«Πιστοποίηση και εφαρμογή των νέων πρωτοκόλλων ποιοτικού ελέγχου συστημάτων απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού»

Transcript

1 ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΠΑΤΡΩΝ ΣΧΟΛΗ ΕΠΙΣΤΗΜΩΝ ΥΓΕΙΑΣ ΤΜΗΜΑ ΙΑΤΡΙΚΗΣ ΔΙΑΤΜΗΜΑΤΙΚΟ ΠΡΟΓΡΑΜΜΑ ΜΕΤΑΠΤΥΧΙΑΚΩΝ ΣΠΟΥΔΩΝ ΙΑΤΡΙΚΗΣ ΦΥΣΙΚΗΣ ΔΙΠΛΩΜΑΤΙΚΗ ΕΡΓΑΣΙΑ «Πιστοποίηση και εφαρμογή των νέων πρωτοκόλλων ποιοτικού ελέγχου συστημάτων απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού» ΕΠΙΣΤΑΤΟΥ ΑΓΓΕΛΙΚΗ ΕΠΙΒΛΕΨΗ: Κ. Θεοδώρου Αναπληρώτρια Καθηγήτρια Ιατρικής Φυσικής Τομέας βασικών Επιστημών Τμήμα Ιατρικής Πανεπιστημίου Θεσσαλίας ΣΥΝΕΠΙΒΛΕΠΟΝΤΕΣ: Θ. Μαρής Επίκουρος Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής Τομέας ακτινολογίας Τμήμα Ιατρικής Πανεπιστημίου Κρήτης Ι. Τσούγκος Λέκτορας Ιατρικής Φυσικής Τομέας βασικών Επιστημών Τμήμα Ιατρικής Πανεπιστημίου Θεσσαλίας

2 Στους γονείς μου, Κριστιάν Επιστάτου Αλεξάνδρα Κοτσάνου Στη μνήμη του θείου μου, Γεωργίου Κοτσάνου. ii

3 Ευχαριστίες Η παρούσα διπλωματική εργασία πραγματοποιήθηκε στα πλαίσια του διετούς διατμηματικού προγράμματος μεταπτυχιακών σπουδών «Ιατρικής Φυσικής» του Πανεπιστημίου Πατρών. Θα ήθελα να ευχαριστήσω την Αναπληρώτρια Καθηγήτρια Ιατρικής Φυσικής Κ. Θεοδώρου και τον Καθηγητή Ιατρικής Φυσικής Κ. Κάππα του Τομέα Βασικών Επιστημών του Τμήματος Ιατρικής του Πανεπιστημίου Θεσσαλίας, για την εμπιστοσύνη που έδειξαν στο πρόσωπό μου. Επίσης τον Επίκουρο Καθηγητή Ιατρικής Φυσικής Θ. Μαρή του Τομέα Ακτινολογίας του Τμήματος Ιατρικής του Πανεπιστημίου Κρήτης, για την προσπάθειά του να με μυήσει στα άδυτα του τομέα του Πυρηνικού Μαγνητισμού Συντονισμού και για τη συσσωρευμένη γνώση και εμπειρία που προσπάθησε να μου μεταλαμπαδεύσει. Θα ήθελα να ευχαριστήσω ιδιαιτέρα τον Λέκτορα Ιατρικής Φυσικής Ι. Τσούγκο του Τομέα βασικών Επιστημών του Τμήματος Ιατρικής του Πανεπιστημίου Θεσσαλίας, για την ανεκτίμητη συμβολή του, την ηθική και πρακτική υποστήριξή του αλλά και για την καθοριστική συμμετοχή του στην ολοκλήρωση της παρούσας εργασίας. Στο σημείο αυτό, αισθάνομαι την ανάγκη να ευχαριστήσω θερμά τον Ακτινοφυσικό Ιατρικής Ι. Τσαλαφούτα του Γ.Α.Ν.Α «Ο Άγιος Σάββας», για την αμέριστη συμπαράσταση που μου παρείχε, για τις τόσο εύστοχες και διδακτικές παρατηρήσεις και διορθώσεις του, αλλά κυρίως για τον προσωπικό χρόνο του, που παρότι είναι περιορισμένος, βρήκε και μου διέθεσε. Ένα ευχαριστώ θα ήταν πολύ λίγο για να περιγράψει την ευγνωμοσύνη που νιώθω για τους προσωπικούς μου στυλοβάτες, τους γονείς μου, για την ανιδιοτελή στήριξη, συμπαράσταση και καθοδήγηση που μου παρέχουν, σε κάθε μικρό ή μεγάλο βήμα της ζωής μου. Τέλος θα ήθελα να ευχαριστήσω τον θείο μου Γ. Κοτσάνο που με το μοναδικό δικό του τρόπο μου δίδαξε την έννοια του Οράματος. iii

4 Περίληψη Η απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού (MRI) βασίζεται στο φυσικό φαινόμενο του πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού (NMR). Ενώ το φαινόμενο αυτό είναι γνωστό από το 1950, η πρώτη μαγνητική τομογραφία σε άνθρωπο διενεργήθηκε μόλις το Η δεκαετία του '80 ήταν η δεκαετία που τα συστήματα MRI άρχισαν να εξελίσσονται ταχύτατα και η εξέλιξη αυτή συνεχίζεται ακόμη και σήμερα. Στις μέρες μας, τα σύγχρονα συστήματα MRI κάνουν πολύ περισσότερα από απλή απεικόνιση, με τη μαγνητική τομογραφία διάχυσης, τη φασματοσκοπία και τη λειτουργική μαγνητική τομογραφία να αποτελούν νέες και πολλά υποσχόμενες εφαρμογές. Τα συστήματα MRI δεν χρησιμοποιούν ιοντίζουσα ακτινοβολία, αλλά μαγνητικά πεδία και ηλεκτρομαγνητικά κύματα στην περιοχή των ραδιοσυχνοτήτων. Αυτός είναι πιθανώς ο λόγος για τον οποίο τα συστήματα MRI δεν είχαν τύχει τόσης προσοχής όπως τα συστήματα υπολογιστικής τομογραφίας, όσον αφορά τους κανονισμούς που διέπουν την ασφάλεια της χρήσης τους για χρήση σε εξετάσεις ασθενών. Ωστόσο, δεδομένου ότι η απεικόνιση χρησιμοποιείται για τη διάγνωση και μια λανθασμένη διάγνωση μπορεί να οδηγήσει σε λανθασμένη θεραπεία ή την απουσία θεραπείας, τα οποία με τη σειρά τους μπορεί να οδηγήσουν σε μη αναστρέψιμη βλάβη για την υγεία των ασθενών ή ακόμα και στο θάνατο, η Αμερικανική Ένωση Φυσικών Ιατρικής (AAPM) είχε προτείνει μεθόδους για τον έλεγχο της ποιότητας εικόνας από τις αρχές της δεκαετίας του Το Αμερικανικό Κολλέγιο Ακτινολογίας (ACR), είχε επίσης συμβάλει στην προσπάθεια αυτή από την αρχή της νέας χιλιετίας, προτείνοντας μεθόδους ελέγχου της ποιότητας εικόνας για τη δημιουργία ενός προγράμματος πιστοποίησης για τις εγκαταστάσεις MRI. Το 2010 η AAPM δημοσίευσε μια έκθεση (AAPM report No. 100) με τίτλο «Έλεγχοι αποδοχής και διαδικασίες διασφάλισης ποιότητας για εγκαταστάσεις απεικόνισης μαγνητικής τομογραφίας», το οποίο περιγράφει τις διαδικασίες για τον έλεγχο της απόδοσης των μαγνητικών τομογράφων, αλλά και τις διαδικασίες που αφορούν άλλα ζητήματα ασφάλειας για τους ασθενείς και το προσωπικό. iv

