazioni e da misure su tomografi da 4 T.
%LEOLRJUDILD
[1] Francesco Coelli, Daniele Ravanelli, Aldo Valentini, (2012) “Valutazione dell’esposizione del tecnico
sanitario di radiologia medica al campo magnetico statico in risonanza magnetica”, Healthcare Professional
Journal, Vol. 1, N.1-4.
[2] Decreto Legislativo 9 aprile 2008, n. 81 “Attuazione dell'articolo 1 della legge 3 agosto 2007, n. 123, in
materia di tutela della salute e della sicurezza nei luoghi di lavoro” (G. U. n. 101, 30 aprile 2008, Suppl. Ord. n.
108/L). TUSL e s m e agg.
[3] International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection (ICNIRP). Guidelines on limits of exposure
to static magnetic field. Health Phys 96:504-514; 2009.
[4] S Kännälä, T Toivo, T Alanko and K Jokela, “Occupational exposure measurements of static and
pulsed gradient magnetic fields in the vicinity of MRI scanners”. Phys. Med. Biol. 54 (2009), 2243–2257.
[5] J Latikka, T Kuurne and H Eskola, “Conductivity of living intracranial tissues”. Phys. Med. Biol. 46
(2001), 1611–1616.
[6] Milani R., Coda S., Baccani G., Campanella F., Matozzi M., Ferrari P., Indicazioni operative per la
valutazione del rischio all’esposizione professionale ai campi magnetici statici nella risonanza magnetica ad alto
campo. Fisica in Medicina 3: 188 – 200 (2009), AIFM.
Esposizione alle radiazioni non ionizzanti dovuta ai telefoni cellulari e salute dei bambini
C. Giliberti 1, I. Figà Talamanca2, F. Giordano2, S. Salerno 3
(1) INAIL, Settore Ricerca, Roma (2) Università Sapienza Roma (3) ENEA Casaccia Roma
Introduzione. La diffusione del telefono cellulare (tc) tra bambini e adolescenti è cresciuta in Italia dal 56% al
93% grazie all’offerta commerciale di giochi, suonerie, sms, chat, internet e social network [1]. I più giovani oggi
cominciano ad usare i tc già in tenera età e saranno soggetti ad un’esposizione a NIR maggiore rispetto agli adulti
di oggi. Recentemente l’Agenzia internazionale per la Ricerca sul Cancro (IARC) ha classificato le NIR emesse dai
tc come "possibili cancerogeni per l'uomo” (gruppo 2B), evidenziando un possibile aumento del rischio di gliomi e
neurinomi del nervo acustico [2]. Quando il tc è in contatto con la testa, la quantità di energia elettromagnetica
assorbita nell'unità di tempo è espressa in termini di SAR (Specific Absorption Rate, W/kg). Questa misura
rappresenta una sintesi dello spessore e peso del tessuto più vicino all’antenna. La Federal Communications
Commission americana ha stabilito come sicuro per la salute un limite di SAR pari a 1.6 W/kg, riferito ad una
popolazione adulta. L’esposizione dei bambini appare pertanto un aspetto cruciale sia per la loro vulnerabilità sia
per l’aspettativa di utilizzo nel tempo. Dal punto di vista fisiologico i bambini/e non sono adulti in miniatura; il loro
cervello continua a crescere con l’aumento dei neuroni e le continue modifiche e incremento nelle configurazioni e
connessioni fino all’età di 3 anni e raggiunge dimensioni adulte dopo i 14. Il cranio dei bambini è più piccolo e
sottile di quello degli adulti, permettendo una maggiore penetrazione della radiazione. La protezione della mielina
nel sistema nervoso centrale è incompleta prima dell’adolescenza e anche l’elevata quantità di acqua presente nel
cervello determina una maggiore conduttività elettrica, permettendo una trasmissione più efficiente ed estesa.
Maggiore radiazione passa anche attraverso l’orecchio dei bambini che è più sottile e assorbe meno l’energia
prodotta dal tc [3].
