MR képalkotás

A RadiWiki wikiből

! Szerkesztés alatt !

Miért MR képalkotás? A röntgensugárral történő vizsgálatok során viszonylag korlátozott az információ mennyiség. A felvétel szürke és lapos. Egy RTG felvételnek a kontrasztbeli felbontása is alacsony. A felvétel kontrasztjának növelését elősegíthetjük célzott kontrasztanyagok alkalmazásával. Ilyenek például a különböző bárium vagy jódos alapú kontrasztanyagok. Bizonyos RTG paraméterek változtatásával (kV, mAs) tovább lehet javítani a felvétel kontrasztján, viszont továbbra is sub-optimális marad. A kontrasztdús komputer tomográfia (CT) vizsgálatokkal elősegíthetjük adott lágyrész elváltozások detektálását. Az MR nagy előnye a RTG sugaras eljárásokkal szemben a kiváló kontraszt felbontása (contrast resolution). Az MR-el a lágyrészekben levő nagyon kis kontrasztbeli különbségeket is detektálhatjuk, jobban, mint a CT-vel. A megfelelő MR paraméterek változtatásával adott elváltozásokra (patológiára) érzékeny méréseket lehet alkalmazni. Egy másik előnye az MR-nek a tetszőleges döntésű, síkú mérések megvalósítása. Ez sem rtg-el sem CT-vel nem kivitelezhető. Arra viszont van lehetőség, hogy a CT nyersadatból tetszőleges síkokat utólagos rekonstrukcióval (post-processing) megjelenítsünk. Amennyiben nagyon jó minőségű RTG filmet használunk, kiváló térbeli felbontást (spatial resolution) kapunk. Ez különösen előnyös a csontok vizsgálatánál. A RTG-el összehasonlítva, az MR térbeli felbontása gyengébb. Nagy általánosságban elmondhatjuk, hogy a RTG és CT alkalmazása a csontos struktúráknál és elváltozásoknál előnyösebb, mint az MR alkalmazása.

MR hardware

Konfigurációban és felépítésben számtalan fajta MR gép és rendszer létezik. Vannak permanens, rezisztív, szupravezetős, nyitott vagy zárt, hélium vagy hélium nélküli, alacsony vagy magas térerejű MR gépek. A megfelelő gép kiválasztása nem csak financiális kérdés; a várható felhasználási terület illetve, az adott intézmény profilja is befolyásolhatja a döntést. A magas térerejű gépek jobb képminőséget, gyorsabb mérési időket és szélesebb applikációs szolgáltatásokat nyújtanak az alacsony térerővel szemben.

Mágnes típusok

Permanens mágnesek (Permanent Magnet)

1. ábra A permanens mágnesek olyan állandó mágnesek, mint például a hűtő mágnesek. Az ilyen MR gépek mágneses térereje (Tesla, T) nagyon alacsony: 0.1T - 0.3T között van. A permanens MR gépek többnyire nyitott gépek, ami a beteg komfortját elősegíti, és csökkenti a claustrophobiás érzetet. A klinikai gyakorlatban alkalmazott első nyitott MR gép egy 0.064T Toshiba Access MR gép volt (1. ábra). Az 1. táblázat összefoglalja a permanens MR gépek előnyeit – hátrányait. 1. táblázat ELŐNYÖK HÁTRÁNYOK Alacsony energia fogyasztás Alacsony üzemeltetési költségek Alacsony fringe field Nincsen cryogen Korlátozott térerő (<0.3T) Nagyon nagy súlyú Nem lehet quench-elni

(elfojtani) a mágnest

Rezisztív mágnes (Resistive Magnet)

2. ábra A rezisztív mágnesek nagyon nagy elektromágnesek. Ilyen mágneseket használnak például a vashulladék telepeken. A mágneses teret egy vezető anyagból készült tekercsen keresztül folyó áram hozza létre. Két változata lehetséges: légmagos és vasmagos tekercs. A maximális térerő szintén 0.3T. A rezisztív mágnesek üzemeltetése folyamán nagy a hőtermelés, amely vízhűtéssel van kompenzálva. A nagy energia igényük miatt magas az üzemeltetési költsége. A rezisztív mágnesek szintén nyitott felépítésűek.

A 2. ábrán egy Hitachi Airis 0.3T (levegő-mag) MR gépet láthatunk. A 2. táblázat összefoglalja a rezisztív MR gépek előnyeit – hátrányait.

2. táblázat ELŐNYÖK HÁTRÁNYOK Alacsony beszerzési ár Viszonylag könnyű súly Kikapcsolható, a mágneses térerő megszűnik Korlátozott térerő (<0.3T) Magas energia fogyasztás Vízhűtés szükséges Magas fringe field

Szupravezető mágnes (Superconductive magnet)

A legelterjedtebb mágnes típus a szupravezető mágnes. A mágneses térerőt egy vezető tekercsen keresztül folyó áram hozza létre. A vezetéket egy folyékony hűtő közeg veszi körbe, ilyen például a folyékony hélium. Adott hőmérsékletet elérve az ilyen anyag elektromos ellenállása megszűnik, így a tekercs gerjesztés után sem veszíti el a mágneses terét. A szupravezetés alkalmas nagyon nagy térerő biztosítására (max. 12T). A klinikai gyakorlatban a legelterjedtebb szupravezető mágnesek az 1.5T MR gépek viszont a 3T MR gépek egyre nagyobb szerephez jutnak a kutatásban és klinikai munkában egyaránt. Legtöbb szupravezető mágnes alagút (bore) típusú berendezés.

3. ábra

A 3. ábrán egy szupravezető mágnes felépítését láthatjuk. A vákuum terek szerepe a hőmérséklet zárt rendszerben tartása. Az állandó hőmérséklet biztosításával akadályozzuk meg a gyors hélium elpárolgást. Előnyei között szerepel a mágneses tér nagyfokú homogenitása.

4. ábra A 4. ábrán különböző gyártók MR gépeit láthatjuk. A 3. táblázat összefoglalja a szupravezető MR gépek előnyeit – hátrányait.

3. táblázat ELŐNYÖK HÁTRÁNYOK Magas térerő Mágneses tér homogenitása Alacsony energia fogyasztás Magas jel/zaj arány Gyors mérési idők Magas beszerzési ár

Magas cryogen költségek
Erős akusztikus zaj
Mozgási műtermékek
Technikai komplexitás

2.1.2. Tekercs típusok Rádiófrekvenciás tekercsek (Radio Frequency Coils)

Az MR gépeknél használt rádiófrekvenciás (RF) tekercsek feladata a rádiófrekvenciás hullámok adása és vételezése. A képminőségre nagy hatással vannak a különbözőképpen alkalmazott RF tekercsek. A jelenlegi MR gépeknél számtalan fajta tekercset lehet használni, melyek lehetnek akár a vizsgált régióra specifikusak vagy célzott vizsgálati applikációkra specifikusak. Két nagy csoportja van az RF tekercseknek: volumen (térfogati) és felületi tekercsek.

Volumen RF tekercsek (Volume RF Coils)

A volumen tekercsek többnyire nyereg alakúak, ez elősegíti a tekercsen belüli RF mező egyenletességét (uniformitását). A vizsgált test- régiónak a volumen tekercsen belül kell elhelyezkedni. A volumen tekercsek többsége ún. transmit - receive tekercs (adó - vevő), néhány fajta viszont kizárólag csak vevő (receive) konstrukciójú.

5. ábra Az 5. ábrán láthatunk két volumen tekercset. A koponya tekercs (5a. ábra) egy transmit - receive tekercs; a térd tekercs (5b. ábra) csak egy vevő tekercs.

Felületi tekercs (Surface Coils) A felületi tekercsek alkalmazási területe a test felszínéhez közeli vagy felületi régiók vizsgálata. Ilyen lehetséges régió többek között a temporo-mandibuláris ízület, az orbiták vagy a váll ízület. A tekercs felépítését illetően lehet egy vagy két réz vezetékből képződő hurok. A jel/zaj arányuk (Signal to Noise Ratio, SNR) nagyon magas, ennek köszönhetően nagyon jó felbontású vizsgálatokra alkalmas. Hátránya viszont, hogy a tekercstől távolodva a jel uniformitása romlik, így a jel/zaj arány is romlik. A cirkuláris felületi tekercseknél a penetrációs mélység kb. fele a tekercs átmérőjének. Nagyon sok féle felületi tekercs kapható, melyek eltérnek többek között a formájukban, méretükben, felhasználási területükben, stb., ezekből csak néhányat láthatunk (6. ábra). 6. ábra Quadrature tekercsek A quadrature, vagy más néven circulárisan polarizált tekercsek, lehetnek volumen tekercsek vagy felületi tekercsek. A közös tulajdonságuk, hogy minimum két vezeték hurokból állnak, amelyek merőlegesek egymásra. Ennek a kialakításnak köszönhetően mértékkel több jelet nyerünk mint az egy hurok felépítésű tekercsek esetén. Az 5. ábrán látható tekercsek quadrature tekercsek.

Phased Array tekercsek A phased array (PA) tekercs több felületi tekercset tartalmaz, melyek egy áramkört alkotnak. A felületi tekercseknek van a legmagasabb jel/zaj arányuk, viszont korlátolt az érzékenységi területük. Ha például négy vagy hat vagy akár több felületi tekercset kombinálunk egy tekercsbe, akkor növelni tudjuk a területi lefedettséget egy magas jel/zaj arány mellett. 7. ábra A 7. ábrán láthatjuk két különböző phased array tekercs felépítése. A QD Body Array tekercs egy volumen felépítésű tekercs; a Spine Array egy felületi gerinc tekercs. A phased array tekercsek átlag -vel több jelet nyújtanak mint a quadrature tekercsek. A jelenleg használt tekercsek többsége quadrature vagy phased array tekercs.

2.1.3. Egyéb hardware Egy MR gép esetén számos egyéb hardware szükséges a mágnesen és a tekercseken kívül. Egy nagyon fontos egység a rádiófrekvenciás (RF) lánc, ami generálja a betegbe adott RF energiát és mintavételezi a betegből visszaérkező RF jelet. A vevő tekercs része az RF láncnak. Az MR-ben alkalmazott frekvencia terjedelem megegyezik a műsoros rádióknál alkalmazott frekvencia terjedelemmel. Ezért is szükséges az MR gépeket egy ún. Faraday-kalitkába telepíteni; így megelőzhető a külső, nem kívánt rádióhullámok műterméket okozó zavarása.

2.2. MR fizika- bevezetés 2.2.1. Mágnesség Az MR fizikai ismeretekben való utazásunkat kezdjük el azzal, hogy körbenézünk magunk körül. Mit látunk? Számos olyan dolgot, amelynek látszólag nincs sok köze az MR-hez, ilyen például a bolygónk, a Föld. Néhány alapvető dolog amelyet tudunk a Földünkről: 1. A Föld egy nagy gömb amely 'lebeg' az űrben; lényeges viszont, hogy nem randomszerű ez a mozgás. 2. A Földnek van egy hozzátartozó holdja, amely a Föld körül kering. 4. A Föld rotál (forog) a saját tengelye körül. 5. A Föld felszínének kb. 70%-át víz borítja!

A Föld folyékony fémes magja és valószínűleg ionoszférikus mozgása következtében mágneses tér alakul ki körülötte, melynek valóságos okát a tudósok a mai napig is kutatják. Ezt felhasználja az iránytű, amit tájolódáshoz használhatunk. A Föld mágneses térereje viszonylag kicsi: 30μT és 70 μT a Föld felszínén (T= Tesla). Összefoglalva megállapíthatjuk, hogy a Föld az egy óriási forgó mágnes rúd, amelynek van egy északi és egy déli pólusa (8. ábra); ne feledjük el, hogy nagyon vizes ez a "mágnes".

8. ábra

Most vessünk egy pillantást magunkra, emberekre. Mi az amiben közösek vagyunk a Földdel? Első ránézésre nem sok, de ha szervezetünknek egy részét egy elektronmikroszkópon keresztül megvizsgáljuk, akkor figyelmesek lehetünk arra, hogy van némi hasonlóság. Számos apró kicsi labdát láthatunk amelyek saját tengelyük körül forognak, van elektromos töltésük és 'holdak' keringenek körülöttük. Ezek az ún. atomok, melyeknek nagy szerepük van az MR képalkotásban.

Egy másik közös tényezőnk a Földdel a víz. Jól ismert tény, hogy szervezetünk összetevőinek nagy része, kb. 70 - 80% víz.

Kémiai tanulmányokból tudjuk, hogy 110 különböző elem létezik. Mivel szervezetünk jelentős összetevője a víz, vizsgáljuk meg közelebbről. A víz 2 hidrogén (H) atomból és 1 oxigén (O) atomból épül fel. A H atomnak (ami az első elem a periódusos rendszerben) van egy magja, a nukleusz, ez esetben protonnak is hívhatjuk, másrészt van egy "holdja", amit elektronnak hívnak.

Ennek a protonnak is van elektromos töltése és a saját tengelye körül forog. Itt már érzékelhető az analógia a Földel. A H protonra úgy is lehet tekinteni, mint egy apró kis mágnesre, aminek van egy északi és egy déli pólusa.

Miért a hidrogén az MR képalkotás alap forrása? Két oka van ennek. Először is nagyon sok van belőle a szervezetünkben. Gyakorlatilag ebből az elemből található a legtöbb a szervezetünkben. Második ok, amiért a H-nek olyan fontos szerepe van az MR képalkotásban a kvantum fizikából ismert "Gyromágneses együttható". Ez az együttható legnagyobb a Hidrogénnél, pontosabban 42.57 MHz/Tesla.

Az MR képalkotásban lehetne más elemet is használni. Azon elemek, melyekben a protonok száma páratlan, alkalmasak a képalkotáshoz; néhány ilyen elem látható a táblázatban (4. táblázat).

4. táblázat IZOTÓP JEL SPIN KVANTUM SZÁMA GYROMÁGNESES EGYÜTTHATÓ (MHZ/T) Hidrogén 1H 1/2 42.6 Karbon 13C 1/2 10.7 Oxigén 17O 5/2 5.8 Fluor 19F 1/2 40.0 Nátrium 23Na 3/2 11.3 Magnézium 25Mg 5/2 2.6 Foszfor 31P 1/2 17.2 Kén 33S 3/2 3.3 Vas 57Fe 1/2 1.4

Ha megfigyelünk egyszerre sok H protont, (például egy molekulában), akkor valójában nagyon sok kis mágnest láthatunk, melyek saját tengelyük körül forognak (9. ábra). Tanulmányainkból tudjuk, hogy két északi pólus vagy két déli pólus taszítja egymást; két ellentétes pólus viszont vonzza egymást. A szervezetünkben található 'mágnesek' eloszlásának eredményeként ezek a mágneses terek kiegyenlítik egymást. Ha a mágnességet vesszük figyelembe, akkor elmondható, hogy a szervezetünkben egyensúly van. Ha ez nem így lenne, akkor szervezetünk vonzaná a környezetünkben levő fémes tárgyakat.

9. ábra

Most, hogy néhány alapvető tényt megállapítottunk Földünkről és a saját szervezetünkről, nézzük meg, hogy mi történik, amikor egy MR vizsgálatot készítünk. Az MR képalkotásban használt mágnesek, berendezések különböző térerejűek lehetnek. Egy 1.5 Tesla térerejű MR mágneses térereje 30,000x erősebb a Föld mágneses térerejénél! Ez többek közt azt is jelzi, hogy egy MR berendezés potenciálisan egy nagyon veszélyes gép.