5 Στην Ελλάδα μέχρι πρόσφατα, οι εγκαταστάσεις MRI - σε αντίθεση με τους υπολογιστικούς τομογράφους και όλα τα άλλα ακτινολογικά συστήματα - ήταν εκτός της εποπτείας της Ελληνικής Επιτροπής Ατομικής Ενέργειας (Ε.Ε.Α.Ε.) και της Ένωσης Φυσικών Ιατρικής Ελλάδος (Ε.Φ.Ι.Ε.). Ωστόσο, από τις αρχές του 2013, η E.E.A.E. έχει προτείνει ένα πρόγραμμα διαπίστευσης (με βάση την έκθεση AAPM Νο. 100) που πρέπει να εφαρμόζεται σε όλες τις καινούριες εγκαταστάσεις MRI. Αυτό το πρόγραμμα πιστοποίησης σταδιακά θα εφαρμοστεί και σε παλαιότερες εγκαταστάσεις. Ο στόχος είναι μέσα σε 5 χρόνια το πολύ, όλες οι εγκαταστάσεις MRI να είναι διαπιστευμένες όπως ισχύει εδώ και πολλά χρόνια για τις εγκαταστάσεις υπολογιστικής τομογραφίας. Ο σκοπός αυτής της διπλωματικής εργασίας είναι να συνοψίσει το βασικό θεωρητικό υπόβαθρο πάνω στο οποίο στηρίζεται η απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού, για να βοηθήσει τους Φυσικούς Ιατρικής οι οποίοι δεν έχουν εξειδικευτεί στα συστήματα αυτά, να κατανοήσουν τις αρχές της λειτουργίας τους, ιδίως εκείνες που σχετίζονται με τον τρόπο δημιουργίας των διαγνωστικών εικόνων. Στο επόμενο κεφάλαιο, παρουσιάζεται η AAPM report No. 100 (μεταφρασμένη στα Ελληνικά), προκειμένου να θέσει τις βάσεις για την κατανόηση των διαδικασιών που χρησιμοποιούνται για τους ποιοτικούς ελέγχους (QC), αλλά και άλλα θέματα που αφορούν στην ασφάλεια λειτουργίας των συστημάτων MRI. Στο τελευταίο κεφάλαιο, παρουσιάζεται η εφαρμογή αυτών των διαδικασιών σε μια υπάρχουσα εγκατάσταση MRI, ως ένα παράδειγμα του τρόπου με τον οποίο εκτελούνται οι διαδικασίες QC και του τρόπου με τον οποίο οι εικόνες που προκύπτουν αξιολογούνται προκειμένου να εξαχθούν μετρήσιμες ποσότητες. Αυτές οι ποσότητες χρησιμοποιούνται ως δείκτες απόδοσης και ο Φυσικός Ιατρικής συγκρίνοντάς τις με καθορισμένα όρια, μπορεί να διαπιστώσει εάν το ελεγχόμενο σύστημα MRI πληροί τα καθορισμένα κριτήρια (κάτι που υποδηλώνει μια ικανοποιητική λειτουργία και ποιότητα απεικόνισης) ή εάν υπάρχουν ένα ή περισσότερα προβλήματα που οδηγούν σε μη αποδεκτή ποιότητα απεικόνισης και ως εκ τούτου απαιτούνται διορθωτικές ενέργειες. Στην τελευταία περίπτωση, ο έλεγχος που ανέδειξε το πρόβλημα θα πρέπει να επαναλαμβάνεται μετά από την όποια επισκευή, προκειμένου να διαπιστωθεί εάν το σύστημα MRI είναι κατάλληλο να χρησιμοποιηθεί για διάγνωση. v

6 Abstract Magnetic Resonance Imaging (MRI) is based on the physical phenomenon of Nuclear Magnetic Resonance (NMR). While this phenomenon has been known since the 1950s, the first MRI scan was performed on a human being just in The 80 s was the decade that MRI systems started to evolve rapidly and this evolution still goes on. Nowadays, modern MRI systems do so much more than simple imaging, with diffusion MRI, MRI spectroscopy and functional MRI being the new promising applications. MRI scanners do not use ionizing radiation but magnetic fields and electromagnetic waves in the range of radiofrequencies. This is probably the reason why the MRI scanners did not attract so mach attention as CT scanners did, in terms of regulations regarding the safety of their use for patient scanning. However, since imaging is used for diagnosis and a wrong diagnosis can result to a wrong therapy or no therapy at all, which in turn may result to irreversible damage in the patient health or even to death, the American Association of Physicists in Medicine (AAPM) had proposed methods for testing the image quality from the early 1990s 1,2. The American College of Radiology (ACR) has also contributed to this effort in the beginning of the new millennium, proposing image quality control methods to establish an accreditation program for MRI facilities 3,4. In 2010 the AAPM published a report (AAPM REPORT NO. 100) with title Acceptance Testing and Quality Assurance Procedures for Magnetic Resonance Imaging Facilities, which describes procedures for testing the performance of MRI scanners, but also procedures concerning other safety issues for the patients and the personnel. 1 Price RR, Axel L, Morgan T et al. Quality assurance methods and phantoms for magnetic resonance imaging: report of AAPM Nuclear Magnetic Resonance Task Group No 1a. Med Phys 1990; 17: Och JG, Clarke GD, Sobol WT, Rosen CW, Mun SK. Acceptance testing of magnetic resonance imaging systems: Report of AAPM Nuclear Magnetic Resonance Task Group No. 6. Med Phys 1992; 19(1): Phantom Test Guidance for the ACR MRI Accreditation program (2000). ACR MRI Quality Control Manual (2001), ISBN American College of Radiology (ACR). MRI Quality Control Manual Reston, VA: ACR, vi

7 In Greece until recently, MRI facilities in contrast to CT scanners and all the other radiological equipment - were beyond the supervision of the Greek Atomic Energy Commission (Ε.Ε.Α.Ε.) and the Greek Association of Physicist in Medicine (Ε.Φ.Ι.Ε.). However, from the beginning of 2013, E.E.A.E. has proposed an accreditation program (based on the AAPM report No. 100) to be applied in all new MRI facilities. This accreditation program will progressively applied in older MRI facilities as well. The goal is within 5 years at most, all MRI facilities be accredited in the same way that CT scanners are. The purpose of this MSc thesis was to review the basics of MRI theory, to help Medical Physicists which are not experts in MRI, understand the principles of its operation, especially those related to the production of diagnostic images. In the next chapter the AAPM No. 100 report is presented (translated in Greek), in order to set the foundations for understanding the procedures used for quality control (QC) purposes but also other MRI operation safety issues. In the last chapter, an application of these procedures to an existing MRI installation is presented, as an example of the way that QC procedures are performed and the way that the resulting images are evaluated to result to measurable quantities. These quantities are used as performance indices and when compared to established limits, may inform the Medical Physicist whether the tested MRI systems satisfies the established criteria indicating an acceptable performance or whether one or more problems exist that result to suboptimal image quality and therefore corrective actions should be taken. In the latter case the failed test should be repeated after the field service engineers have corrected the problem, in order to ascertain that the MRI system is eligible to be used for medical diagnosis. vii

8 Περιεχόμενα Περίληψη... iv Abstract... vi Περιεχόμενα... viii Πρόλογος... 1 Σκοπός Πυρηνικός Μαγνητικός Συντονισμός Ο πυρηνικός κόσμος Το μέγεθος των πυρήνων Πυρηνική στροφορμή και μαγνητική ροπή Oι πυρήνες υπό την παρουσία μαγνητικού πεδίου Ολική μακροσκοπική μαγνήτιση (Μ) και οι ισοχρωματικές συνιστώσες της (Μ c ) Η έννοια του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού Πρώτος χρόνος Η αλληλεπίδραση των πυρήνων με μεταβαλλόμενο μαγνητικό πεδίο Δεύτερος χρόνος Το φαινόμενο της Μαγνητικής Αποκατάστασης Οι χρόνοι μαγνητικής αποκατάστασης Ο χρόνος μαγνητικής αποκατάστασης Τ Ο χρόνος μαγνητικής αποκατάστασης Τ Εγκάρσια ολική μαγνητική αποκατάσταση, χρόνος Τ 2 * Ελεύθερη Επαγωγική Απόσβεση (FID) Μετασχηματισμός Fourier...23 viii

9 2... Βασικές Αρχές Απεικόνισης Τα Βαθμιδωτά πεδία Χωρική καταγραφή Ο K-χώρος και η παραγωγή εικόνας Ακολουθία Spin Echo (SE) Έλεγχοι αποδοχής και διαδικασίες διασφάλισης ποιότητας για εγκαταστάσεις Μαγνητικής Τομογραφίας Εισαγωγή Διαδικασίες Ελέγχου Αποδοχής πριν από την Εγκατάσταση του Συστήματος MR Μετρήσεις δονήσεων Έλεγχος θωράκισης RF Διαδικασίες ελέγχων αποδοχής μετά την εγκατάσταση του συστήματος MR Χαρτογράφηση των Παρυφών του Μαγνητικού Πεδίου Ομοιώματα Απογραφή του συστήματος MR Γενικοί έλεγχοι του συστήματος Μηχανικοί έλεγχοι συστήματος Έλεγχοι συστημάτων εκτάκτου ανάγκης Παρακολούθηση ασθενών, Συστήματα Αναισθησιολογίας, Συστήματα Gating και MR-Συμβατοί Εγχυτές Έλεγχος σαρωτή ΜR Έλεγχοι των υποσυστημάτων του Στατικού Μαγνητικού Έλεγχοι υποσυστήματος RF Έλεγχοι Υποσυστήματος Βαθμιδωτών Πεδίων Συνδυασμένοι Έλεγχοι των Υποσυστημάτων Βαθμίδων/RF Γενικοί Έλεγχοι του Συστήματος Έλεγχοι σε Προηγμένα Συστήματα MR...72 ix

10 3.6.1 Έλεγχοι Υπερταχείας Απεικόνισης Έλεγχοι Φασματοσκοπίας Συμπεράσματα Αναφορές Εφαρμογή των Βασικών Ελέγχων Ποιότητας των Συστημάτων ΜR Ομοιογένεια στατικού μαγνητικού πεδίου Β 0 (MFH) Ομοιομορφία εικόνας (PIU) Λόγος σήματος προς θόρυβο (SNR) Ομοιομορφία λόγου σήματος προς θόρυβο (SNRU) Ποσοστιαία εκτίμηση ψευδενδείξεων σήματος (Percent Signal Ghosting) Γεωμετρική παραμόρφωση/χωρική γραμμικότητα εικόνας [Geometric Accuracy and Linearity (GD)] Πάχος τομής Χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης Παράρτημα x