Epidemiologia dei tumori cerebrali nei bambini. Studi epidemiologici sui possibili rischi per la salute da
esposizione ai tc tra bambini e adolescenti sono scarsi e limitati, in parte perché la loro massiccia diffusione tra i
più giovani è recente. Nel 2011 è stato pubblicato il primo e più importante studio sul nesso tra tumore al cervello e
uso di tc tra bambini. Si tratta dello studio caso-controllo noto come “Cefalo” [4] in cui è stata confrontata
l’esposizione a tc di 352 bambini e adolescenti (età 7-19 anni) nei paesi Danimarca, Svezia, Norvegia, Svizzera,
colpiti da tumore al cervello negli anni 2004-2008 con quella di un gruppo simile di 646 controlli della stessa età e
sesso, selezionati a caso dalla popolazione delle stesse zone geografiche. L’esposizione è stata rilevata tramite
interviste dei soggetti e dei genitori. Per una parte dei casi e dei controlli si è rilevata l’esposizione anche tramite i
registri delle compagnie telefoniche. Lo studio non ha evidenziato un incremento del rischio statisticamente
significativo (OR=1.36; 95% CI= 0.92-2.02), né in rapporto all’uso di tc, né in termini di ore di uso, né di anni di
uso, né si è trovato un maggior rischio per la parte del cervello (destra o sinistra), più esposta. Questo studio ha
sollevato critiche da parte di altri ricercatori. Soderqvist et al. [3] hanno individuato limitazioni dello studio,
sostenendo che i risultati non possono in nessun modo essere considerati “rassicuranti”, al contrario i dati
contengono indicazioni di un aumento del rischio, nonostante le basse esposizioni e la breve latenza. La prima e
maggiore limitazione è la potenza statistica dello studio: infatti molti degli ORs sarebbero risultati
significativamente più elevati con un numero maggiore di casi e di controlli, come era il progetto di ricerca
originale. Un altro aspetto criticato era la classificazione degli “esposti” e “non esposti”. Gli utilizzatori di telefoni
cordless sono stati classificati “non esposti”, elemento che riduce l’eventuale rischio. A queste critiche gli autori
rispondono sostenendo che, considerando la latenza relativamente breve di questo tumore, non è possibile parlare
di un ruolo “causale” dei tc per il tumore celebrale, in quanto i dati dei registri dei tumori nei paesi dello studio non
indicano un aumento di incidenza in seguito alla diffusione dei tc tra bambini e giovani [5]. Affermano tuttavia che
non è possibile escludere la presenza di un aumento di rischio per i soggetti con elevata esposizione, che, non
essendo numerosi, potrebbero non influire in modo evidente nell’andamento del trend dell’incidenza.
I pochi studi condotti finora non evidenzierebbero un rischio di tumori cerebrali nei bambini/e. Tuttavia la
maggioranza delle ricerche sull’argomento discutono le limitazioni metodologiche degli studi (es. incertezze sul
grado e durata di esposizione a tc, selezione dei casi, ecc.) e ribadiscono la necessità di proseguire studi
longitudinali per valutare possibili effetti di prolungati periodi di esposizione. Negli ultimi dieci anni nei paesi
occidentali, dove l’uso dei tc è in forte aumento tra bambini, non sembrerebbe esserci un aumento nell’incidenza
dei tumori cerebrali tra i bambini [6]. Ad una prima analisi dei Registri tumori italiani nel periodo 1992-2007 non
si osserva un trend crescente nell’incidenza dei tumori del SNC e del cervello tra i giovani con meno di 15 anni. In
entrambi i generi si osservano valori di incidenza mediamente compresi tra il 2 e il 4 x100.000, tuttavia nell’anno
2001 si raggiunge nel genere maschile un picco di 6 nuovi casi x100.000. Se si guarda nello stesso periodo e fascia
di età, l’incidenza nelle leucemie mostra un lieve trend crescente in entrambi i generi, con valori che oscillano tra il
3 e il 6 x100.000. Picchi importanti si raggiungono nel genere femminile negli anni 1998 e 2006 con valori intorno
al 9 x100.000. La tipologia di leucemia con maggiore incidenza è quella linfoide acuta.
Nuovi studi epidemiologici dovranno essere progettati per ottenere dati precisi su emissione dai tc, tempo di
esposizione in termini di lunghezza delle chiamate e loro frequenza, lato della testa esposto, età e genere dei
soggetti esposti [7].
Alcune ricerche hanno studiato gli effetti dell’uso dei tc sullo sviluppo del sistema nervoso nei bambini. Uno studio
australiano del 2009, esaminando il comportamento e le prestazioni scolastiche di bambini tra 11 e 14 anni che
utilizzano e non utilizzano i tc, ha trovato nel primo gruppo una riduzione del tempo di reazione, e una maggiore
frequenza di problemi scolastici [8]. L’Australia è un paese dove i tc si sono diffusi nella popolazione molto
precocemente; nel 2007 il 94% della popolazione usava tc e, tra i bambini, il 23% tra 6 e 13 anni possedeva un tc.