Amikor egy embert behelyezünk egy mágneses térbe, akkor a hidrogén protonokkal számos érdekes dolog történik.

1. Rendeződnek a mágneses mezővel azonos irányba. Ez két különböző irány lehet: parallel, ill. anti-parallel (10. ábra). Bo az MR gép mágneses terének irányát jelöli.

10. ábra

11. ábra

2. A H protonok precesszáló mozgásban vannak az atom mágneses momentumának köszönhetően (11. ábra).

A precesszáló frekvenciát Larmor frekvenciának nevezzük. A következő egyenlet segítségével lehet meghatározni a Larmor frekvenciát:

ω = γ Bo Ahol: ω = Precesszáló azaz Larmor frekvencia γ = Gyromágneses együttható Bo= Mágneses térerő

Megfigyelhetjük, hogy a korábban említett két tényező, a Gyro mágneses együttható és a mágneses térerő, hogyan kapcsolódik egymáshoz.

Miért olyan fontos ez az egyenlet? A Larmor frekvencia segítségével tudjuk meghatározni az MR berendezés működési frekvenciáját. Ha van egy 1.5T MR berendezésünk, akkor a Larmor, vagyis a precesszáló frekvencia hidrogén esetén: 42.57 * 1.5 = 63.855 MHz. Ugyanígy meghatározható a 3.0T, 1.0T, 0.5T, 0.35T, 0.2T MR berendezések Larmor frekvenciája: 127.71 MHz, 42.57 MHz, 21.285 MHz, 14.8995 MHz és 8.514 MHz. Minden MR berendezésen van lehetőség ellenőrizni az adott Larmor frekvenciát, más néven a közép frekvenciát (Central Frequency).

Elemezzük tovább, hogy mi történik az MR gépben levő emberrel.

12. ábra

Tudjuk, hogy amikor a protonok egy nagyon erős mágneses térerővel találkoznak, akkor két különböző irányba rendeződnek: parallel és anti-parallel. Egy másik kifejezés erre az ún. alacsony illetve, magas energiájú állapot.

A protonoknak e két különböző rendeződése nem azonos. Több proton rendeződik parallel (alacsony energiájú állapot) mint anti-parallel (magas energiájú állapot) irányba (12. ábra). A két irányban való rendeződés közti különbség nem túl nagy. Például, 0.5T térerejű mágneses térben a parallel irányba rendeződő többlet proton az anti-parallel irányhoz képest csak 3 per millió proton (3ppm= parts per million), egy 1.0T MR gépnél 6 per millió proton és egy 1.5T MR gépnél 9 per millió proton. Tehát a többlet protonok száma arányos a Bo-val azaz a mágneses térerővel (magnetic field). Ez az egyik ok arra, hogy miért kapunk jobb minőségű képet egy nagy térerejű (1.0T - 3.0T) gépen egy alacsony térerejű gépen készült képhez viszonyítva (0.2T - 0.7T). A 9 ppm nem tűnik számottevőnek, de a valóságban ez egy nagyon nagy mennyiség amennyiben végigkövetjük Moriel NessAiver számítását. NessAiver kiszámolta hány többlet proton található egy voxelben (volume element) 1.5T mágneses térerő esetén.

o tételezzük fel, hogy a voxel méret: 2 * 2 * 5 mm = 0.02 ml o Avogadro-állandó (NA) alapján a molekulák per mól száma: 6.02 * 1023 o 1 mól víz súlya 18 gram (016 + 2H1), 2 mól hidrogén található benne és 18 ml folyadék, így ... o 1 voxelnyi vízben 2 * 6.02 * 1023 * 0.02/18 = 1.338 * 1021 az össz protonok száma o Az össz többletprotonok száma:

	vagyis 6 millió milliárd !!!!

13. ábra

Végezetül látható, hogy létezik egy össz (eredő) mágnesség (net magnetization), ami az MR gép mágneses terével azonos irányba jelentkezik. Ahhoz, hogy látni lehessen, hogy mi történik az eredő mágnességgel, célszerű vektoriálisan ábrázolni. Egy vektornak (13. ábra, piros nyíl) van iránya és nagysága. Ahhoz, hogy lássuk mi történik ezzel a vektorral (net magnetization) képzeljünk el egy forgó rendszert, ami nem más mint 3 rotációs tengely, melyeket X, Y és Z-vel jelölünk. A Z - tengely mindig az adott mágneses térrel azonos irányú. Az X - és Y - tengely mindig merőleges a Z - tengely irányára. Az ábrán láthatjuk, hogy az eredő mágnesség (piros) iránya azonos a Z - tengellyel. Az eredő mágnességet Mz-nek hívjuk, vagy más néven longitudinális mágnességnek. Így már ábrázolni lehet a mozgásban levő mágneses vektort.

Nézzük meg, hogy mi történik, ha elkezdünk "játszani" a mágneses vektorral. Ahhoz, hogy egy képet tudjunk készíteni valakiről, nem elég csak behelyezni a mágnesbe, hanem a következő lépéseket kell végig csinálni: excitáció, relaxáció, akvizíció, számolás, és megjelenítés.

2.2.2. Exitáció Mielőtt az MR berendezés elkezdi az adat (data) gyűjtést, egy gyors mérést végez (ún. prescan), ami alatt meghatározza többek között a precesszáló protonok frekvenciáját (Larmor frekvencia). Ez a közép frekvencia azért is fontos, mert ezt a frekvenciát használja fel a gép majd a következő lépéshez. Miután a gép meghatározta a közép frekvenciát, megkezdődik az adatgyűjtés.

Tételezzük fel, hogy egy 1.5 T térerejű MR gépen dolgozunk. Ennek a gépnek a működési, közép frekvenciája 63.855 MHz. Ahhoz, hogy manipulálni tudjuk a mágneses vektort, egy olyan rádiófrekvenciás (Radio Frequency, RF) pulzust kell létrehozni, aminek a frekvenciája azonos az MR gép közép frekvenciájával. Erre utal a mágneses rezonancia képalkotás elnevezésben a rezonancia szó. Egy másik példa a rezonanciára, amikor egy opera énekesnő olyan magas hangon, frekvencián énekel, hogy darabokra törik a kristály pohár. Az MR hasonló elven működik. Csak azok a protonok, amelyek azonos frekvenciával forognak, precesszálnak mint az RF pulzus, tudnak majd kapcsolatba kerülni az RF pulzussal. Ha egy másik frekvenciájú (pl. 58.345 MHz) RF pulzust küldünk a mágnesbe, akkor semmilyen interakció nem fog fellépni.

Amennyiben az RF pulzus azonos a közép frekvenciával, adott az ereje (amplitúdó) és meghatározott az ideje, akkor lehetséges a mágneses vektort rotálni, eltéríteni a Z - tengelyre merőleges síkra, jelen esetben az X - Y-síkba (14. ábra). (Vektorok nélkül szinte lehetetlen lenne ábrázolni a történéseket).

14. ábra

Jelen esetben a mágneses vektort 90º fokkal „"megdöntöttük".' Később majd látjuk, hogy van egy fontos paraméter: Tip Angle/Flip Angle (FA) ami jelzi a mágneses vektor eltérítésének szögét. A mágneses vektort tetszőleges szögben lehet megdönteni 0º - 180º között. Ez az előbb leírt folyamat az ún .mágneses excitáció (excitation), amikor egy impulzusszerű rádiófrekvenciás hullámmal gerjesztett állapotba kerülnek a H-atommagok.

2.2.3. Relaxáció Most kezd érdekessé válni az MR fizika. A mágneses vektort 90º-ban megdöntöttük az X-Y tengelybe. Ezt úgy is lehetne mondani, hogy a protonokat egy magasabb energiájú állapotba gerjesztettük. Ez a folyamat úgy jött létre, hogy a protonok energiát vettek fel az MR gépből kibocsájtott RF pulzusból. Ez egy olyan történés, amit a protonok nem szeretnek; hasonló mintha kézen járnánk. A kézenjárás lehetséges, de nem szeretjük sokáig csinálni: szívesebben járunk a két lábunkon. Ez hasonló a protonokkal is: szívesebben rendeződnek a fő (Bo) mágneses térrel azonos irányba (alacsony energia szint). Ezután következik az ún. relaxáció (relaxation). A relaxációt két részre bonthatjuk: T1 relaxáció és T2 relaxáció.

T1 relaxáció (T1 Relaxation)

A protonok szeretnének lehetőleg visszatérni a kiindulási (nyugalmi) állapotukba, más szóval egyensúlyi helyzetbe. Ez úgy lehetséges, hogy a felvett energiát leadják egyrészt hő leadással (nagyon kis mennyiség), másrészt RF hullámok formájában. Elviekben az excitációs folyamat ellenkezője történik. A mágneses vektor visszatér a kiinduló, nyugalmi állapotban levő Z - tengely irányába.

15. ábra Miután megszűnik az RF excitációs pulzus, a mágneses vektor „újra felépül” a Z - tengely mentén, miközben rádiófrekvenciás hullámokat bocsájt ki magából (15. ábra). A T1 relaxációs folyamat ábrázolja, hogy mi is történik a Z irányban. Az RF pulzust követően, egy kis idő múlva, a betegben pontosan visszaáll minden az RF pulzus előtti állapotba. A T1 relaxáció úgy is nevezhető, hogy spin-rács (Spin-Lattice) relaxáció, mivel a kiadott energia a környező szövetbe (lattice) kerül. A T1 relaxáció során a longitudinális mágnesség újraépül.

T1 relaxációs görbék

A T1 relaxáció azon tömeg protonjaiban történik, melyre hatott a 90º-os excitációs RF pulzus. Viszont, a molekulákban levő protonok kötődése nem azonos. Ez változó például a különböző szövetekben. Egy H atom kötése erős a zsírszövetben, de sokkal gyengébb, lazább a kötődése a vízben. A szorosan kötődött protonok sokkal gyorsabban tudják leadni az energiájukat a környezetükbe, mint azok a protonok, amelyek kötődése gyengébb. Megállapítható, hogy különbözik az az idő, ami alatt leadják a protonok az energiájukat. A T1 relaxáció idejét a 16. ábrán látható görbe szemléltet 16. ábra A görbén láthatjuk, hogy a T = 0 időnél nincsen mágnesség a Z - irányban közvetlen az RF pulzus gerjesztése után. Viszont, az Mz azonnal elkezd felépülni a Z - tengely mentén. A T1 relaxáció egy konstans idő. A T1-et úgy is lehet definiálni, mint az az idő, ami alatt a longitudinális mágnesség (Mz) eléri az eredeti (nyugalmi) mágnesség 63%-át. Hasonló görbét kapunk a különböző szövetek esetében. Ez az amit Damadian és Lauterbur felfedezett nagyon régen. A különböző szövetek energia leadása (relaxálása) különböző időt vesz igénybe; ennek is köszönhető az MR képalkotás kiváló kontraszt felbontása (contrast resolution).

T2 relaxáció (T2 Relaxation)

Mint korábban említettük, a relaxációs folyamat két részre osztható. A második rész, a T2 relaxáció, valamivel bonyolultabb a T1 relaxációnál. Először is fontos megjegyezni, hogy a T1 és T2 relaxáció két egymástól független folyamat. Nincs összefüggés a kettő között! Az egyetlen közös bennük az, hogy a két relaxációs folyamat azonos időben történik. A T1 relaxáció leírja, hogy mi történik a Z - síkban; a T2 relaxáció pedig leírja, hogy mi történik az X - Y síkban.

2.2.4. Fázis és fázis koherencia

A következő módon próbáljuk meg szemléltetni, hogy mi is az a fázis. Képzeljük el, hogy láttunk egy katonai osztagot menetelni az úton. Látjuk amint egységesen minden katona egyszerre rakja előre a bal lábát. A kapitány vezényli őket: bal, jobb; bal, jobb; bal ... bal ... bal, jobb. Azt is mondhatnánk, hogy az osztag szinkronban, vagyis azonos fázisban (in-phase) menetel.

Egy másik példát ábrázol a 17. ábra. Két kereket láthatunk egy - egy nyíllal. A két kerék azonos sebességgel forog. Ebből kifolyólag a nyilak mindig azonos irányba fognak mutatni az idő bármely pillanatában. Ezt úgy is lehet mondani, hogy a kerekek azonos fázisban vannak (in-phase).

17. ábra

Menjünk vissza egy lépéssel, és nézzük meg az eredő mágneses vektort, mielőtt gerjesztjük a 90º-os RF pulzussal. Az eredő mágneses vektor azon protonok kis mágneses terek összege, amelyek a Z - tengely mentén rendeződtek. Minden egyes individuális proton forog, precesszál a saját tengelye körül. Annak ellenére, hogy azonos a precesszálási sebességük nincsenek azonos fázisban (in-phase), más szóval nincsen fázis koherencia. Az előző példában említett kerekek nyilai különböző irányba mutatnának. Egy nagyon érdekes dolog történik, miután a 90º-os RF pulzussal gerjesztjük. Azon túl, hogy az eredő mágneses vektor eltérítődik az X - Y síkba, a protonok elkezdenek azonos fázisba precesszálni (in-phase)!

18. ábra

Pontosan a 90º-os RF pulzust követően az eredő mágneses vektor (most már úgy hívjuk, hogy transzverzális mágnesség) elkezd forogni az X – Y síkban, mégpedig a Z-tengely körül (18a. ábra). A vektorok mind azonos irányba mutatnak, mivel azonos fázisban vannak (in-phase). Viszont nem maradnak ebben az állapotban. Egy úgy nevezett fázisvesztés (dephasing) folyamat kezdődik, melynek eredménye, hogy a mágneses vektorok különböző fázisokba, irányokba kerülnek (out-of-phase). Emlékezzünk vissza, hogy minden egyes proton úgy is tekinthető, mint egy apró mágnes, melynek van egy északi és egy déli pólusa. Arra is emlékszünk, hogy az azonos pólusú mágnesek taszítják egymást. Mivel a vektorok mágneses tere befolyásolják egymást, ezért megesik, hogy egyes vektorok lelassulnak, miközben más vektorok gyorsabban forognak. Mivel a vektorok különböző sebességgel forognak, nem fognak továbbra is azonos irányba mutatni: elkezdődik a fázisvesztési (dephasing) folyamat. Eleinte a dephasing mennyisége kicsi lesz (18b. & 18c. & 18d. ábra), viszont hamarosan felgyorsul a folyamat egészen addig, míg teljesen megszűnik a fázis koherencia. Nem marad két azonos irányba mutató vektor (18e. ábra). Ezzel egyidőben, az összes proton továbbra is forog a Z - tengely körül az X-Y síkban. Ez a folyamat, mialatt egy teljes in-phase állapotból egy totális out-of-phase állapot jön létre az úgynevezett T2 relaxáció.