11 Πρόλογος Η Απεικόνιση Μαγνητικού Συντονισμού (ΑΜΣ, Magnetic Resonance Imaging- ΜRI) θέτει τη βάση της στο φαινόμενο του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού (ΠΜΣ, Nuclear Magnetic Resonance-NMR). Ο πρώτος που έθεσε τα θεμέλια για την ανάπτυξη του φαινομένου ήταν ο Αυστριακός φυσικός Wolfgang Pauli όταν το 1942 πρότεινε την θεωρητική ύπαρξη μιας εγγενούς πυρηνικής περιστροφής. Στα μέσα της δεκαετίας του 1930 ξεκίνησαν οι πρώτες μελέτες σχετικά με τις μαγνητικές ιδιότητες των πυρήνων από τους Cornelius Gorter και Isidor Rabi, ενώ κατά την διάρκεια της ίδιας δεκαετίας στο πανεπιστήμιο Κολούμπια της Νέας Υόρκης, το εργαστήριο του Isidor Isaac Rabi έγινε σημαντικό κέντρο σχετικών μελετών. Η επίσημη κατοχύρωση του φαινομένου του ΠΜΣ ανήκει στους Felix Bloch και Edward Purcell, οι οποίοι τον ανακάλυψαν ανεξάρτητα ο ένας από τον άλλο το 1946, και το 1952 τιμήθηκαν από κοινού με βραβείο Nobel φυσικής. Κατά τη διάρκεια της περιόδου η ανάπτυξη του φαινομένου χρησιμοποιήθηκε κυρίως για την φυσική και χημική μοριακή ανάλυση. Ωστόσο μιας και από τα πρώτα κιόλας χρόνια της ανακάλυψης του ΠΜΣ είχε διαφανεί η προοπτική της εξέλιξης και της χρήσης του και για ιατρικούς σκοπούς, το 1959 γίνεται η πρώτη δημοσίευση αποτελεσμάτων από μετρήσεις αιματικής ροής σε πειραματόζωα από τον Singer. Εν συνεχεία το 1971 ο Raymond Damadian παρατήρησε αύξηση των χρόνων μαγνητικής αποκατάστασης Τ 1 και Τ 2 σε καρκινικούς ιστούς. Πιο συγκεκριμένα απέδειξε πως ο χρόνος επαναφοράς των πυρήνων μετά τον συντονισμό, παρουσιάζει διαφορές μεταξύ καρκινικών όγκων και υγιών ιστών στους ζωντανούς οργανισμούς, με αποτέλεσμα η επιστημονική κοινότητα να προσανατολιστεί πλέον στην αξιοποίηση του φαινομένου για τον εντοπισμό και την θεραπεία ασθενειών. Η χρήση του φαινομένου ως απεικονιστικό εργαλείο εμφανίζεται το 1973 από τον Paul Lauterbur, ο οποίος παρουσίασε τη δυνατότητα κατασκευής δυσδιάστατων απεικονίσεων της χωρικής κατανομής των σημάτων σε μικρά 1

12 δείγματα μέσα σε δοκιμαστικούς σωλήνες. Το 1975 προτάθηκε από τον Richard Ernst η απεικόνιση του μαγνητικού συντονισμού με τη χρήση του μετασχηματισμού Fourier και την κωδικοποίηση της φάσης και της συχνότητας, τεχνική που αποτελεί έως και σήμερα βάση της ΑΜΣ. Έκτοτε ξεκίνησε μία νέα εποχή που σηματοδοτούσε την έναρξη πολλών προσπαθειών, με στόχο την κατασκευή συστημάτων που θα ήταν πλέον σε θέση να απεικονίσουν τμηματικά ή ακόμα και το σύνολο του ανθρωπίνου σώματος. Έτσι το 1977 ο Raymond Damadian παρουσιάζει την πρώτη εικόνα του ανθρωπίνου σώματος, η οποία όμως δεν είχε διαγνωστική αξία ενώ ο χρόνος λήψης της ήταν αρκετά υψηλός, (περίπου 4.5 ώρες). Την ίδια χρονιά ο Peter Mansfield αναπτύσσει την τεχνική απεικόνισης EPI (Echo Planar Imaging) ενώ ο Waldo Hinshaw παρουσιάζει την πρώτη κοινώς αποδεκτή διαγνωστικά εικόνα ανθρώπινου βραχίονα. Ένα χρόνο αργότερα πραγματοποιείται η απεικόνιση κεφαλιού από τους Hugh Clow και Ian Young. Ωστόσο, επίδειξη ολόκληρου του ανθρωπίνου σώματος με διαγνωστικά και κλινικά αποδεκτές παραμέτρους όπως καλή χωρική διακριτική ικανότητα, ικανοποιητικό σήμα και σύντομο χρόνο εξέτασης, παρουσιάστηκε το Το επίτευγμα αυτό ανήκει στον William Edelstein και την ομάδα του, οι οποίοι χρησιμοποιώντας ως βάση την τεχνική του Richard Erns και με την ταυτόχρονη εισαγωγή μίας νέας πρωτότυπης τεχνικής η οποία στηριζότανε στην γρήγορη ανασύνθεση της εικόνας (Spin Warp), κατάφεραν να περιορίσουν τον χρόνο λήψης στα 5 λεπτά. Όπως ήταν αναμενόμενο η μέθοδος του Edelstein επικράτησε και εξελίχθηκε στο πέρασμα των χρόνων, με αποτέλεσμα το 1986 να είναι δυνατή η παραγωγή εικόνας σε 5 δευτερόλεπτα περίπου, χωρίς σημαντικές απώλειες ως προς την ποιότητά της. Η μετέπειτα πορεία της ΑΜΣ παρουσίασε ραγδαία ανάπτυξη, ενώ ακόμα και σήμερα συνεχίζεται η αναζήτηση βελτιστοποιημένων τεχνολογικών εφαρμογών και λογισμικών συστημάτων που αποσκοπούν σε ταχύτερη, καλύτερη και ακόμα πιο έγκυρη διαγνωστική πληροφορία. Η συνεχής εξέλιξη της τεχνολογίας των συστημάτων ΑΜΣ συνεπάγεται όμως και την αναγκαιότητα για τη διασφάλιση της ποιότητας απεικόνισης, καθώς επίσης και της σωστής λειτουργίας του συστήματος, συνεπακόλουθο του οποίου είναι η ανάγκη για τη θέσπιση παραμέτρων ελέγχου ποιότητας και προγραμμάτων ποιοτικού ελέγχου. 2

13 Στην ΑΜΣ, ο ποιοτικός έλεγχος ασχολείται κυρίως με την ποιότητα της εικόνας, που ποσοτικοποιείται μέσα από μετρήσεις συγκεκριμένων παραμέτρων ποιότητας εικόνας, με τη χρήση ειδικά σχεδιασμένων αντικειμένων δοκιμής (test objects) ή ομοιωμάτων (phantoms) όπως έχουν επικρατήσει να ονομάζονται. Οι περισσότερες εταιρίες κατασκευής MR συστημάτων παράγουν τα δικά τους ομοιώματα, που χρησιμοποιούν τόσο στην εγκατάσταση όσο και στην συντήρηση του εκάστοτε μηχανήματος. Στόχος των διαδικασιών ελέγχου ποιότητας, είναι η εφαρμογή σχετικά απλών διαδικασιών, η εφαρμογή των οποίων να είναι εφικτή σε όλα τα εμπορικά και κλινικά διαθέσιμα συστήματα, ώστε να είναι δυνατή η εύρεση των όποιων μεταβολών στη λειτουργία του συστήματος, προτού αυτές να έχουν επιπτώσεις στην ποιότητα της απεικόνισης. Εν κατακλείδι, η υιοθέτηση ενός πρωτοκόλλου ποιοτικού ελέγχου, βοηθά στην επιβεβαίωση της σωστής λειτουργίας και απόδοσης του εκάστοτε συστήματος ΑΜΣ αλλά και στη σύγκριση μεταξύ μηχανημάτων διαφορετικών κατασκευαστών, χρησιμοποιώντας κοινές παραμέτρους εκτίμησης της ποιότητας απεικόνισης. 3

