MRI.DOC

1.Podstawy fizyczne zjawiska rezonansu magnetycznego.

Większość jąder atomowych to cząstki szybko wirujące wokół własnej osi, mające moment pędu tzw. Spin. Wartość zależy od szybkości wirowania i stanowi cechę charakterystyczną jądra danego atomu. Zjawisko rezonansu magnetyczne zachodzi tylko dla tych jąder, które mają spin niezerowy(często takich, które posiadają nieparzystą liczbę nuklidów, czyli liczbę neutronów i protonów).

Najsilniejszym momentem magnetycznym charakteryzuje się jądro wodoru H (obrazujemy jądra wodoru w MR, bo występuje w tłuszczach, białkach i przede wszystkim wodzie, która stanowi 70% masy ciała ludzkiego). Jeżeli badany narząd umieścimy w zewnętrznym stałym polu magnetycznym o indukcji Bo, to po pierwsze spiny zaczynają poruszać się ruchem precesyjnym(jak bąki), a po drugie ustawiają się one wzdłuż linii pola magnetycznego w 2 możliwych orientacjach: równoległej i przeciwrównoległej. Wypadkowy moment magnetyczny jest wtedy M>0. Na przykład na 10mln jąder ustawionych w orientacji przeciwrównoległej przypada 10mln i 7 jąder o orientacji równoległej. Wartość wypadkowa momentu magnetycznego M zależy od rodzaju rozpatrywanych jąder i od wartości zewnętrznego pola magnetycznego. Częstotliwość precesji jąder jest wprost proporcjonalna do wartości indukcji zewnętrznego pola magnetycznego. Zależy również ona również od współczynnika giromagnetycznego, charakterystycznego dla danego rodzaju jądra. Następnie poddajemy badany obiekt, umieszczony w polu Bo działaniu fali elektromagnetycznej B1 o częstotliwości zgodnej z częstotliwością precesji, czyli określoną równaniem Larmora. Częstotliwość ta należy do zakresu fal radiowych (impuls RF- radio frequency). Impuls RF powoduje odchylenia wypadkowego wektora o określony kąt FA(Flip Angle). Wartość tego kąta zależy od amplitudy impulsu i od jego trwania. Podczas nadawania RF kolejno następuje zanik składowej podłużnej, a wzrost składowej poprzecznej wektora momentu magnetycznego. W momencie ustania impulsu RF układ chce wrócić do stanu początkowego, następnie oddanie energii do otoczenia, czyli sieci. Cewka odbiorcza odbiera sygnał swobodnej relaksacji/precesji zwany FID (Free Induction Decay) o częstotliwości równej częstotliwości precesji(Larmora) i malejącej amplitudzie. Niesie on informacje z badanych narządów o czasach T1 i T2. Opisane powyżej zjawisko rezonansowego pochłonięcia energii RF nazywa się zjawiskiem jądrowego rezonansu magnetycznego(NMR) Podsumowując dla zaistnienia tego zjawiska konieczne są elementy:

-obiekt badany (jądra, przy obrazowaniu – protony)

-magnes o określonym, jednorodnym polu

-system nadawczy(nadajnik z anteną) wypromieniujący w stronę obiektu badanego impulsy RF o częstotliwości zgodnej z równaniem Larmora

-system odbiorczy(cewki- anteny o różnych kształtach) odbierające sygnał FID z tkanek

-system gradientowy, którego rola polega na odpowiednim czasowym i przestrzennym zróżnicowaniu wartości indukcji pola magnetycznego w każdym punkcie wewnątrz magnesu, co umożliwia umiejscowienie i zobrazowanie struktur.

2.Definicja czasu T1

W przypadku impulsu RF 90stopni, T1 oznacza czas, po którym składowa podłużna(wartość wektora Mz) osiąga 63% pierwotnej wartości.

3.Definicja czasu T2

T2 nazywamy czasem, po którym składowa poprzeczna (wartość wektora Mxy) spada do wartości 37% początkowej lub inaczej mówiąc czas po jakim zaniknie 63% początkowej magnetyzacji poprzecznej.

4.Jak rozpoznać obraz T1-zależny, T2-zależny, PD-zależny?