T2 relaxáció görbék Ugyan úgy, mint a T1 relaxáció, a T2 relaxáció sem azonnal történik. Ez függ a hidrogén proton molekulán belüli kötődésétől, ami szintén szövetre jellemző. 19. ábra

A T2 relaxáció szintén ábrázolható egy görbén (19. ábra). A 90º-os RF pulzust követően az eredő mágnesség az X-Y síkba eltérítődik (döntjük). Az eredő mágnesség neve megváltozik Mz helyett most már Mxy-nak nevezzük. T = 0 időben az összes spin azonos fázisban van (in-phase), de utána azonnal elkezdődik a dephasing folyamat. A T2 relaxáció szintén egy konstans idő. A T2 úgy is definiálható, mint az az idő, amely alatt a spinek 63%-a az eredeti, azonos fázisú állapotból kiesik, így már csak 37%-uk marad azonos fázisban. A különböző szöveteknél a fázisvesztési idő más és más. A zsírszövetben sokkal gyorsabb a fázisvesztési idő, mint a vízben. Még egy fontos megjegyzés a T2 relaxációval kapcsolatosan: sokkal gyorsabb ez a folyamat, mint a T1 relaxáció. A T2 relaxáció milli-secundumokban mérhető, míg a T1 relaxáció akár több secundum is lehet. A T2 relaxáció folyamata során, a transversalis mágnesség megszűnik

A T2 relaxációt nevezhetjük spin - spin relaxációnak, mivel a protonok interakcióit jellemzi a közvetlen környezetükben (molekuláikban).

Megjegyzendő:

o A T1 és T2 relaxáció két egymástól független folyamat o A T1 és T2 relaxáció azonos időben történik o T1 a Z - tengely mentén történik; T2 az X - Y síkban történik o A T2 relaxáció ideje sokkal gyorsabb, mint a T1 relaxáció.

Miután mindkét folyamat lezajlott, az eredő mágneses vektor ismét azonos irányba rendeződik az MR berendezés állandó mágneses terével (Bo) és a protonok spinje, precesszálása ismét out-of-phase-be kerül. Visszaáll a 90º-os RF pulzus előtti nyugalmi állapot.

2.2.5. Akvizíció A relaxációs folyamatok alatt a precesszáló spinek leadják a 90º-os RF pulzus során nyert felesleg energiájukat rádiófrekvenciás hullámok formájában. Ahhoz, hogy képet tudjunk nyerni, ezeket a rádiófrekvenciás hullámokat kell összegyűjteni, mielőtt eltűnnek a levegőbe.

Ez megvalósítható egy vevő tekerccsel (receive coil). A vevő tekercs azonos lehet az adó tekerccsel (transmit coil), de lehet akár egy másik tekercs is. Egy nagyon érdekes és egyben fontos szempont a vevő tekercs pozíciója.

A vevő tekercs pozíciója párhuzamos kell, hogy legyen az állandó mágneses térrel (Bo). Ha ez nem valósul meg, akkor egy olyan képet kaphatunk, amelyben nincsen jel. Hogyan lehetséges ez? Ha szétszednénk egy tekercset, akkor láthatnánk, hogy ez nem más, mint egy réz vezetékből képződő hurok. Amikor a mágneses mező erőssége a hurkon belül megváltozik, a hurokban áram indukálódik (20. ábra). Mint később látni fogjuk, a Bo térerősség értékét bizonyos határok között változtatjuk, ami a vevő tekercsben áram indukálódását jelentené. A Bo nagyon erős mágneses tér; sokkal nagyobb és erősebb, mint a RF jel, amit majd kapni fogunk. Ez azt jelenti, hogy ha a tekercset úgy pozícionáljuk, hogy a Bo mágneses mező keresztezi a tekercset, akkor nagyon nagy áram keletkezik, amely elnyomja az RF hullámok által keletkező kicsi áramot (jel). Ennek eredménye, hogy a képen csak szemcsét (zaj) fogunk látni. Ezt úgy is lehet mondani, hogy nem lesz hasznos jel a képen, hanem csak zaj.

Ezért fontos meggyőződni, hogy a vevő tekercs mindig úgy helyezkedjen, hogy a Bo mágneses mező ne keresztezze a tekercs meneteit. Ezt akkor tudjuk megvalósítani ha a tekercset úgy pozícionáljuk, hogy párhuzamos legyen a Bo mágneses mezővel. (21. ábra).

20. ábra

21. ábra

Egy egyszerű kísérlet sorozattal demonstrálni tudjuk ezt a jelenséget. Ismételjünk meg egy mérést úgy, hogy a tekercs különböző szögekben helyezkedik el. Kezdjük el úgy, hogy először párhuzamos a Bo mágneses mezővel, majd forgassuk el a tekercset. Látható lesz az MR képeken a minőségi romlás. Elképzelhető, hogy egy adott szögben már nem is fog tudni ráhangolni az MR gép a tekercsre és nem fogjuk tudni elindítani a mérést.

Számos olyan tekercs van, amely célzottan egy adott test régióra lett tervezve. Ilyen például a koponya tekercs. Miután rögzítettük az MR vizsgáló asztalon, látszólag úgy tűnik mintha a Bo tér keresztül menne a tekercsen. Ez csak egy 'optikai illúzió'. A tekercs úgy van tervezve, hogy a réz huzalokból kialakított hurkok (loops) párhuzamosak a Bo-lal. Nem könnyű feladat a tekercsek tervezése az ún. bore típusú MR gépekre, ahol a Bo végig halad az emberi test hosszán. Ha kinyitnánk egy koponya tekercset, akkor minden bizonnyal 2 réz drótot látnánk, amelyek nyereg alakúak és egymásra merőlegesek. Mivel a nyereg alakzat nem elegendő, két réz tekercs található a tekercsben.

Maxwell megállapítása szerint: a rádiófrekvenciás hullámnak van egy elektromos és egy mágneses komponense, amelyek merőlegesek egymásra, 90º-os fázis eltérés van közöttük és mind a kettő azonos irányban terjed fénysebességgel (22. ábra). Számunkra a mágneses komponens a fontos, mert ez indukálja az áramot a vevő tekercsben.

A tekercs helyes pozícionálásának van egy másik fontos szempontja. Csak olyan jelet tudunk detektálni, ami azon folyamatokból keletkezik, melyek merőlegesek a Bo mágneses térre. Mint ezt már korábban tárgyaltuk, ez az ún. T2 relaxáció. A T2 relaxáció egy csillapodási folyamat, ami annyit jelent, hogy a fázis koherencia nagyon erős az elején, majd nagyon gyorsan csökken egészen addig, amíg teljesen megszűnik a fázis koherencia. Ebből kifolyólag a jel, amit kapunk a T2 relaxációs folyamat elején nagyon erős, majd hamar gyengül a T2 relaxációnak köszönhetően (23. ábra).

22. ábra

23. ábra

A jelet úgy nevezzük, hogy Free Induction Decay (FID). A FID az a jel, amit akkor kapnánk, ha nem lenne mágneses terünk. A mágneses tér jelenlétében a T2 csillapodás sokkal gyorsabb a lokális (mikroszkopikus) mágneses tér inhomogenitásainak és a kémiai eltolódásnak köszönhetően. Ezeket a hatásokat hívjuk együttesen a T2* effektusoknak (T2* csillag). A kapott jel jóval rövidebb, mint a T2. A tényleges jel nagyon gyorsan csillapodik: 40 millisecundum alatt gyakorlatilag nullára csökken a jel. Ez egy külön jelenséget fog eredményezni, amit majd később tárgyalunk.

2.2.6. Számolás és megjelenítés A kapott jel eljut egy számítógépbe és szinte negyed másodperc alatt megjelenik a kép a monitoron. A 24. ábra grafikusan ábrázolja ezt a folyamatot:

24. ábra 2.3. Még több MR fizika

Az MR fizika első részében tárgyalt MR működési elv szinte csak felszíni ismeretnek elegendő. Próbáljuk meg egy kicsit felfedezni, hogy mi van a felszín alatt. Tételezzük fel, hogy van egy 100%-os homogén mágneses mezőnk (a valóságban ilyen nem létezik). Ebben az esetben az emberi szervezetben levő összes proton a Larmor frekvenciával azonos frekvencián precesszálna (25. ábra).

25. ábra Ez azt is jelentené, hogy az összes proton visszaadna valamilyen jelet. Hogyan tudnánk megállapítani, hogy a jel a fejből vagy a lábból jön-e? Ha változatlan maradna minden, akkor nem kapnánk egy értelmes képet. Tele lenne kivehetetlen és értelmezhetetlen foltokkal. Problémánk megoldására az RF hullám tulajdonságaiból kapunk segítséget. Ezek a fontos tulajdonságok a fázis, frekvencia és amplitúdó (phase, frequency, amplitude). Először is fel kell osztani a testet voxelekre, azaz térfogat elemekre. Ezután kódolni fogjuk a voxeleket, hogy a voxelben levő protonok egy olyan RF hullámot bocsássanak ki amelyeknek ismert a fázisuk és frekvenciájuk. A jel amplitúdója a voxelben levő protonok mennyiségétől függ. Ezt a precíz feladatott az ún. gradiens tekercsekkel lehet megvalósítani.

2.3.1. Gradiens tekercsek Egész egyszerűen fogalmazva, az MR gépben található gradiens tekercsek dróthuzalok csoportjai, amelyek segítségével további mágneses tereket tudunk előállítani, amelyek majd szuperponálódnak a Bo mágneses térre. Ez nagyon bonyolultnak tűnhet, de valójában nem az.

26. ábra Három különböző „"dróthuzal" csoport van. Mindegyik csoport egy adott irányú mágneses teret tud előállítani a Z -, X -, vagy Y- irányban. Amikor a Z gradiens áram alá kerül, akkor egy mágneses tér keletkezik a Z - irányba (26a. ábra). Hasonlóan történik ez a másik két gradiens esetében is (26b. & 26c. ábra).

Ismert tény, hogy az MR vizsgálat igen zajos szokott lenni. Nagyon erős az a mágneses tér, ami létrejön az akvizíció során. Annak ellenére, hogy a gradiens tekercsek szorosan vannak gyantába rögzítve, a menetei között fellépő erőhatás olyan nagy, hogy vibráltatja a gradiens tekercseket. A vizsgálat alatt hallható zaj ennek a vibrálásnak az eredménye.

27. ábra

A sematikus ábrán látható, hogyan hoz létre egy hengert a három gradiens tekercs (27a. ábra). Ez a henger behelyezésre kerül a mágnesbe (27b. ábra). A következőkben nézzük meg, hogy miként lehet a gradiensekkel kódolni a kapott jelet, azaz a homogén mágneses tér egyenletes elhangolásával jel lokalizációt létrehozni.

2.3.2. Jelkódolás Tételezzük fel a következőket: o Egy axiális képet fogunk készíteni a koponyáról o 1.5 Tesla MR gépen vizsgálunk o Egy homogén mágneses térrel dolgozunk, ami lefedi az egész testet (fejtől lábig) A valóságban a homogén mágneses tér csak kb. 40 cm átmérőjű és csak a mágnes közepén (Iso-center) létezik.

28. ábra

Amikor egy beteget befektetünk az MR gépbe, az összes proton, fejtől lábig, rendeződik a Bo mágneses térrel azonos irányba. A protonok a Larmor frekvenciával precesszálnak, amely jelen esetben 63.6 MHz (28. ábra).

Ha egy 90º-os excitációs RF pulzust alkalmazva a magnetizációt eldöntenénk az X-Y síkba, akkor az összes proton reagálna és visszaadna egy jelet. Ebben az esetben nem tudnánk megállapítani, hogy a fejtől a lábig pontosan honnét származott a jel.

2.3.3. Szeletkiválasztó gradiens A Z - gradiens bekapcsolásával egy újabb mágneses tér keletkezik a Z – irányban, mely szuperponálódik a Bo-ra. A + Gz jel azt jelzi, hogy a koponyánál egy kismértékben erősebb Bo mágneses tér van a mágnes közepéhez, iso-centerhez képest (Figure 32). Az erősebb mágneses tér azt jelenti, hogy magasabb a Larmor frekvencia. A gradiens teljes emelkedője mentén különbözik a Bo mágneses tér, ebből kifolyólag a protonok eltérő frekvenciával forognak, precesszálnak. A koponyánál levő protonok egy magasabb frekvenciával precesszálnak, mint az iso-centernél levő protonok. Ennek az ellenkezője figyelhető meg az iso-centertől haladva a láb felé. Az ábrán láthatjuk, hogy a lábnál precesszáló protonok 63.5 MHz-es frekvenciával precesszálnak, míg az iso-centerben levő protonok 63.6MHz-el, és a koponyánál levő protonok 63.7 MHz-es frekvenciával (29. ábra). (Az ábrán jelölt precessziós frekvenciák csak példák, a valóságban ennél jóval kisebbek a különbségek).

29. ábra

Ha jelen esetben egy 63.7 MHz-es frekvenciájú pulzussal gerjesztjük a beteget, akkor a koponyában KIZÁRÓLAG EGY, vékony szeletnyi proton fog rezonálni, kapcsolatba kerülni a gerjesztés hatására. Nevezetesen csak azok a protonok, amelyek azonos frekvenciával precesszálnak (30. ábra).

30. ábra

Ez az ún. szeletkiválasztás vagy más nevekkel: slice encoding, slice selection. A példánkban a Gz a szelet kiválasztó gradiens. Hogy ha most megállnánk, és figyelnénk a visszajövő jelre, akkor biztosan tudnánk, hogy a jel a koponya egyetlen egy szeletéből származik. Így most már biztosan meghatározható egy irány az MR képalkotás folyamatában.

Az ábrán láthatjuk az axiális (transzverzális) síkot, amit most hoztunk létre a Gz gradiens segítségével (31. ábra). Ha jobban megfigyeljük (proton 1 és proton 2), akkor láthatjuk, hogy mindkettő proton azonos frekvenciával forog, precesszál, és mindkettő azonos fázisban van.

Az adott szeleten belül továbbra is nagyon sok proton található, és így nem lehetne meghatározni a jel pontos helyét a szeleten belül. Nem lehet eldönteni, hogy elölről, hátulról, alulról vagy felülről jön a jel. Ezért további kódolás (encoding) szükséges a pontos meghatározás érdekében.

31. ábra

2.3.4. Fázis kódoló gradiens A további kódolás érdekében a Gy gradienst egy rövid pillanatra be kell kapcsolni. A Gy gradiens bekapcsolási ideje alatt egy újabb gradiens mágneses mező keletkezik, mégpedig az anterior-posterior irányban. Ennek hatására az anterior elhelyezkedésű protonok valamivel gyorsabban fognak precesszálni mint a posterior elhelyezkedésű protonok. Ez a kis eltérés azt eredményezi, hogy a protonok nem lesznek azonos fázisban (in-phase) anterior - posterior irányban. Az ábrán látható a proton 1 és proton 2 közötti különbség: proton 1-nek eltérő a fázisa a proton 2-höz képest. (32. ábra). 32. ábra

32. ábra

Amikor a Gy gradiens kikapcsolódik, a szeleten belüli összes proton azonos frekvencián precesszál, DE mindegyiknek más lesz a fázisa (33. ábra). Ezt nevezzük fáziskódolásnak (phase encoding).

Eddig már két dolgot megállapíthatunk: 1. A jel a koponyának egy adott szeletéből származik (szelet kiválasztás). 2. A jel számos RF hullámból tevődik össze, amiknek mind azonos a frekvenciájuk, de különbözik a fázisuk. Így meghatározható, hogy a jel eredete anterior vagy posterior lokalizációjú. (Fáziskódolás).

Most már csak egy kódolást kell végrehajtanunk, hogy megállapíthassuk, hogy a jel a koponya bal, jobb vagy középső részéből származik.

2.3.5. Frekvencia kódoló gradiens Ahhoz, hogy tudjunk bal - jobb irányba kódolni szükségünk van még egy harmadik, egyben utolsó gradiens (Gx) időleges bekapcsolására. Ennek hatására egy plusz gradiens mágneses tér fog keletkezni a bal-jobb irányban.