14 Σκοπός Για την ορθή λειτουργία του κάθε μηχανήματος, τα πλαίσια των «βέλτιστων πρακτικών» υπαγορεύουν την εφαρμογή συστηματικών ελέγχων, για τον έλεγχο της λειτουργικότητας τους. Επιπλέον, η εξέλιξη που έχει επέλθει στα συστήματα Απεικόνισης του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού, η εφαρμογή εξελιγμένων τεχνικών απεικόνισης, που πέραν της ανατομικής πληροφορίας, προσφέρουν και πληροφορίες που αφορούν τη λειτουργία του μεταβολισμού, καθώς και η χρήση των ΜR εικόνων για σκοπούς σχεδιασμού πλάνων θεραπείας, καθιστούν αναγκαία την θέσπιση προγραμμάτων διασφάλισης της ποιότητας, που αποσκοπούν στην αποδοτικότερη λειτουργία του συστήματος και στη βελτιστοποίηση των λαμβανόμενων εικόνων. Δεδομένης της έλλειψης ενός εθνικού προτύπου διασφάλισης της ποιότητας στην Απεικόνιση του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού, η παρούσα εργασία είχε ως σκοπό i. την αναλυτική αξιολόγηση και τον προσδιορισμό των υπαρχόντων πρωτοκόλλων ποιοτικού ελέγχου ii. την διαμόρφωση ενός πλήρους πρωτοκόλλου για τον έλεγχο της ποιότητας στην Απεικόνιση του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού, βασισμένο στα διεθνή πρότυπα iii. την πιστοποίηση και την εφαρμογή του εν λόγω πρωτοκόλλου σε Συστήματα Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού. 4

15 1 Πυρηνικός Μαγνητικός Συντονισμός 1.1 Ο πυρηνικός κόσμος Όλοι οι πυρήνες αποτελούνται από δύο τύπους σωματιδίων, τα πρωτόνια και τα νετρόνια. Μόνη εξαίρεση σ αυτό αποτελεί ο συνηθισμένος πυρήνας υδρογόνου, ο οποίος απαρτίζεται από ένα μόνο πρωτόνιο. Ο συνολικός αριθμός των πρωτονίων ενός πυρήνα ονομάζεται ατομικός αριθμός Ζ, ενώ το σύνολο των νουκλεονίων του, δηλαδή των νετρονίων και των πρωτονίων του πυρήνα, αποτελούν το μαζικό αριθμό Α. Το πρωτόνιο φέρει θετικό φορτίο, ενώ το νετρόνιο παρουσιάζει ηλεκτρική ουδετερότητα. Από πειράματα σκέδασης ηλεκτρονίων υψηλής ενέργειας, αποδείχθηκε πως τα νουκλεόνια παρουσιάζουν ασύμμετρη κατανομή φορτίων μέσα στη μάζα τους. Πιο συγκεκριμένα, παρατηρήθηκε πως ενώ το φορτίο του πρωτονίου διατηρείται θετικό κατά μήκος της ακτίνας του σε όλη τη μάζα του, στο νετρόνιο παρουσιάζονται «στρώματα» θετικού και αρνητικού ηλεκτρικού φορτίου Το μέγεθος των πυρήνων Το μέγεθος και η δομή των πυρήνων ερευνήθηκαν για πρώτη φορά από τα πειράματα σκέδασης που έγιναν από τον Rutherford. Από τα πειράματα αυτά αλλά και άλλα που διεξάχθηκαν στη συνέχεια, αποδείχτηκε πως οι περισσότεροι πυρήνες είναι κατά προσέγγιση σφαιρικοί και έχουν ακτίνα που δίνεται από τη σχέση: (1.1) όπου Α είναι ο μαζικός αριθμός και σταθερά ίση προς 1.2 m. Επειδή ο όγκος μίας σφαίρας είναι ανάλογος προς τον κύβο της ακτίνας της r, προκύπτει από την εξίσωση (1.1) ότι ο όγκος ενός πυρήνα, με την προϋπόθεση ότι είναι σφαιρικός, είναι ευθέως ανάλογος με το μαζικό αριθμό Α. Αυτό δείχνει ότι όλοι οι πυρήνες έχουν την ίδια σχεδόν πυκνότητα. 5

16 1.1.2 Πυρηνική στροφορμή και μαγνητική ροπή Οι πυρήνες των ατόμων χαρακτηρίζονται από εσωτερική στροφορμή. Στον πυρηνικό κόσμο, η ολική στροφορμή είναι ποσοτικά ίση με τη σπιν-στροφορμή και αποτελεί το διανυσματικό άθροισμα των σπιν των νουκλεονίων που συγκροτούν τον ατομικό πυρήνα. Το μέτρο της πυρηνικής στροφορμής δίνεται από τη σχέση (1.2) όπου Ι το πυρηνικό σπιν το οποίο μπορεί να παίρνει ακέραιες ή ημιακέραιες τιμές. Η μέγιστη τιμή που μπορεί να πάρει η προβολή της στροφορμής σε έναν άξονα είναι Ιħ. Λόγω της πυρηνικής στροφορμής και της παρουσίας φορτίου στον πυρήνα δημιουργείται η πυρηνική μαγνητική ροπή ή μαγνητική διπολική ροπή, κάτι που σημαίνει ότι οι πυρήνες των ατόμων συμπεριφέρονται ως μαγνητικά δίπολα. Για τη μέτρηση της μαγνητική ροπής χρησιμοποιείται ως μονάδα η πυρηνική μαγνητόνη του Bohr μ Ν, που ορίζεται ως: (1.3) όπου m p η μάζα ηρεμίας του πρωτονίου. Η μαγνητική ροπή ενός ελεύθερου πρωτονίου θα είναι. Επίσης έχει διαπιστωθεί ότι παρά την ηλεκτρική του ουδετερότητα (λόγω των στρωμάτων θετικού και αρνητικού φορτίου στο εσωτερικό του) και το νετρόνιο παρουσιάζει μαγνητική ροπή, η οποία έχει τιμή. Το αρνητικό πρόσημο υποδηλώνει πως η μαγνητική ροπή του είναι αντίθετη προς τη στροφορμή του σπιν του. Η εμφάνιση και το μέγεθος της μαγνητικής διπολικής ροπής του πυρήνα, εξαρτάται άμεσα από τον ατομικό και το μαζικό αριθμό του. Η ζεύξη δύο πρωτονίων ή νετρονίων με αντιπαράλληλες ολικές στροφορμές, έχει ως αποτέλεσμα το μηδενισμό της ολικής στροφορμής, άρα και της ολικής μαγνητικής ροπής του συστήματος. Κατά συνέπεια, για την εμφάνιση μη μηδενικής ολικής στροφορμής άρα και διπολικής μαγνητικής ροπής σε έναν πυρήνα, θα πρέπει ο συνολικός αριθμός των πρωτονίων του ή και των νετρονίων του να είναι περιττός. Συμπερασματικά, μαγνητικά ενεργοί πυρήνες για τον πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό θεωρούνται εκείνοι που εμφανίζουν περιττό μαζικό αριθμό. 6

17 Όταν διατίθεται ένα πλήθος από ίδια στοιχειώδη σωμάτια, οι επιμέρους μαγνητικές ροπές αθροίζονται διανυσματικά. Η τελική συνισταμένη όλων αυτών των ροπών ονομάζεται μαγνήτιση (M-magnetization). Η σχέση που την περιγράφει είναι: Μ μ (1.4) Oι πυρήνες υπό την παρουσία μαγνητικού πεδίου Απουσία εξωτερικού μαγνητικού πεδίου, ο προσανατολισμός των μαγνητικών διπολικών ροπών και των μαγνητικών πεδίων των πυρήνων είναι τυχαίος και χρονικά μεταβαλλόμενος, γεγονός που οφείλεται σε διάφορους περιβαλλοντολογικούς παράγοντες, αλλά κυρίως στη θερμική κίνηση των ατόμων και στις μεταξύ τους συγκρούσεις. Κατά συνέπεια η συνισταμένη όλων των επιμέρους πεδίων είναι μηδενική. Υπό την παρουσία ενός εξωτερικού μαγνητικού πεδίου, οι μαγνητικές ροπές των πυρήνων τείνουν να προσανατολιστούν παράλληλα με τη διεύθυνση του πεδίου. Έτσι αναπτύσσεται ένα εσωτερικό ασθενές μαγνητικό πεδίο, προερχόμενο από τους ατομικούς πυρήνες, το οποίο συνυπάρχει με το εξωτερικό. Σύμφωνα με τους καβαντομηχανικούς νόμους, στο μαγνητικό πεδίο των πυρήνων εμφανίζονται δύο μόνο επιτρεπόμενοι προσανατολισμοί: ομοπαράλληλα (ή απλά παράλληλα) προς το άνυσμα της έντασης του εξωτερικά εφαρμοζόμενου μαγνητικού πεδίου (φαινόμενο παραμαγνητισμού), που αποτελεί τη θεμελιώδη ενεργειακή κατάσταση (ground energy state). αντιπαράλληλα προς το εξωτερικό μαγνητικό πεδίο (φαινόμενο διαμαγνητισμού), που αποτελεί τη διεγερμένη κατάσταση (excited state). Η δυναμική ενέργεια της διπολικής μαγνητικής ροπής υπό την επίδραση εξωτερικού μαγνητικού πεδίου, δίνεται από τη σχέση: Ε μ Β Ε μβ θ (1.5) όπου θ η γωνία που σχηματίζεται μεταξύ της μαγνητικής ροπής (μ) και του πεδίου. 7