Na obrazach T1* woda i płyn mózgowo-rdzeniowy jest czarny a na obrazach T2* jest biały. Obraz PD-zależny czyli obrazy gęstości protonów w danej tkance, a w nim dobrze widoczne są zmiany związane z przebudową tkanek, na przykład ogniska demielinizacyjne w przebiegu stwardnienia rozsianego. Tabelka przedstawia główniejsze różnice intensywności obrazów (kolorów na ekranie) tych obrazowań.

5.Co to jest czas T2* i czym się różni od czasu T2?

T2* jest to czas zależny od niejednorodności pola magnetycznego, w którym umieszczono próbkę lub badany narząd. Jest krótszy od czasu T2, ponieważ niejednorodności pola magnetycznego zwiększają siłę oddziaływań między spinami jąder (a od nich zależy czas T2). Natomiast czas T2 nie zależy od niejednorodności pola.

6.Co to jest sygnał FID?

Free Induction Decay- sygnał swobodnej relaksacji/precesji , który jest odbierany przez cewki nadawcze po zaprzestaniu nadawania sygnału RF. Niesie w sobie informację przede wszystkim o różnych częstościach precesji Larmora w badanym narządzie (czyli również o czasach T1 i T2). Zapisywany jest w przestrzeni k podczas akwizycji.

7.Na czym polega zjawisko precesji Larmora? Co to jest częstotliwość rezonansowa?

Zjawisko precesji Larmora polega na ruchu precesyjnym, z pewną częstotliwością, jąder atomów o niezerowym spinie umieszczonych w zewnętrznym polu magnetycznym o indukcyjności Bo. Częstotliwość precesji zależy od wartości indukcyjności tego zewnętrznego pola magnetycznego(im większa indukcyjność tym większa częst. Precesji) i współczynnika giromagnetycznego charakterystycznego dla danego jądra. Częstotliwość rezonansowa jest to taka częstotliwość, jaką należy wpromieniować, aby zaszło zjawisko jądrowego rezonansu magnetycznego, czyli pobraniu przez jądra tej energii i ich wzbudzenie. Częst. rezonansowa jest równa co do wartości częstości precesji Larmora.

8.Co to jest czas repetycji?

Jest to czas powtórzeń elementarnej sekwencji. Czyli, np. jest to czas pomiędzy dwoma impulsami RF 90 stopni. Skrót TR(time of repetition)

9.Jak zmienia się czas repetycji, a jak czas relaksacji i w jakim celu?

Czas repetycji zmienia się przez zastosowanie odpowiednich sekwencji, szybkie sekwencje skracają czas repetycji i czas badania. Ustawiamy w ms. Np. Wraz ze skróceniem TR do wartości porównywalnych z T1, wektor magnetyzacji podłużnej ma większy wpływ na tworzony obraz i tak powstają obrazy T1-zależne. Czyli chyba można powiedzieć, że kontrolując czas repetycji określamy rodzaj obrazowania/sekwencji. Czas relaksacji można zmieniać stosując środki kontrastowe, substancje paramagnetyczne i superparamagnetyczne skracają czas relaksacji. Środki kontrastowe zmieniają intensywność sygnału MR, zwiększają kontrast i wzmocnienie obrazów. Skoro skracają czas relaksacji, czyli i czas T1 i T2 to zapewne i skracają czas akwizycji.

10.Co to jest K-przestrzeń?

Przestrzeń K jest to dwuwymiarowa macierz informacyjna wypełniona zebranym sygnałem ech lub FID. Jest to płaszczyzna zbierania wykresu zależności częstotliwości od fazy. Wygląda jak czarny prostokąt wypełniony promieniście białymi kropkami, największa gęstość kropek w środku prostokąta. W przestrzeni K gromadzone są sygnały kodowania według częstotliwości wzdłuż osi x(szerokość prostokąta) i według fazy wzdłuż osi y(wysokość prostokąta). Przemieszczenia próbkowania są sterowane przebiegami prądowymi gradientów.

11.Jakie są sposoby akwizycji K-przestrzeni?