34. ábra

A bal oldali protonok egy alacsonyabb frekvencián precesszálnak a jobb oldalon levő protonokhoz képest (34. ábra). Ez a frekvencia különbség egy plusz fáziscsúszást (shiftet) fog eredményezni, de - és ez nagyon fontos - a már korábban létrehozott fázis különbség, melyet a fázis kódolás során létrehoztunk a Gy gradienssel továbbra is megmarad! Most már meg lehet állapítani a tekercsben detektált jelek pontos eredetét.

35. ábra

A 35. ábrán látható a kódolások végeredménye: 1. A Gz gradiens kiválasztott egy axiális szeletet. 2. A Gy gradiens a szeleten belül létrehozott sorokat, melyeknek különböző a fázisuk. 3.. A Gx gradiens a szeleten belül létrehozott oszlopokat, melyeknek különböző a frekvenciájuk.

Láthatjuk, hogy létrehoztunk kis volumeneket, voxeleket. Minden egyes voxel egy saját frekvencia-fázis kombinációval rendelkezik. Az egyes voxeleken belül levő protonok mennyisége meghatározza az RF hullámok erősségét (amplitúdó).

A tekercsben detektált jel a frekvenciák, fázisok és amplitúdók komplex keveréke, mely a koponyán belül voxelenként eltér egymástól.

A számítógépbe érkezik ez a nagy mennyiségű adathalmaz és utána megtörténik a "csoda." Körülbelül 0.25 s alatt a számítógép feldolgozza ezt az adathalmazt és létrehozza a képet. Ez a "csoda" egy matematikai művelet, aminek a pontos megnevezése: 2 dimenzionális Fourier transzformáció (2DFT), (2D Fourier Transformation). Ezzel a művelettel tudja kiszámolni a számítógép a voxelek pontos lokalizációját és az intenzitásukat.

A Fourier transformáció részletes magyarázatától eltekintünk, viszont néhány analógiával talán könnyebben megérthető ez a folyamat. A Fourier transformáció hasonló a prizmához, ami megtöri a "fehér" fényt (MR jel) a szivárvány különböző színeire (MR kép). A szervezetünkben is folyamatosan jelen van a Fourier transzformáció. Füleinkkel egyszerre sok különböző hangot (MR jel) hallunk. Az agyunk végrehajt egy Fourier transzformációt, hogy megállapítsa az egyes hangok pontos eredetét és intenzitását (MR kép).

Megjegyzés: A fáziskódolás csak soronként valósítható meg. Ahhoz, hogy a teljes szeletet végig tudjuk mérni, skennelni (scan), ez az egész folyamat (szeletkiválasztás, fázis és frekvencia kódolás) egy specifikus paraméter alapján többször megismétlődik: mátrix fáziskódolás (Matrix phase encoding, MX pe). Ez ad magyarázatot egy másik lényeges paraméter fontosságára: repetíciós idő (repetition time, TR). Ezekről a paraméterekről később bővebben lesz szó.

2.3.6. Gradiens specifikációk Nagyon fontos a gradiensek jellemzőinek ismerete. Amikor bekapcsolódik egy gradiens, akkor ideális esetben azonnal eléri a maximum erejét, teljesítményét, és amikor kikapcsolódik, akkor azonnal visszatér a nullára (36a. ábra). A gyakorlatban viszont nem egészen így működnek a gradiensek. Időre van szükség, hogy elérje a maximumot és a nulla állapotot (36b. ábra). A maximum idő elérése emelkedési időnek is nevezhető (rise time) (36c. ábra). Ha elosztjuk a maximum erőt a rise time-al, akkor kapunk egy fontos paramétert: slew rate. Ezek a gradiens sajátos specifikációi.

36. ábra

Ezek az értékek gépenként változnak:

1. Maximum strength: minél magasabb annál jobb (minimum FOV és maximum mátrix) 2. Rise time: minél rövidebb, annál jobb. 3. Slew Rate: minél nagyobb, annál jobb (min TR, min TE, min ETS)

Egy MR gép teljesítményének és lehetséges applikációs területeinek meghatározásában nagy szerepe van a gradiens rendszernek.

2.3.7. Szeletvastagság Az MR jel kódolásának első lépése a szeletkiválasztás, melyet a szeletkódoló gradiens hoz létre (Gss). Példánkban nem volt jelentősége a szelet vastagságának. A klinikai gyakorlatban viszont nagyon fontos a szeletvastagság. Két faktorral meghatározható a szeletvastagság: 1. A gradiens emelkedő meredeksége 2. A 90º-os RF pulzus sávszélessége (bandwidth)

Az alábbi ábrán láthatjuk, hogy a gradiens meredeksége azonos, miközben az RF pulzus sávszélessége változó (37a. & 37b. ábra). Ezzel szemben, ha azonos RF pulzus sávszélesség mellett változik a gradiens meredeksége, akkor szabályozható a szeletvastagság (37c. & 37d. ábra). A gyakorlatban a szeletvastagság meghatározásában szerepet kap a két paraméter kombinációja: a gradiens meredeksége és az RF pulzus sávszélessége.

37. ábra

2.4. További MR fizika Az MR fizika egy nagyon komplex rendszer. Számos különböző területre lehetne felosztani, amelyeknek látszólag nincs sok közük egymáshoz, de a valóságban szorosan összefüggnek. Az előző részekben meghatároztuk az MR képet és a jelek kódolását. A most következő részben arról lesz szó, hogy hogyan történik a jelakvizíció és tárolása mielőtt kép lesz belőle.

2.4.1. K-Space A k-space komplexitását jelzi, hogy számos könyv íródott csak erről a témáról. A következőképpen lehetne röviden definiálni a k-space-t: „A k-space összetevője az MR nyersanyag (raw data), amiből majd összeáll a végleges MR kép”, Moriel NessAiver.

Miért olyan fontos a k-space? Mert segít megérteni hogyan kapunk egy MR képet, és, hogy hogyan műkődnek a különböző pulzus szekvenciák (pulzus sequence).

A 38. ábrán láthatunk egy dobozt. Ezzel jelképezzük a k-space-t, mátrixot, időt. Két vonalat, tengelyt láthatunk: X és Y, melyek felosztják a négyzetet 4 szimmetrikus részre. Ebbe a dobozba fogjuk rakni az MR nyers adatunkat mielőtt képpé rekonstruálódik. 38. ábra

A nyers adat úgy kerül elhelyezésre a dobozba, hogy az alacsony frekvenciájú jelek a centrumba kerülnek és a magas frekvenciájú jelek a centrum köré.

Az alacsony frekvenciájú jelek tartalmazzák a jel- és kontrasztbeli információkat, míg a magas frekvenciájú jelek tartalmazzák a fel bontásbeli (spatial resolution) információt (élesség).

Ez talán könnyebben megérthető a 39. ábrán. A nyersadatot kétféleképpen lehet rekonstruálni. Itt látható egy olyan rekonstrukció, ami kevésbé ismert egyesek által. Ez az ún. nyersanyag kép (raw data image). Jól megfigyelhető, hogy a nyersanyag mennyire koncentrálódik középre. Azt is lehet látni, hogy a centrum tartalmaz magas és alacsony jeleket, továbbá kontrasztbeli információt. A centrum körül látható számos 'gyűrű'; ezek tartalmazzák a kontrasztbeli felbontás információt (spatial resolution). Továbbá láthatjuk, hogy a k-space szimmetrikus balról - jobbra és felülről - alulra.

A nyersadat rekonstrukciójának másik formája egy olyan képet nyújt, mely rögtön felismerhető (40. ábra). Ez a kép ugyanabból a nyersadatból készült mint az előző k-space tartalmú kép.

39. - 40. ábra

A következő kísérleten keresztül illusztrálhatjuk, hogy a jel/zaj (signal to noise ratio, SNR) és kontrasztbeli információ a k-space közepén tárolódik. Az első képrekonstrukció során csak a k-space közepén tárolt nyersadat lett felhasználva (41a. ábra). A megjelenő képen látható kontrasztbeli különbség, de életlen (41b. ábra). Ez azért van, mert a térbeli felbontás nyers adatát, ami a k-space perifériáján tárolódik, nem használtuk fel. Ha fordítva rekonstruáljuk a képet, csak a k-space perifériáján tárolt nyers adatot használva (42a. ábra), akkor a létrehozott képen éles kontúrokat látni, viszont minimális a kontrasztbeli információ (42b. ábra).

41. és 42. ábra

Adatfeltöltés a k-space-be

Korábban már említésre került az a tény, hogy a fáziskódolás kizárólag soronként valósítható meg. Az egész folyamat, (excitáció, fáziskódolás, stb.) az MXpe paraméter által meghatározott alkalommal kerül megismétlésre. Ebből következik, hogy a k-space adatfeltöltése szintén soronként történik (43. ábra).

43. ábra

Tételezzük fel, hogy egy 256 x 512-es mátrixú felvételt készítünk. Az első szám (256) a mátrix "fáziskódolási irányát" (MX pe) jelzi. A második szám (512) a mátrix "frekvencia-kódolási" irányát, azaz a kiolvasási irányt (MXro) jelzi. A nyilak által jelzett ábrák a gradiens erejét és a polaritást (+/-) mutatják. A zárójelben levő számok a k-space-ben levő sorok számára utalnak: az első sor: 1; az utolsó sor: 256. Minden sor 512 pontból tevődik össze, amint azt a MXro paraméter meghatározta. A szekvencia első repetíciója alatt egy + gradiens lesz alkalmazva "128-as erővel" ennek eredménye lesz a k-space első sorának nyersadat feltöltődése. A második repetíció alatt, egy 127-es erejű, + gradiens kerül alkalmazásra, és a k-space második sora lesz feltöltve nyersadattal. A 129-ik repetíció alkalmával nem lesz alkalmazva a gradiens, és kitöltődik a 129.-ik k-space sor nyersadattal. A 160-adik repetíció alkalmával egy − gradiens lesz alkalmazva, − 31-es erővel és a 160.-ik k-space sor lesz feltöltve nyersadattal. Így folytatódik egészen addig, míg a teljes k-space tartomány nyersanyaggal feltöltődik. Mivel az általunk választott fáziskódoló mátrix (MXpe) 256 volt, ezért az egész mérés 256-szor kerül ismétlésre. Ha 192 lenne a MXpe, akkor csak 192-szer kerülne megismétlésre, és a teljes k-space csak 192 sorból állna.

Szimmetria a k-space-ben

Az előbbi példában a teljes k-space alulról felfelé haladva lett feltöltve nyersadattal, az első sorral kezdve egészen a 256.-ik sorig. Ez így szokott történni egy rutin vizsgálat során. Korábban már említve volt, hogy a k-space szimmetrikus mindkét irányba haladva. Ezt a szimmetriát ki lehet használni bizonyos eseteknél. Ha például a k-space-nek valamivel több, mint 50%-át sikerül feltölteni, akkor lehetőség van a hiányzó sorokat feltölteni azzal a nyersadattal, amit már összegyűjtöttünk.

44. ábra

A 44. ábrán látható, hogy kb. 57%-os k-space feltöltés megtörtént. A k-space alsó felét, a felső részben levő összegyűjtött adattal pótoljuk. Ennek az a nagy előnnyé, hogy jelentősen csökken a mérési idő (scan time), mivel kb. csak 146-szor kell megismételni a mérést. Ez nagy időnyerés, hisz így felére lehet például csökkenteni egy 6 perces mérést. Ennek a technikának többféle elnevezése ismert: Half Fourier Imaging, Half Scan, Advanced Fourier Imaging, Partial Scanning, stb. Mondani szokás, hogy az MR-ben semmit sem kapunk ingyen. Ha valamit nyerünk, például időt, akkor biztos, hogy valamit veszítünk, például csökken a jel - zaj arány (SNR). A Half Fourier Imaging technikának van egy hátránya. A keletkező kép gyakran kissé életlen. Ennek az a magyarázata, hogy a k-space nem teljesen szimmetrikus. Ezért ezt a technikát elsősorban olyan eseteknél, méréseknél szokás alkalmazni, ahol nagyon fontos a rövid mérési idő. Például kontrasztos MR angiók esetén, vagy Diffúziós/Perfúziós mérések esetén.

K-space feltöltési technikák

Egyelőre a k-space-t felülről alulra haladva töltöttük meg nyersadattal. De van még több egyéb lehetséges variáció. Néhány lehetséges formát szemléltet a 45. ábra.

Lineáris (Linear) A korábban tárgyalt forma az ún. lineáris k-space feltöltési technika.

Centrikus (Centric) Amint a neve is utal rá, ebben az esetben a k-space nyersadattal való feltöltése középen, centrikusan kezdődve halad a periféria felé. Ez azt jelenti, hogy az első repetícióból származó nyersadat nem a k-space első sorába kerül, hanem a nulla, zéro vonalra. Ez akkor hasznos, amikor először a kontrasztbeli információt akarjuk eltárolni. Ilyen eset például amikor kontrasztos MR angiókat készítünk.

Fordított centrikus (Reversed Centric) Ez a metódus ritkán van használva a klinikai gyakorlatban. Ebben az esetben először a kép élességét meghatározó nyersadat kerül feltöltésre es csak utána a kontrasztbeli információ.

Spirál (Spiral) Ez egy különös metódus. Leggyakrabban a nagyon gyors mérési technikáknál alkalmazzák, mint például a Single Shot Echo Planer Imaging esetén (SS-EPI). Ebben az esetben, egy akvizíción belül a teljes k-space tartomány megtöltődik nyers adattal. Hátránya a gyenge térbeli felbontás (spatial resolution). Általában egy alacsony mátrixszal történik a mérés (pl. 64x64). Más esetben, ha egy jobb felbontás szükséges, akkor lehet használni egy ún. Multi Shot EPI mérési akvizíciót; ezzel elérhető egy 256x256-os mátrix is. Ennek a metodikának egy másik hátránya, hogy nagyon érzékeny a mágneses tér inhomogenitására.

45. ábra

2.5. Gyakorlati MR fizika I. Az MR fizika alapelveinek megismerése után most az alap MR pulzusszekvenciákkal és a kép kontraszttal folytatjuk a fizikai ismeretek áttekintését. Pulzusszekvenciák nélkül nem lehetne MR vizsgálatot végezni. A kép megjelenése, a látható kontrasztviszonyok és a megjelenítendő patológia fajták csak a megfelelő pulzus szekvencia alkalmazásával lehetségesek. Ezért is nagyon fontos, hogy megértsük az alap pulzus szekvenciákat és, hogy ezek hogyan befolyásolják a kép kontrasztját.

2.5.1. Pulzusszekvenciák Pulzusszekvenciák (Pulse Sequences) A pulzusszekvencia egy esemény sorozatnak a folyamata, amely az MR képalkotásban nélkülözhetetlen. A következő lépésekből tevődik össze: RF pulzusok, gradiens kapcsolások, jelgyűjtés. A 46. ábrán látható egy "szekvencia diagram" (sequence diagram), amelyben az eseményeket időrendi sorrendben láthatjuk. Hasonló diagramokat láthatunk különféle MR fizikai szakkönyvekben, így fontos, közelebbről megismerni őket. Az alap kísérletünket úgy kezdtük, hogy (1) bekapcsoltuk a szelet kiválasztó gradienst (Gss). Ezzel egy időben (2) egy 90º-os RF pulzus segítségével az eredő mágnesezettséget kibillentettük az X - Y síkba. Ezt követően (3) a fáziskódoló gradiens (Gpe) bekapcsolásával megtörtént az első fáziskódolás, majd (4) a frekvencia-kódoló, azaz a kiolvasási gradiens (Gro) bekapcsolása pillanatában a jel, a Free Induction Decay (5) mintavételezése, akvizíciója megtörtént.