18 (a) (b) Σχήμα 1.1 (a) Απουσία εξωτερικού μαγνητικού πεδίου, οι πυρήνες είναι ελεύθερα προσανατολισμένοι και οι μαγνητικές ροπές τους έχουν τυχαίες κατευθύνσεις. (b) Η εφαρμογή εξωτερικού μαγνητικού πεδίου Β 0, εξαναγκάζει τους πυρήνες να ευθυγραμμιστούν με τους δύο επιτρεπόμενους προσανατολισμούς σε σχέση με το Β 0 (παράλληλα ή αντιπαράλληλα). Στην περίπτωση όπου το διάνυσμα της μαγνητικής ροπής είναι ομοπαράλληλο του πεδίου, δηλαδή για θ=0, η δυναμική ενέργεια της διπολικής ροπής έχει την ελάχιστη τιμή της, που αντιστοιχεί στη θεμελιώδη κατάσταση και είναι: (1.6) Όταν θ=180 οπότε το διάνυσμα της μαγνητικής ροπής είναι αντιπαράλληλο του πεδίου, η δυναμική ενέργεια λαμβάνει την ελάχιστη τιμή της η οποία αντιστοιχεί στη διεγερμένη κατάσταση και δίνεται από τη σχέση: Ε μβ (1.7) Κατά συνέπεια η διαφορά των δύο αυτών ενεργειακών καταστάσεων θα είναι: ΔΕ Ε Ε μβ (1.8) 8

19 Σχήμα 1.2 Ενεργειακές καταστάσεις παρουσία εξωτερικού μαγνητικού πεδίου. Ένα πρωτόνιο, του οποίου το σπιν είναι ½, μπορεί να καταλάβει μία από τις δύο ενεργειακές καταστάσεις. Από τις παραπάνω σχέσεις γίνεται αντιληπτό πως η αύξηση της ισχύος του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου προκαλεί αύξηση στην ενεργειακή διαφορά μεταξύ των δύο καταστάσεων προσανατολισμού. Συνεπώς όσο μεγαλώνει το στατικό μαγνητικό πεδίο, θα απαιτείται περισσότερη ενέργεια για να αλλάξει ο προσανατολισμός των πυρήνων. Η αλληλεπίδραση αυτή μεταξύ των πρωτονίων και του μαγνητικού πεδίου καλείται αλληλεπίδραση Zeeman. Η κατανομή των πρωτονίων στις δύο καταστάσεις διέπεται από το νόμο της στατιστικής κατανομής Boltzmann: Ν Ε Ν Ε ΔΕ (1.9) όπου Ν(Ε + ), Ν(Ε _ ) οι αριθμοί των πρωτονίων της θεμελιώδους και της διεγερμένης αντίστοιχα κατάστασης και k= J/K η σταθερά του Boltzmann. Όπως παρατηρούμε ο πληθυσμός των δύο ενεργειακών καταστάσεων καθορίζεται τόσο από την ενεργειακή τους διαφορά (που εξαρτάται από την ένταση του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου) όσο και από τη θερμοκρασία. Με την εισαγωγή ενός δείγματος από κάποιο υλικό εντός του πεδίου, οι μαγνητικές ροπές των πρωτονίων 9

20 του που προσανατολίζονται παράλληλα του πεδίου υπερτερούν ελαφρώς αυτών που έχουν αντιπαράλληλο προσανατολισμό. Στην πράξη ο προσανατολισμός των μαγνητικών πεδίων των πυρήνων και των μαγνητικών ροπών δεν είναι καθολικός, καθώς μόνο ένας μικρός αριθμός πυρήνων παραλληλίζεται με το εξωτερικό πεδίο. Στην πραγματικότητα τα πρωτόνια δεν καταφέρνουν να ευθυγραμμιστούν ακριβώς με το Β 0 επειδή δεσμεύονται από νόμους της κβαντομηχανικής που δεν το επιτρέπουν. Η εξωτερική ροπή που εξακολουθεί να δρα στα μη πλήρως ευθυγραμμισμένα πρωτόνια, εξαναγκάζει τον άξονα περιστροφής τους να εκτελέσει μία μορφή κίνησης γύρω από τον άξονα διεύθυνσης του Β 0 που ονομάζεται μετάπτωση (precession). Η κυκλική συχνότητα της μεταπτωτικής κίνησης ω 0 είναι σταθερή και χαρακτηριστική για κάθε τύπο πυρήνα και ονομάζεται συχνότητα Larmor. Η τιμή της εξαρτάται από την ένταση του μαγνητικού πεδίου Β 0 και την τιμή του ολικού πυρηνικού γυρομαγνητικού λόγου γ (gyromagnetic ratio). Η συχνότητα αυτή εκφράζεται από τη σχέση: ω γβ (1.10) όπου ω 0 η κυκλική συχνότητα με την οποία το διάνυσμα της μαγνήτισης μ στρέφεται γύρω από το μαγνητικό πεδίο Β 0. Επιπλέον το άνυσμα μ μεταπίπτει γύρω από το Β 0 αριστερόστροφα αν το γ είναι θετικό (πρωτόνια) και δεξιόστροφα αν είναι αρνητικό (νετρόνια) Ολική μακροσκοπική μαγνήτιση (Μ) και οι ισοχρωματικές συνιστώσες της (Μ c ). Μία πιο χρήσιμη και προσιτή μετρήσιμη ποσότητα είναι η ολική μακροσκοπική πυρηνική μαγνήτιση Μ. Η Μ αποτελεί ένα διανυσματικό μέγεθος, το οποίο όταν βρεθεί υπό την επίδραση μαγνητικού πεδίου, συμπεριφέρεται με τρόπο ανάλογο της μαγνητικής ροπής, εκτελεί δηλαδή μετάπτωση. Ο Bloch υπέθεσε αρχικά ότι σε ένα σύστημα πυρήνων που αλληλεπιδρά με ένα σταθερό και ομογενές μαγνητικό πεδίο Β 0, η ολική πυρηνική μακροσκοπική μαγνήτιση M θα μπορούσε να θεωρηθεί σαν το ανυσματικό άθροισμα όλων των επί μέρους ισοχρωματικών μακροσκοπικών συνιστωσών της (M c ). Ο όρος ισοχρωματικές συνιστώσες αναφέρεται στα επί μέρους σύνολα (ομάδες) των 10

21 πυρηνικών μαγνητικών ροπών μ, που προέρχονται από μικροσκοπικούς όγκους του υλικού όπου θεωρείται ότι το πεδίο είναι απόλυτα ομοιογενές. Σε αυτή την ιδανική περίπτωση, όλες οι ισοχρωματικές θα πρέπει να μεταπίπτουν με την ίδια συχνότητα Larmor με αυτή της μαγνήτισης, όχι όμως και με την ίδια φάση. Το διανυσματικό άθροισμα όλων των ισοχρωματικών αποτελεί τη συνολική μαγνήτιση Μ, η οποία σε κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας λαμβάνει τη μέγιστη δυνατή τιμή της και είναι παράλληλη με τον άξονα εφαρμογής του πεδίου Β Η έννοια του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού. Μέσω της ανάλυσης των τριών λέξεων του τίτλου του φαινομένου μπορούμε να φτάσουμε ευκολότερα στην κατανόηση των εννοιών που συσχετίζονται με αυτό. Ο όρος «πυρηνικός» αναφέρεται στο χώρο από τον οποίο προέρχεται το σήμα στον Πυρηνικό Μαγνητικό Συντονισμό (ΠΜΣ) και αυτός είναι ο χώρος των πυρήνων των ατόμων της ύλης. Ο όρος «μαγνητικός» αναφέρεται στην ιδιότητα του χώρου με την οποία συσχετίζεται άμεσα το φαινόμενο και αυτή είναι το μαγνητικό πεδίο των ατομικών πυρήνων της ύλης. Ο όρος «συντονισμός 5» αναφέρεται στον τρόπο που χρησιμοποιείται για να καταγραφεί το σήμα στον ΠΜΣ. Η έννοια του συντονισμού προϋποθέτει έναν πομπό και έναν δέκτη. Ο Πυρηνικός Μαγνητικός Συντονισμός (nuclear magnetic resonance, NMR), είναι ένα φαινόμενο διπλού χρόνου. Στον πρώτο χρόνο οι πυρήνες των ατόμων της ύλης (δέκτες) διεγείρονται κατά την αλληλεπίδρασή τους με τους παλμούς ραδιοσυχνότητας από το πηνίο εκπομπής (πομπός). Στο δεύτερο χρόνο οι ίδιοι πυρήνες (πομποί) αποδιεγείρονται κατά την αλληλεπίδρασή τους με το γειτονικό μοριακό τους περιβάλλον εκπέμποντας ενέργεια με τη μορφή ραδιοσυχνότητας που λαμβάνεται από το πηνίο λήψης (δέκτης). Στον ΠΜΣ το σήμα λαμβάνεται και αποκωδικοποιείται στη διάρκεια του δεύτερου χρόνου, δηλαδή κατά την αποδιέγερση 5 Ως συντονισμός ορίζεται το φαινόμενο κατά το οποίο η συχνότητα διέγερσης του πομπού εξισώνεται με την ιδιοσυχνότητα του δέκτη. Τότε και μόνο τότε επιτυγχάνεται η γρηγορότερη και αποδοτικότερη μεταφορά ενέργειας από τον πομπό στον δέκτη και αντίστροφα. 11