Sposoby akwizycji: - zbieranie informacji linia po linii,

                                 - na przemian                                                    

                                 -na przemian od środka,

                                 -spiralnie

Ciekawostka: Sekwencja impulsowa EPI umożliwia zebranie punktów "k-przestrzeni" w pojedynczym okresie TR. Dzieje się tak dzięki odmiennej względem sekwencji klasycznych synchronizacji gradientów kodowania częstotliwości (odczytowego) i fazy (fazowego). Gradient odczytowy szybko oscyluje, zmieniając wartości z dodatnich na ujemne. Prowadzi to do powstania serii ech o kształcie pojedynczego echa spinowego, wywołanego wzbudzeniem RF 90-180. Przy tym każde echo w takiej serii jest kodowane fazowo przez krótkie impulsy gradientu fazowego. W rezultacie tak zorganizowanej akwizycji każda linia "k-przestrzeni" odpowiada jednej oscylacji gradientu odczytowego, a impulsy gradientu fazowego "przesuwają" linie wzdłuż ky

12.Co to jest transformacja Fouriera i do czego jest stosowana w tomografii MR?

Transformacja Fouriera zrewolucjonizowała czułość i czas uzyskiwania informacji. Jest to niezwykle użyteczna operacja matematyczna, która przekształca sygnał np. napięcia w funkcji czasu na sygnał w funkcji częstości.

Dzięki transformacji Fouriera sygnał zapisany w K-przestrzeni jest zamieniony na ostateczny obraz diagnostyczny, który ilustruje natężenie sygnału w danej lokalizacji przestrzennej.

13.Co oznacza współczynnik SNR i jak go poprawić?

SNR (ang. Signal-to-Noise Ratio) to stosunek sygnału(użytecznego) do szumu we wszelkich urządzeniach w tym także rezonansu magnetycznego. Określa wartość mocy sygnału użytecznego w zadanym paśmie częstotliwościowym do mocy szumów w tym samym paśmie częstotliwościowym.

Poprawa SNR i rodzaje szumów:

-z niejednorodności pola- Przyjmuje się, że jednorodność pola magnetycznego powinna wynosić nie więcej niż 1 ppm na 20cm co oznacza, że pomiędzy dwoma punktami oddalonymi od izocentrum stałego pola magnetycznego o 10 cm, różnica natężenia pola magnetycznego nie może być większa niż 0,000001T. Poprawa przez zastosowanie wyższej jakości magnesów.

-Zniekształcenia wnoszone przez niedokładności w selektywnym pobudzeniu wybranej warstwy (ograniczone pasmo pobudzające, nieidealna charakterystyka filtrów kształtujących sygnał pobudzenia RF). Poprawa przez zastosowanie odpowiednich pasm RF i lepszych filtrów.

-Szum wynoszony przez tor nadawczo-odbiorczy sygnału radiowego (cewki RF). Poprawa przez zastosowanie wyższej jakości cewek nadawczych i odbiorczych

-Zniekształcenia spowodowane zewnętrznymi zakłóceniami pola magnetycznego (nieidealne ekranowanie pomieszczenia, w którym znajduje się tomograf). Poprawa przez szczelniejsze ekranowanie pomieszczenia klatką Faradaya.

-Zniekształcenia spowodowane wewnętrznymi zakłóceniami pola magnetycznego (metalowe plomby, implanty, przesunięcie chemiczne, fat saturation itp.).

-Błędy związane z algorytmami rekonstrukcji obrazów. Poprawa przez zastosowanie lepszego oprogramowania?

-Szum termiczny związany z różną temperaturą ciała pacjenta. Aby zwiększyć stosunek sygnał-szum stosuje się dedykowane cewki do obrazowania wybranych części ciała (cewki kolanowe, głowowe itd.).

-Zniekształcenia spowodowane ruchem pacjenta pomimo jego unieruchomienia (oddychanie, drżenie mięśni, niekontrolowane odruchy, ruch gałek ocznych i powiek, bicie serca, pulsacja naczyń tętniczych, zmiany ciśnienia płynów ustrojowych). Poprawa przez zastosowanie szybszych sekwencji obrazowania oraz bramkowania czynności fizjologicznych(krążenie, oddychanie)

-Artefakty związane z szybkimi technikami obrazowania (redukcja rozdzielczości przestrzennej, cienie (ghosts) głównie w EPI.

-Niewłaściwe parametry sekwencji pobudzającej co w efekcie powoduje zmniejszenie kontrastu obrazu.