46. ábra

Ez egy nagyon egyszerű, mondhatni alap szekvencia. Azt is láthattuk, hogy a jel nagyon gyorsan megszűnik. Az MR kezdeti időszakában ez gondot okozott. A hardware bekapcsolása nem volt olyan gyors, hogy a teljes jel információját mintavételezni lehessen. Gyakorlatilag csak a végét sikerült a jelnek mintavételezni, miután nagy része már megszűnt. A megjelenő kép ennek hatására jelszegény volt. További fejlesztésekkel sikerült növelni a hasznos jel mennyiségét.

Spin Echo szekvencia (Spin Echo Sequence)

Mi történik azután, hogy a 90º-os RF pulzus hatására az eredő mágnesség az X - Y síkba kibillen? Azonnal elkezd csillapodni a T2 relaxáció hatására (spin-spin interakció). Ez a fázisvesztés az oka, hogy a jel drasztikusan lecsökken. Ideális esetben, a fázis koherencia szinten tartása lenne jó, mivel ez adná a legjobb jelet. A következő megoldással sikerült javítani a hasznos jel mennyiségén. Röviddel az első 90º-os RF pulzus után egy második, de ekkor már egy 180º-os RF pulzussal gerjesztjük a protonokat. Ennek a 180º-os RF pulzus hatására a precesszáló protonok újra azonos fázisba rendeződnek (megszűnik a dephasing). Miután az összes proton újra azonos fázisba rendeződik, ismét nagy lesz az MR jel. Ha ekkor történik a jel mintavételezése, akkor egy sokkal jobb képet fogunk kapni. A 47. ábrán végigkísérhetjük ezt a folyamatot.

47. ábra

Ennek a mintavételezett jelnek a neve: echo, mivel ez újra 'felépült' a Free Induction Decay-ből (FID). Érdemes megfigyelni, hogy a 180º-os RF (rephasing) pulzus pontosan a 90º-os RF pulzus és az echo közötti időben történik.

A következő analógiával tisztábban lehet látni ezt a folyamatot. Képzeljük el, hogy egy futóversenyen vagyunk, ahol számos futó rajtól. Amikor még a start vonalnál állnak, mind azonos fázisban vannak. Miután elsül a rajtpisztoly, a futók elkezdenek futni, ez a dephasing fázis. Természetesen nem azonos sebességgel futnak, így 30 ms múlva a leggyorsabb futó jócskán megelőzi a leglassabb futót. Ekkor a rajtpisztoly ismét megszólal! Az instrukciók szerint a rajtpisztoly második megszólalásakor a futóknak azonnal meg kell fordulni, futási sebességüket megőrizve (180º-os RF pulzus)! A leggyorsabb futó most jóval a leglassúbb futó mögött lesz, de kis idő múlva utoléri a leglassúbb futót (rephasing). Kb. 30 ms múlva, egyszerre érnek vissza a start vonalra (echo).

A 180º-os RF pulzus eredménye a rephasing, melyet a 48. ábra szemléltet. A spin rendszer tükrözve van az Y- tengely körül. Viszont az X - Y síkban levő forgás továbbra is fennmarad, nem változik meg.

48. ábra

Hogy is zajlik a spin echo (SE) szekvencia? Kövessük végig a következő sorozaton (49. ábra):

49. ábra

A. Egy 90º-os RF excitációs pulzussal kezdődik. A magnetizáció kibillen az X - Y síkba. B. Közvetlenül ezután a spinek (protonok) fázisvesztése megkezdődik. C. A spinek fázisvesztése tovább tart, majd a 180º-os RF rephasing pulzus következik. D. A spinek (protonok) tükröződnek az Y- tengely körül. E. A spinek (protonok) elkezdenek újra fázisba rendeződni F. A spinek ismét azonos fázisba kerülnek és létrehozzák az "echot".

Mint számos dolog az MR-ben, a spin echo pulzus szekvencia is kompromisszumokon alapszik:

Előnyei: o A jel nagyon erős o A lokális tér inhomogenitások kompenzálódnak: kevesebb műtermék (artefactum) jelentkezik Hátrányai: o Idő szükséges a rephasing lépéshez. Ezzel megnő a teljes mérési idő o Növeli az össz RF mennyiséget, amit beleadunk a betegbe. (Ez nem feltétlenül veszélyes, de vannak bizonyos korlátok, előírások).

A megnövekedett mérési idő és RF mennyiség ellenére, a spin echo pulzus szekvenciát széleskörűen alkalmazzák, és rutin szekvenciának számít az MR képalkotásban.

50. ábra

A 49. ábrán láthatjuk a pulzusszekvencia diagramot. Megfigyelhetjük, hogy a 180º-os rephasing RF pulzuskor a szeletkiválasztó gradiens (slice encoding gradient) bekapcsolódik.

A szekvencia (1) a szelet kiválasztó gradiens bekapcsolásával (Gss) kezdődik. Ezzel párhuzamosan a 90º-os RF pulzussal (2) kibillen (flip) a mágneses vektor az X - Y síkba. Ezt követően a (3) fáziskódoló gradiens (phase encoding gradient, Gpe) bekapcsol, hogy megtörténjen az első fáziskódolás. A Gss (4) ismét bekapcsol a 180º-os rephasing RF pulzus alatt (5), így ugyanazokra a protonokra hat, melyekre hatással volt (excitáció) a 90º-os RF pulzus (2). A folyamat végén bekapcsol a (6) frekvencia-kódoló gradiens (frequency encoding, read out gradient) (Gro), amikor a (7) jel mintavételezése történik.

Ismerkedjünk meg néhány fontos pulzusszekvencia paraméterrel (51. ábra).

51. ábra

TR (Repetition Time): repeticiós idő. Ahogy már korábban említettük, az egész folyamat többször megismétlődik; pontosan annyiszor, amilyen értékre állítottuk a mátrix fáziskódoló irányát. TR-nek hívjuk azt az időt, ami ezen ismétlések között eltelik, pontosabban a 90º-os RF pulzusok közötti időt. Egy normál spin echo (SE) szekvenciában a TR idő (paraméter) bármi lehet 100 - 3000 ms-ig. TE (Echo Time): echo idő. Ez a 90º-os RF pulzus és az echo mintavételezése között eltelt időt jelenti. Egy normál SE szekvenciában a TE idő (paraméter) általában 5 és 250 ms között van. FA, TA (Flip Angle, Tip Angle): kibillenési szög. Ez a paraméter azt a szöget jelzi, amennyivel a mágneses vektor kibillenése az X - Y síkba történik. Nincsen semmi összefüggése a 180º-os rephasing RF pulzussal! Normál SE szekvenciában az FA mindig 90º, viszont a mai SE szekvenciában már ez is variábilis. Többnyire a 70º és 120º-os tartomány között van, de elvileg bármi lehet 0º és 180º között.

Többszörös szelet akvizíció (Multi Slicing)

Van még egy jelentősége a repetíciós időnek (TR). Tudjuk, hogy két különböző relaxációs idő létezik: T1 és T2 relaxáció. Azt is tudjuk, hogy a T1 relaxációs idő jóval hosszabb, mint a T2 relaxációs idő. Amikor a következő fáziskódolás végett ismételni szeretnénk a mérést, biztosítanunk kell a megfelelő mágnesezettséget a Z-tengely mentén. Más szóval, hagyni kell, hogy a T1-es relaxáció megvalósuljon. Ha nem biztosítunk elegendő időt a T1 relaxációnak, akkor nem lesz meg a kellő mágnesezettség a következő repetíció számára, és így csökkenne a jelünk. Ezentúl a TR paraméternek fontos szerepe van a kép kontrasztjának meghatározásában.

Egy példa: tételezzük fel, hogy egy koponya MR vizsgálatot végzünk.

Szükségünk van 18 szeletre, hogy teljesen lefedjük a koponyát. Mérésünkben a TE 30 ms. A TR 540 ms, így biztosítjuk a megfelelő mágnesezettséget a következő repetíció idejére. Mátrixunk 256x512 (MXpe=256).

A teljes mérési időt a következőképpen tudjuk kiszámolni: (TR * MXpe * szelet szám):60000 (ms) (540 * 256 * 18):60000 = 41.4 perc

Ez nagyon hosszú mérési idő lenne! Szerencsére, van megoldás a mérési idő lerövidítésére. Figyeljük meg közelebbről a TR-t . A nyersadat gyűjtésre elegendő lenne 30 ms. Mérésünkben a TR 540 ms. Ez annyit jelent, hogy a T1 relaxáció alatt nagyon sok ideig (510 ms) más nem történik. Ezt a várakozási időt nevezhetjük "holt időnek" is.

Ezt a holt időt előnyünkre fordíthatjuk. Ahogy lezajlik az első repetíció, megkezdődik a következő repetíció, de most a Gss (szelet kiválasztó gradiens) térben eltolódva az első szelet melletti szeletet fogja kiválasztani. Miután a második szelet első repetíciója lezajlik, akkor a Gss ismét arrébb tolódik, és egy harmadik szeletet fog kiválasztani; ez a folyamat így megy tovább az utolsó szeletig (52. ábra). Miután eltelt 540 ms, akkor megtörténhet az első szelet második repetíciója. Ezután tovább haladva, megtörténik a második szelet második repetíciója és így tovább a többi szeleté is.

52. ábra

Tehát, 540 ms alatt képesek vagyunk 18 különböző k-space-nek összesen 18 sorát feltölteni nyersadattal, aminek a végeredménye összesen 18 kép lesz. Ha ismét kiszámoljuk a mérési időt, akkor a következőt látjuk: 540 * 256 = 2.3 perc. Ez a mérési idő már jóval optimálisabb figyelembe véve, hogy a teljes koponyáról készítettünk felvételeket.

Ez a folyamat az ún. multi-slicing, többszörös szelet akvizíció. A pulzusszekvenciák többségében ezt a technikát alkalmazzák az idő csökkentése céljából.

Multi-echo szekvencia

Eddigi példáinkban csak egy echot alkalmaztunk a mérésünkben. A mérés ismétlésével sikerült betölteni egyetlen egy k-space-t, amiből egy képet kaptunk. Lehetséges egyszerre akár több echoval is mintavételezni egy mérésen belül.

53. ábra

Amikor egy 180º-os rephasing RF pulzust alkalmazunk, a spinek, protonok újra fázisba rendeződnek. Ezzel viszont nem ér véget a folyamat. A T2 tulajdonságokból kifolyólag a spinek fázisvesztése ismét elkezdődik. Ezért egy második 180º-os RF pulzust alkalmazva a spinek ismételt fázisba rendeződését követően egy második echót kapunk. Amikor a második echo-t mintavételezzük, akkor a nyersadat egy második k-space-be kerül tárolásra. Miután feltöltődik mindkét k-space összes sora, akkor két képet kapunk. A másodiknak a kontrasztja eltér az első kép kontrasztjától mivel a TE más értékű volt. Az első az ún. proton denzitású (proton density, PD) kép, és a második az ún. T2 súlyozott kép. Ha megnézzük az ábrán látható képeket, láthatjuk a kontrasztbeli különbségeket (53. ábra). A cerebro-spinális folyadék (CSF) alacsony jelintenzitású a PD súlyozott felvételen, míg a T2 súlyozott felvételen magas jelintenzitású. Ez a mérési szekvencia az ún. dupla-echo, (double-echo-spin echo) pulzusszekvencia, vagy közismerten a "Proton-T2" szekvencia.

Ezt a technikát kombinálni lehet a multi-slice technikával mivel a T2 mérésnél nagyon hosszú a TR idő (>2000 ms). A víz T1 relaxációja időben hosszú, ezért van szükség egy hosszú TR értékre.

2.5.2. MR képek kontrasztja Mielőtt tovább megyünk a többi MR szekvenciára, érdemes megismerni az MR képek kontrasztjának lehetőségeit. Azt már tudjuk, hogy a T1 és T2 relaxációs folyamatok egymással párhuzamosan történnek. A felvétel kontrasztja nagyban függ ettől a két relaxációs folyamattól. Pontosabban attól függ, hogy mennyi időt hagyunk a két relaxáció lezajlására. Nézzük meg egy példán keresztül:

T1 kontraszt (T1 Contrast)

Tételezzük fel, hogy a következő mérési paraméterekkel vizsgálunk: TR = 600 ms; TE = 10 ms.

A T1 relaxációnak 600 ms időt hagyunk, de a T2 relaxációnak csak 5 ms-ot (10÷2).

54. ábra Ha megnézzük az 54a. ábrát, láthatjuk, hogy 5 ms elteltével, szinte alig történt fázisvesztés. Nagyon sok jelet kapunk a szövetekből. Ezért a felvétel kontrasztját szinte alig befolyásolja a T2 relaxáció. Az 54b. ábrán, láthatjuk, hogy 600 ms múlva még nem valósult meg az összes szövetben a T1 relaxáció. A zsír majdnem elérte, de a CSF-nek még sok van hátra. Ezért a következő excitációban a CSF protonok (spinek) eredő mágneses vektorja, ami kibillenthető az X -Y síkba nagyon kicsi. Ez azt jelenti, hogy a CSF alig befolyásolja az össz jelet. Röviden, a felvétel kontrasztjának meghatározásában csak a T1 relaxációnak van szerepe. A végső felvételen a CSF sötét lesz, a zsír nagyon világít majd, és a szürkeállomány jelintenzitása a kettő között lesz majd. Ebben az esetben a végső MR felvételt T1 súlyozottnak hívjuk, mivel a kontrasztja a T1 relaxációtól függ.

T2 kontraszt (T2 Contrast)

Egy másik példán keresztül illusztráljuk a T2 súlyozást. Használjuk a következő paramétereket: TR = 3000 ms; TE = 120 ms. Ebben az esetben a T2 relaxációs idő 60 ms lesz (120÷2). Amint látjuk, a szövetek nagy részében a fázisvesztés már megtörtént, így nem adnak nagy jelet (55a. ábra). Csak a folyadéknál (CSF) van még fáziskoherencia. Ebben az esetben a TE lesz a felvétel kontrasztjának meghatározó faktora.

Az 55b. ábrán láthatjuk, hogy szinte az összes szövet T1 relaxációja már megtörtént. A hosszú TR (3000 ms) nem igazán befolyásolja a felvétel kontrasztját. A 3000 ms csak azért szükséges, hogy még a következő excitáció előtt teljesen felépüljön a CSF. Felvételünkön a CSF nagyon magas jelintenzitású lesz, a többi szövet a szürke színskála különböző árnyalataiként ábrázolódik. Ebben az esetben ezt a felvételt T2 súlyozottnak hívjuk, mivel hosszan hagytuk a T2 relaxáció lezajlását.

55. ábra

Proton denzitású kontraszt (Proton Density Contrast)

A proton denzitású, más néven proton súlyozott felvétel az utolsó típus. Ebben az esetben használjuk a következő paramétereket: TR = 2000 ms; TE = 10 ms. A T2 relaxáció csak 5 ms-ig tart, így a T2 relaxációnak alig lesz szerepe a felvétel kontrasztjának meghatározásában. Ha a repetíciós idő, TR = 2000 ms, a szövetek többségében a mágneses vektor újra felépül a Z- tengely mentén. A PD felvételek kontrasztja nem függ sem a T2 relaxációtól, sem a T1 relaxációtól. Ebben az esetben a szövetekben levő protonok mennyisége a meghatározó faktor. Kevés protonmennyiség esetén kevés lesz a jel, és sötét lesz a felvétel; nagy protonmennyiség esetén sok lesz a jel, így magas jelintenzitású lesz az MR felvétel.