22 των πυρήνων από τη διεγερμένη τους κατάσταση στην κατάσταση της θερμοδυναμικής τους ισορροπίας. Οι διαγνωστικές και μετρητικές μέθοδοι που διεκπεραιώνονται με βάση το φαινόμενο του ΠΜΣ, στηρίζονται στη μετατόπιση του ανύσματος της μαγνήτισης από τη θέση παραλληλισμού της με το εξωτερικό μαγνητικό πεδίο σε κάποιο άλλο επίπεδο. Μετά την παύση του αιτίου που προκαλεί αυτή τη μετατόπιση, η μαγνήτιση τείνει σταδιακά να ανακτήσει την αρχική της θέση, να βρεθεί δηλαδή στην κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας. Κατά την επάνοδο αυτή, η οποία έχει ορισμένη χρονική διάρκεια, παρατηρούνται φαινόμενα ηλεκτρομαγνητικής επαγωγής (electromagnetic induction). Οι χρονικές μεταβολές της έντασης του πεδίου προκαλούν την εμφάνιση ηλεκτρικής τάσης και ηλεκτρικού ρεύματος (ηλεκτρικού σήματος), ενώ οι χρονικές μεταβολές του πεδίου οφείλονται στην κίνηση της μαγνήτισης κατά την επάνοδό της. Τόσο η ένταση όσο και η χρονική διάρκεια του ηλεκτρικού σήματος, παρέχουν σημαντικές πληροφορίες για το δείγμα του υλικού που βρίσκεται μέσα στο μαγνητικό πεδίο Πρώτος χρόνος Η αλληλεπίδραση των πυρήνων με μεταβαλλόμενο μαγνητικό πεδίο. Το σύστημα αρχικά βρίσκεται στην κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας με το περιβάλλον του και έχει αποκτήσει μία συνολική μαγνήτιση Μ. Η μετατόπιση της μαγνήτισης από τη θέση του πλήρους παραλληλισμού με το πεδίο Β 0 μπορεί να πραγματοποιηθεί με την εφαρμογή ενός επιπρόσθετου μαγνητικού πεδίου Β 1, η διεύθυνση του οποίου θα είναι κάθετη αυτής του Β 0. Επιπλέον εν αντιθέσει με το εξωτερικό μαγνητικό πεδίο, το Β 1 δεν είναι σταθερό αλλά μεταβάλλεται περιοδικά με τον χρόνο. Η μαγνήτιση πλέον, εκτελεί μία σύνθετη κίνηση που είναι συνισταμένη μίας γρήγορης μετάπτωσης γύρω από το Β 0 και μίας πολύ πιο αργής γύρω από το Β 1. Η συχνότητα μετάπτωσης γύρω από το Β 0 είναι της τάξεως των MHz ενώ αυτή γύρω από το Β 1 είναι της τάξεως των Hz (λόγω του ότι στην πράξη η ένταση του είναι πολύ μικρότερη σε σχέση με το B o ). Το επιπρόσθετο μαγνητικό πεδίο Β 1 πρέπει να παράγεται με τέτοιο τρόπο, ώστε το διάνυσμα Β 1 να στρέφεται γύρω από το κατακόρυφο εξωτερικό πεδίο Β 0 με 12

23 συχνότητα ίση με την ιδιοσυχνότητα Larmor των πρωτονίων. Αυτή ακριβώς η σύμπτωση της συχνότητας του εξωτερικού αιτίου με την ιδιοσυχνότητα Larmor και η προκαλούμενη μετατόπιση της μαγνήτισης Μ συνιστά το φαινόμενο του Πυρηνικού Μαγνητικού Συντονισμού. Εκείνο που τελικά συμβαίνει στην αλληλεπίδραση του συστήματος των πυρηνικών διπολικών ροπών με το πεδίο Β 1, είναι μία επιπλέον εκτροπή του άξονα μετάπτωσης των ισοχρωματικών Μ c που παρακολουθείται φυσικά από το άνυσμα Μ. Μία κίνηση τέτοιου τύπου καλείται νεύση ενώ η γωνία που σχηματίζεται μεταξύ των διανυσμάτων Β 1 και Μ, ονομάζεται γωνία νεύσης και εκφράζεται από τη σχέση: ω γβ ω θ Δ θ γβ Δ (1.11 ) όπου Δ θ η χρονική διάρκεια εφαρμογής του Β 1 και ω 1 η συχνότητα μετάπτωσης του Μ γύρω από το Β 1. Είναι φανερό πως το εύρος της γωνίας αυξάνεται ανάλογα με το χρονικό διάστημα Δt εφαρμογής του πεδίου Β 1. Ρυθμίζοντας λοιπόν την ένταση και τη διάρκεια εφαρμογής Δt του πεδίου Β 1, είμαστε σε θέση να πετύχουμε οποιαδήποτε επιθυμητή γωνία νεύσης για το άνυσμα Μ. Η εφαρμογή του πεδίου Β 1 υλοποιείται πρακτικά με τη χρήση ειδικά κατασκευασμένων πηνίων που εκπέμπουν ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία στην περιοχή συχνοτήτων των ραδιοκυμάτων, έτσι το Β 1 ονομάζεται και πεδίο ραδιοσυχνότητας. Η εκπομπή ηλεκτρομαγνητικής ακτινοβολίας ραδιοσυχνότητας περιορισμένης διάρκειας ονομάζεται παλμός ραδιοσυχνότητας ή παλμός RF (RF pulse). Κατ επέκταση οι παλμοί ραδιοσυχνότητας οδηγούν το άνυσμα της μαγνήτισης Μ σε νεύσεις συγκεκριμένων γωνιών. Για παράδειγμα ένας παλμός που οδηγεί το άνυσμα της μαγνήτισης σε νεύση γωνίας 90 ή 180 σε σχέση με την αρχική του θέση ονομάζεται παλμός 90 ή παλμός 180 αντίστοιχα Δεύτερος χρόνος Το φαινόμενο της Μαγνητικής Αποκατάστασης Η έννοια της χαλάρωσης (relaxation) ή μαγνητικής αποκατάστασης είναι εξίσου σημαντική με αυτήν του συντονισμού. Ο όρος μαγνητική αποκατάσταση αναφέρεται σε όλες εκείνες τις διαδικασίες στις οποίες στηρίζεται η επαναφορά του συστήματος 13

24 των πυρηνικών στροφορμών, από μία διεγερμένη κατάσταση στην κατάσταση της θερμοδυναμικής ισορροπίας. Η μαγνητική αποκατάσταση αποτελεί με τη σειρά της ένα ξεχωριστό φαινόμενο συντονισμού και λαμβάνει χώρα κατά τη διάρκεια του δευτέρου χρόνου του φαινομένου του πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού. Ξεκινά δηλαδή μετά το τέλος της εφαρμογής ενός παλμού ραδιοσυχνότητας. Αρχικά το σύστημα των πυρήνων βρίσκεται στην κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας όπου έχει αποκτήσει μία συνολική μαγνήτιση Μ, παράλληλη του άξονα εφαρμογής του ομογενούς μαγνητικού πεδίου Β 0. Στη συνέχεια εφαρμόζεται ένας παλμός ραδιοσυχνότητας που διεγείρει το σύστημα, οδηγώντας το άνυσμα της μαγνήτισης σε νεύση γύρω από το πεδίο Β 1. Μετά την παύση του εκπεμπόμενου ραδιοπαλμού το σύστημα αφήνεται να επιστρέψει σταδιακά στην κατάσταση της θερμοδυναμικής του ισορροπίας. Μετά το τέλος της εκπομπής του παλμού ραδιοσυχνότητας και πριν την αποκατάσταση της θερμοδυναμικής ισορροπίας, το άνυσμα της μαγνήτισης μπορεί να αναλυθεί σε δύο επιμέρους συνιστώσες Μ z και M xy. Σε σχέση με τον άξονα εφαρμογής του ομογενούς μαγνητικού πεδίου Β 0, η συνιστώσα Μ z ονομάζεται διαμήκης συνιστώσα ή διαμήκης μαγνήτιση, ενώ η συνιστώσα M xy ονομάζεται εγκάρσια συνιστώσα ή εγκάρσια μαγνήτιση. Το λογικό επακόλουθο θα ήταν οι δύο αυτές συνιστώσες να μεταβάλλονται παρακολουθώντας το άνυσμα Μ κατά τη διαδικασία της αποκατάστασης, όπου η διαμήκης συνιστώσα θα ξεκινούσε από μία μηδενική και θα κατέληγε στη μέγιστη τιμή της, ενώ η εγκάρσια θα ξεκινούσε από μία μέγιστη τιμή και θα κατέληγε στην κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας, δηλαδή την τιμή μηδέν. Στην περίπτωση αυτή, η χρονική εξέλιξη του συστήματος θα ήταν μία απλή διαδικασία και για την περιγραφή της θα ήταν αρκετή μία μόνο χρονική παράμετρος, που θα περιέγραφε τόσο την εγκάρσια και τη διαμήκη συνιστώσα της μαγνήτισης Μ, όσο και τον ρυθμό αποκατάστασης του συστήματος. Ωστόσο, τα πειραματικά δεδομένα έδειξαν ότι οι δύο συνιστώσες αποκαθίστανται με διαφορετικούς ρυθμούς η κάθε μία, οπότε αποδείχθηκε πως η μαγνητική αποκατάσταση είναι μεν μία διαδικασία χρονικής εξέλιξης πρώτης τάξης αλλά χαρακτηρίζεται από δύο χρονικές παραμέτρους. Η χρονική παράμετρος που περιγράφει τη συμπεριφορά της διαμήκους μαγνήτισης Μ z είναι η Τ 1 και ονομάζεται χρόνος διαμήκους μαγνητικής αποκατάστασης, ενώ εκείνη που περιγράφει τη 14