-Poprawa SNR przez zastosowanie lepszej jakości cewek odbiorczych(powierzchniowych, wielokanałowych, dedykowanych

-wyższa indukcja zewnętrznego stałego pola magnetycznego zwiększa SNR(czyli lepiej:p)

14.Spektroskopia MR in vivo- ogólne podstawy praktyczne

Spektroskopia NMR in vivo dała się poznać jako nieinwazyjna metoda badania metabolizmu. [patrz następne pytanie 15]. Wynikiem badania MRS są widma, czyli zespoły rezonansów obserwowanych w danej substancji. Na podstawie widm można dokonać analizy jakościowej, określić strukturę cząsteczek. Amplituda linii widmowych umożliwia wykonanie analizy ilościowej, czyli określenia stężenia poszczególnych składników. Pole magnetyczne w obszarze badania powinno być jednorodne, pozwalające na rozróżnienie wszystkich linii widm. Łatwiej to osiągnąć badając wycinek tkanki w wąskiej szczelinie magnesu spektrometru(4-5cm). Inny aspekt to wielkość indukcji pola magnetycznego. Im ta wartość jest większa, tym lepsza rozdzielczość widma i większa czułość. W praktyce w badaniach biomedycznych obserwuje się jądra fosforu 31P, wodoru 1H, węgla 13C i potasu 19K. Badania MRS wykonywane przy użyciu tomografów MR są nazywane spektroskopią zlokalizowaną lub spektroskopią przestrzennie selektywną. Wykonuje się je albo przy użyciu tych samych cewek, co przy obrazowaniu(np. cewka nadawczo-odbiorcza głowowa 1H) albo za pomocą specjalnych cewek powierzchniowych(np. do oceny jąder fosforu 31P). Najpierw wykonuje się klasyczne obrazowanie a następnie ustawia się region zainteresowania i ustawia odpowiednią sekwencję. W czasie pomiaru rejestrowany jest sygnał swobodnej precesji FID, który poddany transformacji Fouriera daje widmo MR składające się z szeregu pików, których pozycję podaje się w skali ppm (parts per million). Pozycja piku określa rodzaj metabolitu a jego wysokość, a dokładnie pole powierzchni pod pikiem, jest miarą ilości metabolitu w mierzonej próbce.

Badanie MRS in vivo  pozwala na wykrywanie patologii w bardzo wczesnej fazie, ułatwia różnicowanie zmian morfologicznych, umożliwia ocenę dynamiki procesu patologicznego, a wreszcie monitorowanie terapii.

Badania MRS in vivo mózgowia wykonywane są bądź metodą pojedynczego voxela SVS (służy wyznaczeniu stosunków badanych metabolitów w obszarze zainteresowania), bądź metodą obrazowania przesunięcia chemicznego CSI, która pozwala na  równoczesną rejestrację sygnału z wielu sąsiadujących voxeli w wybranym obszarze. W przypadku CSI uzyskane informacje można przedstawić w postaci map dla poszczególnych metabolitów.

15.Na czym polega zjawisko przesunięcia chemicznego i do czego jest wykorzystywane praktycznie?

Nie wszystkie jądra badanego pierwiastka charakteryzują się tą samą częstotliwością rezonansową. Zaobserwowana zmiana częstotliwości rezonansowych spowodowana jest przez otaczające jądro elektrony. Wywołują one specyficzne ekranowanie powodując, że lokalne pole magnetyczne „widziane” przez spiny jest nieco mniejsze od zewnętrznego pola wytwarzanego przez magnes. Konsekwencją tego jest różna częstotliwość rezonansowa dla jąder tego samego pierwiastka, ale związanych z różnymi cząsteczkami. Dla przykładu, częstotliwość rezonansowa jąder wodoru związanych z atomami węgla w grupach CH3 jest inna niż jąder wodoru połączonych chemicznie z atomami azotu w grupach NH3. Zjawisko zależności częstotliwości nazywa się przesunięciem chemicznym. To zjawisko jest podstawą wykorzystywaną w spektroskopii MR.

16.Budowa blokowa tomografu MR.

Obecne tomografy zbudowane są przeważnie z cewek nadprzewodzących umiejscowionych w specjalnym płaszczu utrzymującym temperaturę ciekłego helu (ok. 4K) Typowe wartości pola głównego to 0,5 do 4T (Tesli). Dla porównania pole magnetyczne Ziemi = 0,00005T -> jest 30 tys. razy mniejsze od pola 1,5T skanera.