Fontos megjegyezni, hogy a felvételek kontrasztja mindig a T1 és T2 kontraszt keveréke. Viszont meghatározó a megengedett T2 relaxáció. SE szekvenciák esetén a TR és TE a két legfontosabb tényező, amelyek befolyásolják a felvétel kontrasztbeli viszonyát.

56. ábra

Az 56. ábrán a három különböző kontrasztról, a T1, PD és a T2-ről láthatunk példákat. Megfigyelhetjük a különböző szövetek jelintenzitásbeli különbségét. T1 esetén a CSF sötét, PD felvételen szürke és T2 esetén világos.

A TR és TE paraméterek változtatása különféle kontrasztú felvételeket eredményez. Az MR komplexitásából kifolyólag van még két másik paraméter, mely szintén befolyásolja a felvételek kontrasztját.

Egy diagramon keresztül láthatjuk, a TR és TE összefüggésének hatását a felvétel kontrasztjára egy SE pulzus szekvencia esetén (57. ábra). Rövid TR és rövid TE esetén T1 súlyozott felvétel lesz. Hosszú TR és rövid TE egy PD súlyozott felvételt eredményez. Hosszú TR és hosszú TE egy T2 súlyozott felvételt eredményez.

57. ábra

A különböző kontrasztok alkalmazása

A különböző kontrasztok, súlyozások alkalmazása változó. Bizonyos elváltozások, például patológiák, jobban látszódnak egy PD súlyozott felvételen, mint egy T2 súlyozott felvételen. Ezzel szemben bizonyos elváltozások egy T1 súlyozott felvételen látszanak jobban.

Általánosságban elmondható a következő:

Az anatómiai struktúrák legjobban egy T1 súlyozott, de még jobban egy inverziós recovery (IR) súlyozott pulzus szekvenciával ábrázolhatóak.

Patológia esetén a PD súlyozott, de még inkább a T2 súlyozott pulzus szekvencia a legmegfelelőbb. Ennek az a magyarázata, hogy a patológiák többsége folyadékot, oedemát okoz, ami viszont magas jelintenzitású a T2 súlyozott felvételeken (58. ábra).

58. ábra

Egy másik lehetőség bizonyos patológiák megjelenítésére az intravénás MR kontrasztanyag használata (Gadolinium-Diethylenetriaminepentaacetic acid, GD-DTPA). Ebben az esetben egy T1 súlyozott felvételt készítünk, mivelhogy a Gadolinium lerövidíti a szövetek T1 relaxációs idejét, így a kóros elváltozás magas jelintenzitású lesz a felvételen. A Gadolinium nem látható a T2 súlyozott felvételeken.

Egy pathológiás kérdés tisztázása esetén általában készítünk egy T1 súlyozott felvételt (kontraszt beadás előtt és után) és egy T2 súlyozott felvételt különböző síkokban így biztosítva az elváltozás optimális megjelenítését.

Turbo spin echo pulzus szekvencia (Turbo Spin Echo)

Annak ellenére, hogy a multi-slicing technikával jelentősen csökkenthető a mérési idő, egy T2 SE mérés akár 12 perc hosszú is lehet. A mérési idő hosszúsága sok kellemetlenséget okozhat. Egyik ilyen probléma a beteg mozgásából eredő műtermékek (artefaktumok). Annak érdekében, hogy tovább csökkenjen a mérési idő, egy módosított SE szekvenciát alkalmazunk: Turbo-Spin-Echo (TSE) vagy más néven Fast-Spin-Echo (FSE).

59. ábra

A TSE pulzus szekvencia szintén a multi-echo elvét alkalmazza (59. ábra). A következő példán keresztül lehet szemléltetni. A 90º-os RF pulzust követően összesen hét, 180º-os pulzust alkalmazunk. Minden egyes 180º-os pulzus egy echot eredményez. A k-space hét részre, szegmensre oszlik, és minden echo egy külön sort tölt fel szegmensenként. Végezetül egy T2 (az esetek többségében) súlyozott felvételt kapunk. Ennek a technikának a következő az előnye: a teljes mérési idő lecsökken 7x-es faktorral. Hasonlítsuk össze a mérési időket:

Normál SE: TR = 3000ms, TE = 120ms, MXpe = 256 (3000*256 = 12.8 perc). TSE: TR = 3000ms, TE = 120, MXpe = 256 és 7 echo ({3000*256}÷7 = 1.8 perc).

Ez a típusú pulzusszekvencia nagyon hasznos a gyakorlatban. Ennek ellenére hosszabb idő telt el mielőtt bekerült a napi rutin használatba. Mi lehetett ennek az oka? A normál SE felvételnek jellegzetes a T2 kontrasztja. A TSE felvétel viszont a kontrasztok keverékét tartalmazza (59. ábra). Tudjuk, hogy a k-space közepén tárolódik a jel és kontrasztbeli információ. A példánknál láthatjuk, hogy a 4. echo, és a 3. és 5. echo egy része a k-space centrumába kerül. Mivel minden echo külön időben keletkezett, minden echonak más és más lesz a kontrasztbeli információja. Ennek eredménye, hogy a végső kép kontrasztja egy keverék lesz. A TSE pulzusszekvencia által készült felvételnek másik negatívuma, hogy bizonyos, a TSE-re specifikus műtermékek rontják a kép minőségét. (ld. MR artefaktum részt).

A TSE mérés során alkalmazott echo-k sorozatát echo train-nek (Echo Train Length, ETL) nevezzük. A használt echo-k száma egyénileg választható. Példánkban 7 echot használtunk, de a gyakorlatban lehet akár 256-ot is használni.

Lehetséges két felvételt nyerni egy echo train esetén. Ez esetben szükségünk van két k-space-re. Például, ha az ETL = 14, akkor felhasználható az első 7 echo a PD súlyozott felvételre (első k-space), és az utolsó (második) 7 echo a T2 súlyozott felvételre (második k-space). ez az un. dupla-echo TSE vagy 'Proton-T2' TSE pulzus szekvencia (Double-Echo TSE, PD/T2 TSE).

Fast Advanced Spin Echo vagy HASTE szekvencia

A TSE pulzus szekvenciát tovább lehet módosítani. A HASTE pulzusszekvencia esetén egy magas ETL-t használunk (pl. 256). Ez már önmagában is egy nagyon rövid mérési időt eredményez. Ezentúl, a korábban már tárgyalt Half Fourier Imaging (HFI) opciót is alkalmazzuk. A 256 echo és a HFI kombinációjú mérés olyan gyors, hogy töredéke egy normál SE pulzusszekvenciának (60. ábra).

60. ábra

Az ábrán láthatjuk, hogy ennek a 256 ETL szekvenciának minden egyes echoja betölt egy teljes sort a k-space-be. A k-space-nek valamivel több, mint a fele lesz nyersadattal feltöltve, míg a maradék csak nullákkal (adatmentes). Érdekessége ennek a mérésnek, hogy elég egyetlen egy repetíció a felvétel elkészítéséhez. Láthatjuk, hogy csak az utolsó (nagyon késő)) echo-k kerülnek a k-space centrumába. A létrejövő képen szinte kizárólag csak szabad folyadék látható (epe és a belekben levő folyadék) (59. ábra). Ezt a pulzusszekvenciát használjuk többek közt MR-Cholangio-Pancreatography (MRCP) esetén.

Gradiens echo pulzus szekvencia (Gradient Echo Sequence)

Egy másik nagy csoportja az MR pulzusszekvenciáknak az ún. gradiens echo (Gradient Echo) szekvenciák. Ezzel a típusú szekvenciával az echo a FID (Free Induction Decay) által keletkezik.

61. ábra

A gradiens echo szekvencia az echo alkotásában különbözik a SE szekvenciától. Amíg a spin echo szekvencia egy 180º-os rephasing pulzussal fázisba rendezi a protonokat, addig a gradiens echo szekvencia egy gradiens polaritás megváltozást alkalmaz (61. ábra).

1. Szelet kiválasztás (Gss) 2. Excitációs pulzus 3. Fázis kódolás 4. Frekvencia kiolvasás (Gro). Először negatív polaritással, majd váltás pozitív polaritásra 5. Jel mintavételezés a Gro alatt A Gro polaritásának megváltoztatása hasonló hatású lesz mint a 180º-os RF pulzus. Közvetlen előnye a 180º-os RF pulzussal szemben, hogy sokkal gyorsabban megy végbe. Akkor lesz nagyon hasznos ez a pulzus szekvencia, amikor nagyon gyors mérési időre van szükségünk. Hátránya viszont, hogy nagyon érzékeny a helyi mágneses tér inhomogenitásaira. Ebből kifolyólag műtermékesek lehetnek az elkészült képek. Az excitációs pulzus kibillenési szöge (FA, tip angle) bármilyen érték lehet 0º és 180º között. A gyakorlatban az érték helyes kiválasztása attól is függ, hogy milyen kontrasztbeli viszonyokat szeretnénk kapni. (Általában 0º és 90º között szokás választani).

62. ábra

A 62. ábrán láthatjuk a gradiens echo szekvenciát. A. Egy adott FA-al kezdődik. Ettől függően több vagy kevesebb mágnesség fog kibillenni az X-Y síkba. B. A precesszáló spinek (protonok) fázisvesztése. C. Tovább tart a fázisvesztés addig, míg a Gro polaritása megváltozik. D. Ezután elkezdődik a spinnek fázisba rendeződése. E. Tovább folytatódik a fázisba rendeződés. F. A spinek újra azonos fázisba (in-phase) kerülnek.

A 63. ábrán láthatjuk, hogy a GRE szekvencia kontrasztját elsősorban a FA és a TE befolyásolja. Egy magas FA és rövid TE egy T1 súlyozott felvételt eredményez. Egy közepes FA és rövid TE viszont egy PD súlyozott felvételt eredményez. Egy alacsony FA és hosszú TE egy T2 súlyozott felvételt eredményez. A gradiens echo felvételek megjelenése eltér a spin echo felvételektől. Számtalan sok GRE szekvencia variáció létezik. Ettől olyan rugalmas a technikai és széles az alkalmazási területe a gyakorlatban.

63. ábra

Inverziós recovery szekvencia (Inversion Recovery Sequence)

64. ábra

Az IR pulzus szekvencia nagyon hasonlít a SE szekvenciára, de ha jól megfigyeljük a 64. ábrát, akkor láthatunk egy különbséget. Az IR pulzus szekvencia valójában egy SE szekvencia annyi különbséggel, hogy egy 180º-os RF pulzussal kezdődik. A szekvencia dinamikája abban tér el a SE-tól, hogy az első 180º-os excitációs pulzus kibillenti a mágneses vektort a -Mz tengelyre. Továbbra sincs még mágnesség az X - Y síkban! A 180º-os excitációs RF pulzust követően kizárólag T1 jellegű relaxáció történik, mivel nincsen semmilyen komponens az X - Y síkban, tehát még nem lehetséges T2 relaxáció. A T1 relaxációs folyamat kétszer olyan hosszú idő alatt zajlik, mint mikor a mágneses vektor az X - Y síkba van kibillentve. Ennél a pulzusszekvenciánál a T1 relaxációs idő intervallumát az ún. inverziós idő (TI) fogja meghatározni. Az inverziós idő elteltével egy normál SE szekvencia folyamata következik. Általában az IR pulzusszekvencia esetén a TR viszonylag hosszú (>1500ms), és a TE rövid (10 ~ 30ms). Emiatt a felvétel kontrasztját elsősorban az inverziós idő (TI) fogja meghatározni. Ennek a technikának előnye, hogy a különböző szövetek T1 relaxációs görbéjük jól elkülönülnek egymástól, így növekszik a T1 kontrasztbeli különbség.

65. ábra

Az IR szekvenciák főleg T1 súlyozott mérések; a T1 kontrasztbeli különbségek nagyon határozottak. Például, a basalis agymagvak különböző struktúráinak T1 kontrasztbeli különbsége viszonylag gyenge minőségű egy SE szekvencián. Viszont egy IR szekvencia esetén ezek a struktúrák sokkal markánsabban látszódnak (65. ábra).

Az IR hosszú mérési ideje miatt nincsen rutinszerűen használva ez a technika T1 súlyozott felvételek esetén Az átlag TR érték 1500 -2000ms. Ez egy 256 MXpe esetén 8.5 perc hosszú mérési időt eredményezne szemben egy T1 SE súlyozott méréssel, ami kb. 2-3 perc hosszú. Viszont az IR szekvenciát lehet kombinálni a TSE szekvenciával. Így már jelentősen csökkenthető az IR szekvencia mérési ideje. A 66. ábrán látható felvételek különböző TI idővel készültek. Láthatjuk a TI változtatásának kontrasztra való hatását.

66. ábra

A TI paraméternek nagy jelentősége van a felvétel kontrasztjára. Amikor a T1 értéke 400 - 700 ms között van, akkor T1 súlyozott méréseket kapunk; ilyenkor az anatómiai struktúrák megjelenítése kifejezett. Van viszont két másik nagyon fontos gyakorlati alkalmazása az IR pulzusszekvenciáknak:

FLAIR szekvencia (Fluid Attenuated Inversion Recovery)

Ebben az esetben az IR jóval hosszabb (1800-2200ms) és a TE is hosszú. Ezt a mérést lehet alkalmazni például demyelinizációs betegségek kimutatására (pl. Sclerosis Multiplex). Ilyen IR érték esetén az SM góc magas jelintenzitású lesz a felvételen. A FLAIR pulzusszekvencia érzékenyebb a fehérállományi elváltozásokra, mint a T2 súlyozott szekvenciák.

STIR szekvencia (Short TI Inversion Recovery)

Egy 1.5T MR gépen, ha a TI alacsony (150-160ms), akkor egy jellegzetes kontrasztú felvételt kapunk. 160 ms-nál a zsírszövet mágneses vektora keresztezi a nulla vonalat. Ez annyit jelent, hogy a vektor nem mutat sem a +Mz sem a -Mz tengely irányába. Ha ilyenkor indítjuk el a SE komponensét a mérésnek, akkor a zsír mágneses vektora nem lesz kibillenthető az X - Y síkba. Ebben az esetben nem kapunk jelet a zsírszövetből.

Ez egy nagyon hatékony módszer, hogy olyan felvételt kapjunk ahol nincsen a zsírból jövő jel. Ez számtalan esetben lehet hasznos, például olyankor, amikor a zsírból jövő magas jelintenzitás bizonyos patológiákat (pl. bone bruise) elnyomna.