25 συμπεριφορά της εγκάρσιας μαγνήτισης M xy είναι η Τ 2 που καλείται εγκάρσιας μαγνητικής αποκατάστασης αντίστοιχα. χρόνος 1.3 Οι χρόνοι μαγνητικής αποκατάστασης Οι χρόνοι μαγνητικής αποκατάστασης Τ 1 και Τ 2 συσχετίζονται με ξεχωριστές φυσικές διαδικασίες που τις περισσότερες φορές λαμβάνουν χώρα ταυτόχρονα. Αυτό όμως που τελικά περιγράφουν είναι σταθερούς ρυθμούς αποκατάστασης φυσικών μεγεθών που είναι χαρακτηριστικά του πυρηνικού συστήματος. Για να αποκατασταθεί ένα διεγερμένο σύστημα πυρήνων, να χάσει δηλαδή την περίσσεια ενέργειά του, θα πρέπει να αλληλεπιδράσει μαγνητικά με το γειτονικό του περιβάλλον. Για το σκοπό αυτό, είναι απαραίτητη η παρουσία μαγνητικών πεδίων που το εξαναγκάζουν σε αποκατάσταση. Τα πεδία που προέρχονται από το γειτονικό μοριακό περιβάλλον, οφείλονται κατά κύριο λόγο στη διπολική ζεύξη των μαγνητικών διπολικών ροπών μ των γειτονικών πυρήνων. Τα πεδία ραδιοσυχνότητας που είναι υπεύθυνα για τη μαγνητική αποκατάσταση, είναι γενικά μεταβαλλόμενα και με μεγάλο εύρος συχνοτήτων. Προέρχονται από τις τυχαίες κινήσεις των μορίων (κινήσεις Brown), που εμφανίζουν περιοδικότητα και μπορεί να είναι περιστροφικές ή μεταφορικές. Για τον προσδιορισμό των χρόνων μαγνητικής αποκατάστασης, θεωρείται ότι ισχύουν οι ακόλουθες ιδανικές συνθήκες μέτρησης Το δείγμα αρχικά βρίσκεται σε κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας. Το στατικό εξωτερικό μαγνητικό πεδίο Β 0 είναι απόλυτα ομοιογενές σε όλη την έκταση του δείγματος. Οι παλμοί ραδιοσυχνότητας είναι ακριβείς, δηλαδή έχουν φάσμα που περιλαμβάνει μία μόνο συχνότητα και είναι χωρικά ομοιογενείς Ο χρόνος μαγνητικής αποκατάστασης Τ 1 Οι διαδικασίες στις οποίες αναφέρεται ο χρόνος Τ 1 αφορούν στην ανταλλαγή ενέργειας μεταξύ ενός σπιν και όλων των σπιν που το περιβάλλουν, δηλ. το πλέγμα των πυρήνων που απαρτίζουν το άτομο και το δείγμα που απεικονίζουμε (αλληλεπίδραση spin-lattice). Ο ρυθμός μεταβολής της ενέργειας ενός τέτοιου 15

26 συστήματος που αλληλεπιδρά μαγνητικά με το γειτονικό του πλέγμα, είναι σταθερός και χαρακτηρίζεται από τη χρονική σταθερά Τ1. Ο χρόνος Τ1 εκφράζει την ταχύτητα με την οποία η διαμήκης μαγνήτιση Μz λαμβάνει τη μέγιστη τιμή της. Συνήθως εκφράζεται με τους όρους διαμήκης χρόνος χαλάρωσης (longitudinal relaxation time) ή χρόνος χαλάρωσης σπιν πλέγματος (spin lattice relaxation time). Στην ουσία ορίζει τον χρόνο που χρειάζεται ένα σύστημα πυρήνων για να ανακτήσει το 63% της τιμής της διαμήκους μαγνήτισης στην κατάσταση θερμοδυναμικής του ισορροπίας, μετά την αλληλεπίδραση του με έναν παλμό ραδιοσυχνότητας 90. Μετά το τέλος του παλμού όλα τα ανύσματα των ισοχρωματικών βρίσκονται σε φάση. Κατά την επάνοδο του συστήματος στη θερμοδυναμική του ισορροπία, η συμφωνία φάσης των ισοχρωματικών χάνεται έτσι ώστε να ανακτηθεί τελικά η διαμήκης μαγνήτιση Μz, ενώ παράλληλα η εγκάρσια συνιστώσα της Mxy μηδενίζεται. Η διαδικασία αποκατάστασης της διαμήκους μαγνήτισης Μz περιγράφεται από μία αύξουσα εκθετική συνάρτηση του χρόνου της μορφής: (1.12) όπου Μz,eq η τιμή της διαμήκους μαγνήτισης στην κατάσταση ισορροπίας (αμέσως πριν τον παλμό 90 ) και Μz(t) η αντίστοιχη τιμή για κάποιο χρόνο t μετά την παύση του παλμού. Στα υγρά και στους ιστούς, οι διεργασίες που λαμβάνουν χώρα κατά τη χρονική διάρκεια Τ1 οφείλονται σε τοπικά μεταβαλλόμενα πεδία ραδιοσυχνότητας τα οποία προέρχονται κυρίως από περιοδικές μοριακές κινήσεις, που η συχνότητά τους βρίσκεται κοντά στη συχνότητα Larmor. Στην περίπτωση αυτή η απόδοση της μαγνητικής αποκατάστασης θα είναι μέγιστη, ενώ σε οποιαδήποτε άλλη περίπτωση η απόδοση μικραίνει και ο χρόνος Τ1 αυξάνεται σημαντικά. Οι τιμές Τ1 των διαφόρων υλικών εμφανίζουν ισχυρή εξάρτηση από την ένταση του μαγνητικού πεδίου και τη θερμοκρασία μέτρησής τους. Για τα υγρά οι χρόνοι Τ1 κυμαίνονται από 2000 έως 5000 ms ενώ για τους ιστούς από 300 μέχρι 1000 ms για πεδία Τ και για κανονικές συνθήκες θερμοκρασίας C. Στα στερεά σε αντίστοιχη κλίμακα μπορεί να φτάσει από ώρες μέχρι και εβδομάδες. 16

27 Σχήμα 1.3 Χρόνοι Τ1 σε διάφορους ιστούς Ο χρόνος μαγνητικής αποκατάστασης Τ 2 Ο χρόνος Τ 2 χαρακτηρίζει μόνο τις διαδικασίες που οδηγούν στη μεταβολή του εντροπιακού ισοζυγίου μέσα στο σύστημα των πυρηνικών στροφορμών, οι οποίες οφείλονται στις μεταξύ τους αλληλεπιδράσεις (αλληλεπίδραση spin-spin). Το φυσικό μέγεθος στο οποίο αναφέρεται ο χρόνος Τ 2 είναι o ρυθμός μεταβολής της εσωτερικής εντροπίας ως προς τη φάση των μεμονωμένων διπολικών ροπών στο σύστημα των πυρηνικών στροφορμών, που αλληλεπιδρά μαγνητικά με το περιβάλλον του. Η έννοια της εσωτερικής εντροπίας αναφέρεται σε συστήματα που αλληλεπιδρούν ισχυρά και βρίσκονται μακριά από την κατάσταση θερμοδυναμικής ισορροπίας. Ένα τέτοιου τύπου σύστημα είναι και εκείνο των πυρηνικών στροφορμών το οποίο, ακριβώς μετά την εφαρμογή του παλμού 90 ο έχει έρθει σε μία κατάσταση υψηλής οργάνωσης, μειώνοντας τη συνολική του εντροπία. Αυτό γίνεται για να ισοσταθμισθεί η απότομη παροχή ενέργειας μέσω του παλμού 90 ο. Ο χρόνος Τ 2 εκφράζει την ταχύτητα με την οποία η εγκάρσια μαγνήτιση M xy (η οποία μετά από τον παλμό 90 ο γίνεται μέγιστη) φθίνει προς το μηδέν. Συνήθως εκφράζεται με τους όρους εγκάρσιος χρόνος χαλάρωσης (transverse relaxation time) 17