Zestaw MR składa się z następujących zasadniczych elementów:

-Okole (gantry) - jest tao zamknięta przestrzeń w której umieszcza się cewkę głównego pola magnetycznego, cewki gradientowe, cewkę RF. W środkowej części okola znajduje się otwór, w który wprowadza się pacjenta(badaną część)

-Stół.-  Jest  to kolejny istotny element zestawu w którym układa się pacjenta. Ruchomość stoły ułatwia odpowiednie ułożenie pacjenta.. Stół wraz z pacjentem wprowadza się w głąb okola.

-Komputer- Praca zestawu a zwłaszcza procesem rekonstrukcji i następowym przetwarzaniem obrazu steruje komputer o bardzo wysokich parametrach sprawności działania (duża pojemność pamięci, duża szybkość operacji)

-Konsola – łączność pomiędzy wykonującym padanie a MR zapewnia konsola operatora. Konsola służy do rejestracji danych pacjenta wyboru odpowiedniego programu, a dzięki monitorowi obrazowanemu pozwala śledzić przebieg badania.

-Magnes- najczęściej stosowanymi magnesami są magnesy nadprzewodzące o cewkach wykonanych ze specjalnego materiału nadprzewodzącego (stop niobu z tytanem). Uzwojenie znajduje się cały czas w ciekłym helu lub jego oparach w tem.-2690C a jego oporność w tych warunkach wynosi 0W.

Schemat blokowy MR.

17.Jakie są rodzaje i typy cewek wchodzących w skład tomografu MR.

-Cewki gradientowe- są one umieszczone na obwodzie wewnętrznym magnesu i stanowią końcowy element gradientowego. Dzięki systemowi gradientowemu można wybierać warstwy, ich odstępy, obszary saturacji.

-Cewki nadawczo odbiorcze- najczęściej się je od siebie rozróżnia na cewki nadawcze i odbiorcze chociaż często dana cewka jest zarówno nadawcza i odbiorcza. Część MR ma na stałe zamontowaną cewkę „body” służy ona jako cewka nadawczo odbiorcza do badania całego tułowia a czasami dla niektórych cewek lokalnych np. szyjnej kolanowej służy jako cewka tylko odbiorcza. Biorąc pod uwagę badany obszar anatomiczny wyróżnia się; cewkę głowową, szyjną ,kolanową, oczodołową, mammograficzną, kręgosłupową, endorektalna.

Inne podziały cewek: -powierzchniowe

-objętościowe

-lokalne(do kolan, brzucha, kręgosłupa itp.)

-cewka wielosegmentowa(układ wielu cewek(każda z oddzielnym wzmacniaczem), którymi obkłada się pacjenta)

-pasmowa(do kręgosłupa)

-przesuwowe(cewka pozostaje w izocentrum, ale pacjenta można przesuwać po nią)

Wraz z oddaleniem się od powierzchni cewki badanego obiektu, SNR gwałtownie się zmniejsza.

18.Co to jest klatka Faradaya i do czego służy w tomografii MR?

Klatka Faradaya (puszka Faradaya) - jest to metalowy ekran mający chronić przed polem elektrostatycznym. Do czego służy: do izolowania pomieszczenia od zakłóceń pochodzących z zewnątrz jak i do izolowania rozproszonego pola magnetycznego pochodzącego od magnesu rezonansu (które może wpływać na komputery w pomieszczeniu sterującym MR). Dla pola elektrostatycznego oraz o powolnych zmianach klatka może być wykonana z siatki z metalu. Przez oka siatki nie przenikają fale o długości znacznie większej niż rozmiar otworów. Amplituda sygnału odbierana z tkanki ludzkiej jest na poziomie  tła dlatego w przypadku rezonansu magnetycznego klatka Faradaya jest wykonana z miedzi, wszystkie kable są dodatkowo izolowane drzwi również są izolowane poprzez specjalne zamknięcie.

19.Jakie są podstawowe ustawienia sekwencji, które ustawiamy w trakcie badania?

-Czas echa TE

-Czas repetycji TR

-Pole widzenia FOV

-Rozdzielczość( matrycę)

-Grubość warstwy

-Ilość warstw

-Kąty warstw

-Ilość stacków+ bramkowanie

-ewentualnie ustawienie presaturacji

-NSA(NEX)

20.Co to jest NSA(NEX) i w jakim celu ten parametr wykorzystujemy?...