2.5.3. A megfelelő pulzus szekvencia kiválasztása A szekvenciák előnyei – hátrányai

Első ránézésre ebből a számtalan sok szekvenciából és keverékükből (SE, IR, GRE, stb.) szinte nem könnyű egy adott szituációban mindig a legoptimálisabbat kiválasztani. Szerencsére a pathológiás elváltozások nagy részét jól láthatjuk a hagyományos SE, TSE méréseken (T1 és T2 súlyozott). De vannak esetek, amikor egy másik fajta pulzusszekvenciát lehet, vagy kell használni. Az 5. táblázatban adott szekvenciák előnyei - hátrányai vannak felsorolva. 5. táblázat Szekvencia Előnyök Hátrányok Turbo Spin Echo magas jel kompenzálódnak a T2* hatások valós T1 és T2 képek magas RF energia hosszú mérési idő mozgási műtermékek Gradiens Echo alacsony RF energia rövid mérési idő dinamikus mérési lehetőség alacsony jel szuszceptibilitási artefaktumok mozgási műtermékek Inversion Recovery magas jel valós T1 képek kiváló T1 kontraszt zsírelnyomás magas RF energia hosszú mérési idő mozgási műtermékek korlátozott szeletszám

Megjegyzés: A különböző méréseket zavarhatják a légzési műtermékek. Szükség esetén, lehet olyan ultragyors szekvenciákat alkalmazni, amelyek légzés-visszatartással készülnek így minimalizálhatóak a légzés eredetű műtermékek. Nem csak ezek a tényezők határozzák meg az alkalmazásukat. Vannak egyéb tényezők, mint például a flow kompenzáció (flow compensation), gradiens és RF spoiling, in - out Phase mérések, zsír elnyomási technikák, szív - perifériás - légzés vezérelt mérések, ez csak néhány példa a sok közül. Szükség van tapasztalatra meg rutinra, hogy egy adott szituáció esetén a legoptimálisabb mérési szekvenciát válasszuk; ez a tapasztalat nagyon sok gyakorlat eredménye lesz majd. T1, T2 és PD paraméterek A 6. táblázatban láthatóak a különböző paraméterek kombinációi, amelyek befolyásolják a felvétel kontrasztbeli súlyozottságát. 6. táblázat Szekvencia TR (ms) TE (ms) TI (ms) FA° Spin Echo T1 600 10 - 30 90 PD 1000 10 - 30 90 T2 2000 80 - 250 90 Gradiens Echo T1 2 - 14 60 - 90 PD 2 - 14 30 - 60 T2 20 - 34 5 - 30 Inversion Recovery T1 2000 10 - 30 400 - 700 90 STIR 2000 10 - 30 80 - 150 90 FLAIR 5000 10 - 30 1800 - 2200 90

Megjegyzések: 1. A GRE szekvencia esetén a TR változtatása kevésbé befolyásolja a felvétel kontrasztját. 2. Az inverziós idő (TI) értéke függ az MR gép mágneses térerejétől (Bo).

2.6. Gyakorlati MR fizika II. Szekvencia paraméterek

A szekvencia paraméterek ismeretének fontosságát jelzi, hogy a gyakorlati MR képalkotásban a radiográfusnak bizonyos fokú szabadsága van ezek meghatározásában. Fontos megérteni és ismerni, hogy adott paraméter változtatása milyen hatással lesz a végleges képre. A paraméterek fontosságát a munkánk során fogjuk igazán értékelni. A következő paraméterek részei egy MR pulzus szekvenciának (7. táblázat): 7. táblázat TR Repetition Time repetíciós idő TE Time to Echo (Echo Time) echo idő FA Flip Angle, Tip Angle kibillenési szög TI Inversion Time inverziós idő NA Number of Acquisitions akvizíciók száma MX Matrix mátrix FOV Field of View mérési mező ST Slice Thickness szelet vastagság SG Slice Gap szeletek közötti távolság PE Phase Encoding fáziskódolás BW Bandwidth sávszélesség

TR repetíciós idő 67. ábra A TR az az idő, ami eltelik két excitációs pulzus között (67a. ábra). SE szekvenciáknál ez a két 90º-os RF pulzus közötti idő. GRE szekvenciáknál a két α pulzus közötti idő. IR szekvenciáknál pedig a két 180º-os RF pulzus közötti idő. Ha növeljük a TR időt, jobbra eltolva a pontozott vonalat (67b. ábra), akkor a következő változások keletkeznek a képen: o kevésbé kontrasztos kép. Több idő van a T1 relaxáció kialakulására; a mágneses vektorok amplitúdói közötti különbségek csökkennek. Ezért: o több lesz a PD kontraszt. o több lesz a jel. A következő excitáció számára több magnetizáció lesz. o megnövekszik a mérési idő

A 68. ábrán két képek láthatunk. Mindkettőnél azonos volt a TE, de eltérő volt a TR. A bal oldali felvétel T1 súlyozott, a jobb oldali PD súlyozott.

68. ábra

TE echo idő

Az excitációs pulzus és az echó közötti idő az un. TE (69a. ábra). Ez egy lényeges paraméter mivel ennek az értéke nagyban meghatározza a kép kontrasztját a különböző pulzus szekvenciáknál.

SE szekvencia esetén a TE növelésével jobbra eltolva a pontozott vonalat (69b. ábra) a következő változások jelentkeznek a képen: o növekszik a T2 súlyozottság. A megnövekedett TE idő nagyobb fázisvesztést enged o kevesebb lesz a jel o a kontraszt viszonyok megváltozhatnak

Figyeljük meg, hogy a CSF relaxációs görbéje keresztezi a szürke állomány görbéjét (69b. ábra). Ez azt jelenti, hogy egy korai echo esetén a szürke állomány magasabb jelintenzitású mint a CSF; egy késői echo idő esetén ennek az ellentéte történik.

69. ábra Példa: A 69c. ábrán látható két felvételen a TR azonos, viszont a TE paraméterek különbözőek. 30 ms TE esetén a CSF alacsony jelintenzitású (PD súlyozottság), 120 ms esetén viszont magas jelintenzitású a CSF (T2 súlyozottság).

FA kibillenési szög (Flip Angle)

A FA meghatározza a mágneses vektor elfordulásának szögét az X - Y síkban (70a. ábra). SE és IR szekvenciák esetén az FA többnyire 90º. GRE szekvenciáknál az FA 0º - 90º között változhat. A GRE szekvenciák esetén az FA paraméter is meghatározza a kép kontrasztviszonyait.

Az FA növelésével (GRE szekvencia esetén) a következő változások jelentkeznek a képen:

o nagyobb lesz a T1 kontraszt o több lesz a jel o megváltozhatnak a kontrasztviszonyok

70. ábra

Példa: A 70b. ábrán látható képeken a TR és TE értékek azonosak, az FA érték különbözik. A bal oldali képen az alacsony FA eredménye, hogy a kép T2 súlyozottságú (CSF magas jelintenzitású). A jobb oldali képen a magas FA értéknek köszönhetően T1 súlyozott a kép (CSF alacsony jelintenzitású).

IR Inverziós idő

Az inverziós idő a 180º-os excitációs RF pulzus és a 90º-os excitációs RF pulzus közötti idő (71a. & 71b. ábra). TI paraméter csak az IR pulzus szekvenciáknál és néhány GRE szekvenciánál (pl. TurboGRE) van. Az IR szekvenciáknál a kép kontrasztviszonyaiban a TI paraméter meghatározó.

A TI érték növelése a következő hatással van: o növekszik a T1 súlyozottság o több lesz a jel

71. ábra Példa: A 71c. ábrán a TR érték azonos, a TI érték különbözik. A bal oldali képen a TI érték 160ms, aminek hatására a zsírból nem kapunk jelet. Ez az un. STIR mérés. A jobb oldali képen a magas TI egy T1 súlyozott képet eredményez.

NA vagy NEX Korábban már részleteztük, hogy az MR kép az a k-space-ben tárolt nyersadatból rekonstruálódik. Egy jó minőségű kép esetén a teljes k-space-t (fentről-le) kell feltölteni képi információval. "Egy akvizíció" (NA) esetén a k-space teljesen feltöltődött nyersadattal. Számtalan esetben az egy akvizíció gyenge képminőséget nyújt a jel/zaj értelmében (SNR). Az MR vizsgálat során lehetőség van a teljes mérést többször megismételni. A megszerzett több jel átlagolása után növekszik a jel/zaj arány, és javul a kép minőség. Az NA érték meghatározza, hogy hányszor ismétlődik a teljes mérés. Viszont van egy hátránya az NA érték növelésének. Ha például NA = 2, akkor a teljes mérési időnk megduplázódik, de a Jel/Zaj arányunk csak √2-vel javul, ez 1,4-szeres növekedést jelent! Ahhoz, hogy megduplázódjon a jel/zaj arány, az NA = 4 kell legyen, ez viszont meg négyszerezi a mérési időnket.

Bizonyos MR gépeken, lehetőség van frakcionális NA értéket választani, például NA = 1,4 (72a. ábra). Ennek a háttere a következő: A jel és a kontrasztbeli információ tárolása a k-space közepén valósul meg. Ahhoz, hogy növeljük az SNR-t, elegendő csak a k-space centrumában levő információs sorokat ismételten feltölteni. Nem feltétlen szükséges a k-space periférián levő soroknak ismételt feltöltése, mivel úgysem lesz élesebb a kép. NA = 1.4 esetén, a 40% többlet-információ a k-space közepére kerül. Így nem kell megduplázni a mérési időt, ahhoz, hogy jelentősen javuljon az SNR.

   Az NA paraméter növelésével:

o növekszik a jel (√NA) o "kevesebb" lesz a zaj o a jel átlagolása miatt bizonyos műtermékek csökkenek. Minél nagyobb az NA érték, annál jobb a kép o megnövekszik a mérési idő

72. ábra Példa: A 72b. ábrán látható képek különböző NA értékkel készültek. A jobb oldali képen több a jel és kevesebb műtermék látható; a mérési idő viszont megduplázódott az eredetihez képest.

Matrix Az akvizíciós mátrix meghatározza az MR kép térbeli felbontását (spatial resolution). A mátrixnak két oldala van, MXpe és MXro. Ezt úgy is lehet hívni, hogy fázis és frekvencia. A mátrix méretét általában 32-es lépésekkel lehet változtatni. Az akvizíciós mátrix értékét 32 -1024-ig lehet változtatni 32-es lépésenként. Bizonyos esetekben, egy gyengébb akvizíciós mátrixot magasabb mátrixként is lehet rekonstruálni, így növelve a megjelenő kép minőségét. Például egy 192x384 akvizíciós mátrixot a számítógép 512x512 display mátrixként jeleníthet meg. A mátrix változtatásával csökken a voxel mérete, és a következő hatások jelentkeznek (73a. ábra): Ha növekszik a mátrix: o csökken a jel; egy kisebb voxel kevesebb protont tartalmaz, így csökken a protonokból jövő jel o magasabb térbeli felbontás o megnövekszik a mérési idő amennyiben az MXpe értéke növekszik, mivel ilyenkor a k-space több adatsorból áll; az MXro növelése közvetlenül nem befolyásolja a mérési időt Ha csökken a mátrix, akkor fordított hatások jelentkeznek.

73. ábra Példa: A 73b. ábrán különböző mátrixal készült két képet láthatunk. A jobb oldali képen magasabb a mátrix, sokkal élesebb a kép, viszont a mérési idő hosszabb volt a bal oldalihoz képest, amelyiknél viszont alacsony volt a mátrix.

FOV mérési mezők

A FOV meghatározza a mérési mező nagyságát. Ennek változtatásával lehet meghatározni, hogy a beteg mekkora területéről készüljön a felvétel. Egy kis FOV értelemszerűen kisebb területet fog befedni mint egy nagy FOV. Ha növeljük a FOV értékét, akkor a voxelek értéke arányosan megnő (74a. ábra).

74. ábra

A FOV-érték növelése a következőket eredményezi: o megnövekszik a jel. A voxelméret növelése miatt több lesz a voxelben levő protonok száma. Ez meghatározza a jel/voxel értéket. (SNR 2x-re növekszik). o alacsonyabb térbeli felbontás. o nagyobb mérési terület. Példa:

A 74b. ábrán látható képek FOV értéke nem azonos. A bal oldali kép 10cm FOV-al készült, a kép élesebb, kisebb a megvizsgált terület, de ezzel együtt alacsonyabb a SNR a jobb oldali képhez képest.

ST szeletvastagság A szeletvastagság befolyásolja a jel mennyiségét, és hozzájárul a kép élességhez is. Ha csökkentjük a szeletvastagságot 10 mm-ről 5 mm-re akkor 50%-al kevesebb lesz a jelünk (75. ábra). A szeletvastagság növelése a következő hatásokat eredményezi: o megnövekszik a jel. Ilyenkor a voxel mérete arányosan növekszik, így több proton fog hozzájárulni az SNR-hez.

o csökken a felbontás o nagyméretű tárgy mérése. 20db. 5 mm-es szelet 10 cm területet fed le, 20db. 10 cm-es szelet 20 cm területet. o megnövekszik a parciális volumeneffektus (partial volume).

A parciális volumen effektus akkor szembetűnő, amikor kicsi szerveket, elváltozásokat vizsgálunk. Például, ha a mellékvesét félbe vágjuk egy szelettel. Ha magas lenne a jel, akkor ez látható lenne a képen, de nem biztos, hogy pontos lenne a mérete. Általában célszerű egy alacsony szeletvastagságot alkalmazni.

75. ábra Példa: A 75b. ábrán látható két kép különböző szeletvastagsággal készült. A jobb oldali képen több a jel, de kevésbé éles a baloldalihoz képest.

A FOV, mátrix és szeletvastagság egymásra hatva meghatározzák a voxelek méretét (térbeli felbontás). Arra kell törekedni, hogy a különböző kiválasztott értékek összességében egy jó minőségű képét (jó SNR) eredményezzenek.

Példa: Egy SE mérést a következő paraméterekkel mérünk: TR = 500ms, Mátrix = 256*256, FOV = 30*30, ST = 6mm, NA = 1, A voxel mérete: 30 ÷ 256 = 1.17mm * 6mm, A mérési idő: (500*256*1) ÷ 60000 = 02:08 perc. Ebben az esetben, a kapott SNR-t tekintsük 1-nek.

Összehasonlításként ismételjük meg a mérést azonos TR-rel (500ms) és szeletvastagsággal (6 mm). Duplázzuk meg a mátrixot: 512*512; felezzük a FOV értékét: 15*15. A voxelmérete most: 15 ÷ 512 = 0,29mm*0,29mm*6mm. Ez négyszer lett kisebb az eredetinél. Ahhoz, hogy megtartsuk az eredeti jel mennyiséget, az akvizíciók számát (NA) meg kellene növelni 64-re, ez viszont megemelné a mérési időt: 273:04 percre! Természetesen ez nem lenne célszerű. Ezért a mátrix, FOV és ST értékeit úgy kell meghatározni, hogy elegendő jelet kapva, egy jó minőségű képet kapjunk elfogadható mérési időn belül. Amikor paramétereket változtatunk, közvetve az SNR és kontraszt viszonyokról hozunk döntést. Egy alacsony SNR kép hasznos lehet bizonyos esetekben amennyiben, látható rajta az adott elváltozás.

SG szeletek közti távolság

Az SG paraméter meghatározza a szeletek közötti távolságot. Géptől függ, hogy %-ban vagy mm-ben határozza meg. Ideális esetben az RF pulzusnak, ami a szeletet létrehozza, egy tökéletes szeletprofilja lenne (76a. ábra). Egy tökéletes szeletprofil garantálna valódi összefüggő (szeletek közti távolságmentes) szeleteket. De a valóságban a szeletprofilok a 76b. ábrához hasonlítanak; nagy a távolság a szeletek között. A szeletek közti távolság csökkentése céljából a szelet profilokat közelíteni kellene; ez megvalósítható, viszont akkor átfedő területek keletkeznek (76c. ábra). Amikor a szeletek között átfedés keletkezik, akkor az ún. "cross tal", (kereszt excitáció) hatás jelentkezik. Az átfedő részben mindkét szeletből jön jel, ez a jel a rekonstruált képeken látható lesz. A "cross talk" hatás csökkentése érdekében a szeletek között egy bizonyos távolságot kell biztosítani. Ez a távolság általában a mérési szeletvastagság 10% - 20%-a, ezzel minimális lesz a "cross talk" hatás. 76. ábra Az SG növelése a következő hatásokat eredményezi: o kevesebb "cross talk" o nagyobb mérési terület

Példa:

A két kép (76d. ábra) különböző SG értékkel készült. A bal oldali képen jelentkezett a "cross talk" hatás. Vannak egyéb módszerek, hogy nulla SG-vel tudjunk mérni. Egyik ilyen módszer az "Interleave Mode", amikor először a páratlan szeletek mérése történik (1,3,5,7), és csak ezután a páros szeletek (2,4,6,8). Az interleave mode-ban automatikusan 100% az SG, ez kizárja a "cross talk" effektust. Az interleaved mode-nak egyik hátránya, hogy különbözhet a jel intenzitás a két sorozat között vagy, hogy elmozdulási artefaktumok jelentkezhetnek.