Questo ha consentito di iniziare degli studi sui possibili effetti psicologici e cognitivi per la salute già qualche anno
fa. Per valutare eventuali alterazione della funzione cognitiva sono stati usati test psicometrici computerizzati. Gli
studenti con il maggior uso (sia come sms che telefonate vocali) dei tc, avevano un tempo di reazione agli stimoli
più breve, ma anche una peggiore prestazione mnemonica. Il profilo del giovane utilizzatore è di un bambino/a
“impulsivo” (veloce ma poco accurato). Non si può però escludere che questo comportamento non sia “causato”
dall’uso del tc, ma piuttosto dal fatto che i bambini più “impulsivi” sono quelli che pretendono e/o ricevono un tc
dai genitori. Anche nei paesi Scandinavi i tc si sono diffusi molto precocemente tra bambini. I ricercatori hanno
utilizzato i dati del Danish National Birth Cohort che includevano 41.000 madri gravide tra il 1996 e il 2002: i
bambini sono stati seguiti dalla vita prenatale fino all’età di 7 anni [9]. Nel primo follow up, all’età di 6 e di18 mesi
sono stati esaminati gli indicatori di sviluppo psicofisico per individuare eventuali casi di ritardo fisico, motorio,
linguistico e cognitivo. Complessivamente il 5% di tutti i bambini presentavano almeno uno di questi ritardi di
sviluppo. Il confronto tra neonati con madri che utilizzavano tc in gravidanza con quelli le cui madri non hanno mai
usato tc non ha rilevato nessuna differenza nei due gruppi. Nei successivi follow up a 6 e 18 mesi e a 7 anni
(13.000 bambini) alla madre si è chiesto notizie sia sull’uso di tc nel periodo post partum e nei 7 anni successivi,
sia notizie sulla salute del bambino e gli eventuali problemi psicologici; gli ORs aggiustati per i potenziali fattori
confondenti risultano maggiori per problemi comportamentali per i bambini/e che avevano l'esposizione sia
prenatale che postnatale ai tc rispetto ai non esposti. Uno studio sugli adulti evidenzia che il metabolismo del
cervello, rilevato dall’esame PET durante l’uso del tc, è del 7% più intenso. Anche se questo risultato non implica
che l’uso del tc provochi un danno, il suo significato per lunghi periodi di uso, e specialmente per il cervello del
bambino in fase di sviluppo, non è prevedibile [10].
Pur in assenza di certezze scientifiche sul tema, autorità scientifiche e sanitarie di numerosi Paesi hanno prodotto
raccomandazioni ispirate al Principio di Precauzione, che devono trovare attuazione nello sviluppo di adeguate
campagne di informazione rivolte alle famiglie e alla scuola per sensibilizzare ad un uso limitato dei tc da parte dei
bambini [11].
References:
[1] Rapporto ISTAT Infanzia e vita quotidiana 2011
[2] R. Baan et al.: Carcinogenicity of radiofrequency electromagnetic fields. Lancet Oncol 2011, 12:624-626.
[3] F. Söderqvist et al Environ Health (2011);10:106
[4] D. Aydin et al. J Natl Cancer Inst (2011) 103: 1264-76
[5] D. Aydin et al, Environmental Health (2012), 11:35
[6] I. Figà Talamanca et al., Ann. Ig. 2012; 24:3-24
[7] S. Rosenberg, Pediatr Nurs. 2013 Mar-Apr;39(2):65-70
[8] M.J. Abramson et al. Bioelectromagnetics (2009) 30: 678-86
[9] H.A. Divan et al (2008) 19: 523-9
[10] N.D. Volkow et al. JAMA (2011) 305: 808-13
[11] Davis D. Disconnect. Penguin book. 2010
Gli “Activation Weighted Vectors” (AWV) come aiuto al radiologo nella refertazione delle mappe
statistiche parametriche (SPM) in risonanza magnetica funzionale (fMRI).
Activation Weighted Vectors (AWV) as an aid to the radiologist in functional magnetic resonance
imaging (fMRI) statistical parametric maps (SPM) reporting.
S.Strocchi1, V.Pedoia2, R.Minotto3, V.Sommaruga5, R.Novario4, E.Binaghi3
(1) Fisica Sanitaria, A.O. Ospedale di Circolo e Fondazione Macchi, Varese
(2) Dipartimento di Scienze Teoriche e Applicate, Università dell’Insubria, Varese
(3) Neuroradiologia, A.O. Ospedale di Circolo e Fondazione Macchi, Varese
(4) Dipartimento di Biotecnologie e Scienze della Vita, Università dell’Insubria, Varese
(5) Corso di Laurea in Tecniche di Radiologia Medica per Immagini e Radioterapia, Università dell’Insubria,
Varese
Purpose: The use of AWV analysis can aid the radiologist in non-presumptive reporting of SPM of fMRI
exams (2). In this work we analysed the output of AWV analysis of a group of patients who underwent fMRI
for pre-surgical purposes, in order to see if AWV can be useful to underline the presence of unexpected
activated areas.
Methods and materials: We used a 1.5T MRI device with its fMRI analysis software, AWV software (1),
software for statistical analysis. The datasets considered were those of about 30 patients who underwent
language (word generation, verb generation, object naming) and motor (finger tapping) fMRI. We
considered as activated the Juelich atlas (3) functional zones which had more than 5% of voxels activated.
We statistically analysed (T-test, Hotelling test, p=0.05) the activation weighted indexes of those areas to
evaluate their activation statistical significance depending on each task and specific paradigm.
Results: Our results show that several “secondary” areas are activated besides the “primary”, expected ones,
according to the specific task considered. For instance, in finger tapping tasks, several areas were activated
in inferior parietal cortex, anterior intraparietal cortex and in superior parietal lobule.
Conclusion: AWVs use adds information useful in fMRI exams reporting. They can be significant in
highlighting “secondary” areas activation. The localisation of those areas is interesting for the neurosurgery
in surgery planning.
References:
1. fMRI analysis software tools: an evaluation framework, V.Pedoia, V.Colli, S.Strocchi, C.Vite,
E.Binaghi, L.Conte – Proc. of SPIE 2011 Vol.7965 796528-1.
2. Nuova metodica per ottenere una valutazione qualitativa e quantitativa in uno studio fMRI,
R.Minotto, V.Pedoia, S.Strocchi et al. – II Congresso nazionale di Neuroradiologia Funzionale,
Roma 21-22 febbraio 2013.
3. http://www.fz-juelich.de
Trattografia basata su DTI in soggetti sani e pazienti con lesioni cerebrali – Valutazione di diversi strumenti
software
DTI-based tractography in healthy subjects and brain injury patients – Evaluation of different software
packages
G. Lucconi1, P. Cenni2, C. Romeo2, N. Scrittori3
(1) Post-graduate School in Medical Physics, University of Bologna, Italy
(2) Neuroradiology Department, S.Maria delle Croci Hospital, Ravenna, Italy
(3) Medical Physics Department, S.Maria delle Croci Hospital, Ravenna, Italy
Purpose: DTI-based tractography has become part of preoperative diagnostic imaging; fiber tracts depend on
software (sw), algorithms and parameters used. This study compares DTI sw and investigates tumour effect on
fibers.
Materials and methods: DTI brain images of 20 healthy subjects and 5 brain injury patients were acquired with a
Philips Achieva 1.5T scanner. DTI sequence had the following parameters: EPI-SE, 16 directions + reference
image; b0=800; TE=70ms; TR=9.4s; slice thickness=2mm. A 3D T1-weighted turbo GE sequence was performed
for anatomic reference.
The same images were analyzed with Philips FiberTrack module, DTI-Studio, Olea Sphere (deterministic fiber
tracking) and FSL (probabilistic approach). Data were corrected for eddy current and registered to the volume with
no diffusion weighting. We focused on corticospinal tracts (cst) and corpus callosum (cc), whose mean ADC, FA
and eigenvalues were recorded along with the visual inspection of the tracts.
Different FAmin (0.15–0.5) and max angle (15°-40°) values for the fibertrack algorithm were tested; a 3 order
polynomial fit was performed for all parameters. The weight of these thresholds on final tracts was evaluated
through T-test. The best values were chosen after the inspection of experienced neuroradiologists and applied to all
sw: FAmin=0.15; max angle=27°.
T-test and ANOVA analyses were performed to detect significant differences between sw.
Results: The effect of FA and angle thresholds on fiber tracts is evident on visual inspection with a reduction in
number and volume when FAmin is increased and angle is decreased. T-tests have p-values << 0.05 in all cases.
Eigenvalues show a flat dependence on thresholds; FA increases as a function of FAmin and decreases when max
angle is increased; ADC decreases when FAmin is increased and has opposite trend for cst and cc when considered
as a function of max angle.
T-test between Philips and DTI-Studio led to p-values > 0.05 for all parameters and both cst and cc regions, while
significative differences were observed between Philips and FSL results.
In brain injury patients we measured reduced FA and increased ADC in the lesions; different fibers orientation was
observed as well.
Conclusion: Tested DTI fiber tracking sw led to statistically different results. Further cases will be studied.
The modification in fibers volume and orientation due to a tumour mass, even if often ambiguous, provides
additional and complementary information to anatomical images.

NIR - Torino

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