PE fáziskódolás I.

A fáziskódolással jól meghatározható a spinekből (protonokból) jövő jel pontos helye. Viszont számos problémát is eredményezhet a fáziskódolás, amire érdemes odafigyelni. Egyik lényeges jelenség az ún. "Phase Wrap" vagy alaising, behajtogatási artefaktum. "Phase wrap" akkor jelentkezik, amikor a FOV kisebb, mint a mérendő beteg.

Ha a 76a. ábrán látható FOV méretet használjuk, akkor a76b. ábrán látható artefaktummal szembesülünk.

Ennek az artefaktumnak a következő az oka: Amikor a fáziskódolás történik, a FOV fázis lépésekre van bontva. A 77. ábrán láthatjuk, hogy a "Phase 1" a FOV-on belül baloldalt van, "Phase 360" viszont a jobb oldalon van a FOV-on belül.

77. ábra

A fáziskódoló gradiens nem szűnik meg a FOV határain. A kódolást folytatja a FOV-on kívül eső területen. A "Phase 0º -től 360º-ig" választható. Amint körbement, ismét kezdődik az 1-es számozással; ez látható a FOV jobb alsó sarkában (77. ábra). A gép nem csak a FOV-on belülről érkező jelet fogja detektálni, hanem a FOV-on kívüli területről érkező jelet is. A FOV jobb oldalát követően detektált jel ismét "Phase 1" lesz. Mivel a számítógép úgy gondolja, hogy baloldalon van a "Phase 1", ezért ezt a képi információt a FOV-on belül, baloldalra fogja helyezni.

Ugyanez a jelenség jelentkezik a FOV másik oldalán, aminek eredménye a műtermékes kép (78a. ábra). A jobb oldali, FOV-on belüli, fehér csík a beteg baloldalának FOV-on kívül eső területéből származik. Ezt a műterméket egy külön opcióval lehet megelőzni, (No Phase Wrap, Phase Oversampling). Ez esetben a gép megduplázza a FOV-ot a PE (fázis) irányba. Így a FOV-nál kétszer nagyobb területről készül az akvizíció, viszont CSAK a meghatározott FOV-on belüli terület lesz rekonstruálva. A kívül eső területek nem jelennek meg a végleges képen (78b. ábra). A "No Phase Wrap" opciónak egy nagy hátránya van: megkétszerezi a mérési időt.

78. ábra

PE fáziskódolás II.

Egy másik fontos jelentősége a fáziskódolásnak bizonyos mozgási műtermékek megjelenítési irányának meghatározása. A mozgási műtermékek kapcsolódnak a fázishoz. Egy mozgási műtermék akkor keletkezik, amikor egy spin az excitáció és jel mintavételezési idő alatt elmozdul (ld. artefaktumokat is). A mozgási műtermék nem más, mint ennek a jelnek a téves regisztrálása.

Amikor megtervezünk egy mérést, a fáziskódolási irányt is meghatározzuk. Egy axiális (79a. ábra) szelet készül az abdominális régióban. Meghatározhatjuk, hogy a fáziskódolási irány az anterior-posterior vagy bal-jobb irányban történjen. A keletkező képeken (79b. ábra) látható a légzési műtermék.

79. ábra

A mérés előtt nagyon fontos a helyes fázis kódolási irány meghatározása. Figyelembe kell venni, hogy milyen mozgás, flow (folyás), légzés vagy pulzációs mozgás várható és, hogy ez zavarni fogja-e a vizsgálni kívánt területet (Region of Interest, ROI). Ha rosszul van meghatározva a fáziskódolási irány, akkor gyakran ismételni kell a mérést miután korrigáltuk a hibát. A fázis kódolási irány választását befolyásolja az előzőekben tárgyalt "phase-wrap" jelenség is.

BW sávszélesség

A betegből érkező jel folytonos (analóg). A számítógépek viszont digitális adattal dolgoznak. Ezért a folytonos, analóg jelet át kell alakítani digitális jellé. Ez a digitalizálás egy analóg-digitális átalakítóval történik, ami az érkező jel amplitúdóját egy meghatározott sebességgel/frekvenciával mintavételezi. A Nyquist elmélet szerint ahhoz, hogy egy jel adott frekvenciáját helyesen tudjuk regisztrálni, kétszeres mintavételező sebességgel/frekvenciával kell mérni.

80. ábra

Például, ha egy 4000Hz-es frekvenciát szeretnénk digitalizálni, akkor ahhoz egy 8000Hz-es mintavételezési sebesség szükséges (80a. ábra).

Receiver Bandwidth = Sample Rate = 1 ÷ Sample Time

Vételezési sávszélesség = mintavételezési frekvencia = 1/mintavételezési idő

A 80b. ábrán láthatunk egy 1500Hz-es frekvenciájú sinus hullámot. Amikor egy 2000Hz-es mintavételezési frekvenciát használunk, a sinus hullám alul lesz mintavételezve. A keletkező rekonstrukció (pontozott vonal) egy -500Hz-es sinus hullámot mutat. Ahhoz, hogy megfelelően legyen reprezentálva az 1500Hz-es sinus hullám, egy 3000Hz-es mintavételezési értéket kell használnunk.

Most próbáljuk összefoglalni a tanultakat. A mintavételezési sávszélesség (sampling bandwidth) Hz. A gradiens-t Hz/cm-ben definiáljuk. A FOV meghatározható a sávszélesség elosztva a gradiens teljesítménnyel. A mintavételező sávszélesség meghatározza a FOV, frekvencia határait.

A 81. ábrán láthatjuk, hogy a 28cm-es FOV felvételnél egy 28KHz mintavételező sávszélesség volt alkalmazva egy 1.0 KHz/cm teljesítményű kiolvasási gradiens esetén.

81. ábra

Egy kisebb sávszélesség egy lassúbb mintavételezési időt eredményezne; több időre van szükség összegyűjteni ugyanazon mennyiségű adat pontjait. Ezért, ha kisebb FOV-ot szeretnénk, akkor csökkenteni lehetne a sávszélességet vagy növelni a Gro teljesítményét (vagy a kettőnek a kombinációját alkalmazhatjuk).

Megjegyzendő: Egy alacsonyabb sávszélesség növeli a TE időt, így megnövekszik a T2 csillapodás, megerősödik a T2 súlyozás. A 82. ábrán láthatjuk az SNR, TE és chemical shift különbségeit alacsony, ill. magas sávszélesség esetén.

82. ábra

2.7. Gyakorlati MR fizika III. Képi műtermékek

Az MR képalkotás során számos műtermékkel találkozhatunk. Fontos, hogy ezeket a jelentkező műtermékeket ismerjük, és megértsük keletkezésüknek az okát. A következő műtermékekről lesz szó: o mozgással összefüggő műtermékek o para-mágneses műtermékek o phase wrap műtermékek o frekvencia műtermékek o szuszceptibilitási műtermékek o klipping műtermékek o kémiai eltolódási műtermékek o spike műtermékek o "zebra" műtermékek

Mozgási műtermékek

A mozgási műtermékeket a protonok fázisirányú helytelen regisztrálása (mis-mapping) okozza. Mivel a protonok excitációja és a jel mintavételezése közötti idő alatt a protonok elmozdulhatnak a gradiens mágneses mezejében, így egy plusz fáziseltolódás érheti a protonokat. Ilyen jellegű mozgást eredményezhet a légzés, pulzáció, flow vagy a beteg elmozdulása. A 83a. ábrán láthatunk egy spint, aminek a frekvenciája 21.3 MHz és 0º a fázisa; a fáziskódolás alatt ez a spin elmozdul jobbról balra. Az elmozdulás alatt a spin frekvenciája és ennek következtében a fázisa is megváltozik az eredeti pozíciójához képest. Miután a képi rekonstrukció megtörténik, a jel pozíciója rossz helyre kerül a képben. Vannak technikák, mint pl. a "flow kompenzáció" (Flow Compensation, Gradient Moment Nulling) és a "Szív vezérlés" (Cardiac Gating), amivel minimalizálni vagy akár megszüntetni lehet a mozgási műtermékeket. A mozgási műtermékek a fáziskódolási irányban jelentkeznek. A 83b.ábrán láthatunk néhány példát a mozgási műtermékekről.

83. ábra

Para-mágneses műtermékek (Para-Magnetic Artifacts)

A para-mágneses műtermékeket fémek okozhatják (pl. vas). A fém torzítja a mágneses teret, megváltoztatva az MR gép rezonancia frekvenciáját. Ez esetben a protonok nem reagálnak az excitációs RF pulzusra, így nem adnak jelet és nem jelennek meg a képen. Néhány példát láthatunk a 84. ábrán.

84. ábra

Nem minden fém okoz ilyen erős műterméket. A műterméket okozó fém mennyisége befolyásolhatja a műtermék kiterjedését. Nagyon kis fém darabok, pl. fém szilánk, ér klipp, teljesen megzavarhatják a képet.

Az alumínium és titán fémek által okozott artefaktumok jóval kisebbek, mint a para-mágneses fémek által okozott műtermékek.

Phase Wrap műtermékek

A phase wrap műterméket a spinek fázisának helytelen regisztrálása (mis-mapping) okozza. Ez a műtermék akkor jelentkezik, amikor a FOV kisebb, mint a vizsgált beteg. A FOV-on kívül eső beteg testéből jövő jelet behajtogatja a képbe. A "No Phase Wrap" opcióval ez a műtermék megelőzhető a mérési idő hátrányára.

85. ábra

A baloldalon levő képen (85. ábra) láthatjuk a bal emlőt behajtogatva a képbe. Az eredeti cél az volt, hogy kis FOV-val, kizárólag a jobb emlő legyen vizsgálva. A jobb oldali képen egy axiális képet láthatunk a lumbális gerincnél. Egyik esetben sem volt alkalmazva a "No-Phase-Wrap opció".

Frekvencia műtermékek

A frekvencia műtermékeket az ún. rossz, zavaros, "piszkos" frekvenciák okozzák (86. ábra). Hibás elektronikák, külső transmitterek, Faraday-kalitka szivárgások, árnyékolás nélküli berendezések a vizsgáló helységben, betegben levő fém, vizsgálat alatti nyitott ajtó, néhány példa a frekvencia műtermékeknek. Sokszor a mérnök tudja csak megszüntetni a hiba forrást, de van mikor mi is meg tudjuk szüntetni/előzni a problémát, például a vizsgáló ajtó zárva tartásával a vizsgálat alatt. A frekvencia műtermékek a frekvencia-kódoló irányban jelennek meg a képen.

86. ábra

Szuszceptibilitási műtermékek (Susceptibility artefacts)

Szuszceptibilitásnak nevezzük egy anyagnak, tárgynak a mágnesezettség hajlamát. Ilyen lehet például a vérben levő vas. A szuszceptibilitási műtermékeket a helyi (lokális) mágneses tér inhomogenitásai okozzák.

A zsírban és izomban levő hidrogén protonoknak változóak a kötési tulajdonságaik; emiatt helyi mágneses tér inhomogenitások jelentkeznek a szövetek határai mentén. Ezeknél a határfelületeknél a rezonancia frekvencia megváltozik, aminek következtében az ott levő protonok nem ábrázolódnak. A képeken ez egy markáns fekete kontúrként ábrázolódik a szövetek körül; olyan mintha egy fekete vonallal lenne körbe rajzolva (87. ábra).

87. ábra

Klipping műtermék (Clipping artefact)

Jel klipping, vagy túlzott flow (overflow) akkor jelentkezik, amikor a pre-scan alatt a "receiver gain" túl magasra lesz állítva. A mintavételezett jel maximuma magasabb mint a receiver gain értéke (88a. jobb ábra). A felesleg jel csonkolódik (88a. bal ábra), majd invertálódik. A képen a szürke szín másik árnyalatával ábrázolódik (86b. ábra).

88. ábra

Kémiai eltolódási műtermékek (Chemical Shift artefacts)

A kémiai eltolódási műtermékeket a zsírban és vízben levő hidrogén protonok különböző rezonancia-frekvenciája okozza. 89. ábra

A 89a. ábrán láthatjuk egy szövetminta frekvencia spektrumát. 1.5 Tesla térerőnél a zsír és víz közötti rezonancia frekvencia különbség: 224 Hz (0.35T = 52Hz, 0.5T = 74Hz).

A 89b. ábrán látható voxelben zsír és víz egyaránt megtalálható, ilyen pl. a vese és vesetok határfelülete. A Fourier-transzformáció néhány pixelnyivel eltolja a zsír jelét a képen, mivel úgy ítéli, hogy az adott jelnek ott lenne a helye. A kémiai eltolódás a frekvencia-kódolás irányában jelentkezik.

A 89c. ábrán a kémiai eltolódásról láthatunk egy példát. A képen jól látható a fekete-fehér határ a vesék körül. A zsír jobbra tolódik, ez annyit jelent, hogy a frekvencia-kódoló gradiens jobb-bal irányba volt, míg a fáziskódoló gradiens anterior-posterior irányba volt alkalmazva.

A kémiai eltolódás összefügg a sávszélességgel és a FOV-al. A sávszélesség meghatározása: 1/ egy pont mintavételezésének ideje. Ez a FOV egyik végétől a másik végéig tartó teljes frekvencia sávot jelenti. Az ábrán látható felvétel esetén (89. ábra) a BW 28 KHz (± 14KHz) és az MXro = 256. Ezért a pixelenkénti frekvencia terjedelem: 28000 ÷ 256 = 109.375 Hz. A kémiai eltolódás 1.5T esetén 224 Hz. A zsír eltolódása 224 ÷ 109.375 = 2 pixel.

Spike műtermék

A spike műterméket a k-space-en belül levő 'hibás' információs adatpont okozza. A bal oldali ábrán láthatunk egy rossz adatpontot a k-space-ben (90a. ábra). A keletkező képben (90b. ábra) átlós csíkokat, vonalakat láthatunk. Nem sokat lehet tenni ennek megelőzése céljából. Ilyenkor megismételendő az adott mérés.

90. ábra 'Zebra' műtermék

A "Zebra" műtermék olyankor keletkezhet, amikor a beteg megérinti a tekercset vagy esetenként a "phase wrap" is okozhatja. Megelőzésképpen célszerű a tekercs és beteg közötti kapcsolatot megszűntetni ill. használni a "No-Phase-Wrap" opciót (91. ábra).

91. ábra

Még nagyon sok műtermékkel találkozhatunk az MR képalkotás folyamán. Az itt felsoroltak csak néhány a legfontosabb, ill. leggyakoribb műtermékekből.

vissza a tartalomhoz: KÉPALKOTÁS ESZKÖZEI - avagy az orvosi képalkotás fizikája