28 ή χρόνος χαλάρωσης σπιν σπιν (spin spin relaxation time). Πρακτικά αντιστοιχεί στο χρόνο που χρειάζεται ένα σύστημα πυρήνων για να απολέσει το 63% της τιμής της εγκάρσιας μαγνήτισης (ή ισοδύναμα να φτάσει στο 37% της μέγιστης τιμής της), την οποία απέκτησε μετά από την αλληλεπίδρασή του με έναν παλμό ραδιοσυχνότητας 90. Μετά το τέλος του παλμού RF όλα τα ανύσματα των μαγνητικών ροπών μ των διαφόρων πυρήνων βρίσκονται σε φάση. Κατά την επάνοδο του συστήματος στη θερμοδυναμική του ισορροπία, η συμφωνία φάσης των μαγνητικών ροπών χάνεται με τυχαίο τρόπο, έτσι ώστε η εγκάρσια συνιστώσα της μαγνήτισης M xy να μηδενίζεται. Η διαδικασία αποκατάστασης της εγκάρσιας μαγνήτισης Μ xy περιγράφεται από μία φθίνουσα εκθετική συνάρτηση του χρόνου της μορφής: (1.13) όπου Μ xy (0) η τιμή της εγκάρσιας μαγνήτισης για t=0, δηλαδή τη στιγμή της παύσης του παλμού Β 1 και Μ xy (t) η αντίστοιχη τιμή για κάποια χρονική στιγμή t μετά την παύση του παλμού. Σχήμα 1.4 Χρόνοι Τ2 σε διάφορους ιστούς 18

29 Οι διαδικασίες Τ 2 οφείλονται στα τοπικά μεταβαλλόμενα πεδία ραδιοσυχνότητας αλλά σε μια τέτοιου τύπου αλληλεπίδραση οι διπολικές ροπές μ θα πρέπει να μη μεταβάλλουν γρήγορα τη σχετική τους θέση. Αυτό είναι απαραίτητο για να παρέχεται ο κατάλληλος χρόνος για τη μαγνητική τους σύζευξη, που θα οδηγήσει τελικά στην απώλεια της σχετικής τους φάσης. Κατά συνέπεια, η μαγνητική αποκατάσταση Τ 2 θα είναι αποδοτικότερη για πεδία ραδιοσυχνότητας που προέρχονται από περιοδικές μοριακές κινήσεις που η συχνότητά τους είναι μικρή ή μηδέν (σχετικά ακίνητα ανύσματα μ). Σε οποιαδήποτε άλλη περίπτωση η απόδοση μικραίνει δηλαδή ο χρόνος Τ 2 μεγαλώνει. Η απώλεια της συμφασικής κίνησης είναι αποτέλεσμα του γεγονότος πως κάθε πυρήνας βρίσκεται σε διαφορετικό χημικό και μοριακό περιβάλλον. Εξ αιτίας αυτού, υπάρχουν τοπικές διαφορές στην ένταση του μαγνητικού πεδίου, με αντίστοιχες διαφορές στη συχνότητα των μεταπτωτικών κινήσεων. Σε περιβάλλον με ελαφρά και ταχέως κινούμενα μόρια, οι ανομοιογένειες εξουδετερώνονται και οι χρόνοι Τ 2 είναι μεγάλοι. Στην περίπτωση που τα μόρια είναι μεγάλα, οι κινήσεις τους είναι αργές με αποτέλεσμα οι ανομοιογένειες να γίνονται περισσότερο εμφανείς και οι χρόνοι Τ 2 να είναι μικροί. (a) Σχήμα 1.5 (b) Σχηματική αναπαράσταση της διαδικασίας αποκατάστασης και των χρόνων Τ 1 και Τ 2 (a) Η συνολική μαγνήτιση του δείγματος M o (=Μ ) z,eq είναι αρχικά ευθυγραμμισμένη με το εξωτερικό πεδίο Bo, αλλά επειδή είναι πολύ μικρή σε σχέση με αυτό είναι πρακτικά μη μετρήσιμη. Ένα RF πεδίο με συχνότητα ίδια με τη συχνότητα Larmor εκτρέπει τη διαμήκη μαγνήτιση στο εγκάρσιο επίπεδο, καθιστώντας την μετρήσιμη ως εγκάρσια μαγνήτιση Μ xy. (b) Μετά την παύση του παλμού RF η διαμήκης μαγνήτιση αυξάνεται και η εγκάρσια μειώνεται εκθετικά, σύμφωνα με τις καμπύλες του σχήματος. 19

30 Αντίθετα από τους χρόνους Τ 1, οι χρόνοι Τ 2 είναι σχεδόν ανεξάρτητοι από την ένταση του μαγνητικού πεδίου μέτρησής τους, εξαρτώνται όμως σχεδόν πάντα από τη θερμοκρασία του δείγματος κατά τη στιγμή της μέτρησής τους. Για τα υγρά οι χρόνοι Τ 2 κυμαίνονται από 2000 έως 5000 ms (ίδιοι με τους Τ 1 χρόνους) ενώ για τους ιστούς παίρνουν τιμές από 30 μέχρι 300 ms για πεδία Τ και για κανονικές συνθήκες θερμοκρασίας C. Στα στερεά σε αντίστοιχη κλίμακα είναι της τάξης των μs. Η διαδικασία αποκατάστασης που σχετίζεται με τους χρόνους Τ 1 και Τ 2 συνοψίζεται στο Σχήμα Εγκάρσια ολική μαγνητική αποκατάσταση, χρόνος Τ 2 * Στην πράξη οι συνθήκες μέτρησης δεν μπορούν ποτέ να είναι ιδανικές. Θα πρέπει να ληφθεί υπ όψη πως στο εξωτερικό στατικό μαγνητικό πεδίο Β 0 εμφανίζονται κάποιες τοπικές ανομοιογένειες, που είναι χαρακτηριστικές για τον εκάστοτε μαγνήτη και ανεξάρτητες από το υπό μελέτη υλικό. Οι ανομοιογένειες αυτές επιδρούν στις διαδικασίες της μετρούμενης εγκάρσιας μαγνήτισης και έχουν ως αποτέλεσμα την αύξηση του ρυθμού αποκατάστασής της, με συνέπεια τη διαφοροποίηση του μετρούμενου χρόνου Τ 2 σε σχέση με τον πραγματικό. Στις περιπτώσεις αυτές η διαδικασία αποκατάστασης χαρακτηρίζεται ως ψευδοαποκατάσταση και στην απλή περίπτωση που οφείλεται στις ανομοιογένειες του Β 0, χαρακτηρίζεται από τη σταθερά χρόνου Τ inh 2. Εξ αιτίας της ανομοιογένειας του Β 0 οι διπολικές ροπές μ στις γειτονικές ισοχρωματικές θα αισθάνονται διαφορετικά το πεδίο, με αποτέλεσμα να μεταβάλλουν συνεχώς τις σχετικές τους φάσεις. Οι γρήγορες ισοχρωματικές θα προηγούνται από τις ακίνητες ενώ οι αργές θα καθυστερούν, με αποτέλεσμα να αυξάνεται σταδιακά η σχετική τους φάση και σε κάποια χρονική στιγμή οι γρήγορες ισοχρωματικές θα περιπλέκονται με τις αργές. Λογικό επακόλουθο είναι η εγκάρσια μαγνήτιση Μ xy που οφείλεται στην ψευδοαποκατάσταση να φθίνει με διαφορετικό ρυθμό από ότι θα γινόταν χωρίς τις ανομοιογένειες του πεδίου. Συμπερασματικά λοιπόν καταλήγουμε στο ότι οι πραγματικές διαδικασίες μαγνητικής αποκατάστασης οφείλονται τόσο σε φυσικές διαδικασίες, όσο και σε διαδικασίες ψευδοαποκατάστασης. Ο συνολικός αριθμός που χαρακτηρίζει τις πραγματικές διαδικασίες, προκύπτει από το άθροισμα των επιμέρους ρυθμών 20

31 μαγνητικής αποκατάστασης και της εκάστοτε ψευδοαποκατάστασης και διέπεται από τη σχέση: (1.14) Στην περίπτωση που η ψευδοαποκατάσταση οφείλεται μόνο στις ανομοιογένειες του εξωτερικού στατικού μαγνητικού πεδίου η παραπάνω σχέση παίρνει τη μορφή (1.15) όπου η παράμετρος γδβ 0 εκφράζει την ανομοιογένεια του Β 0. Η τελική τιμή της παραμέτρου Τ 2 * θα είναι τελικά μικρότερη από όλες τις άλλες επιμέρους παραμέτρους που την χαρακτηρίζουν. 1.4 Ελεύθερη Επαγωγική Απόσβεση (FID) Το σύστημα των πυρήνων επανέρχεται στη θερμοδυναμική ισορροπία του με διαδικασίες που χαρακτηρίζονται από τους χρόνους μαγνητικής αποκατάστασης Τ 1 και Τ 2. Στην περίπτωση που το στατικό μαγνητικό πεδίο Β 0 είναι απόλυτα ομοιογενές σε όλο τον όγκο του δείγματος, ακριβώς μετά το τέλος εφαρμογής του παλμού 90 το άνυσμα της εγκάρσιας μαγνήτισης M xy εκτελεί περιστροφική κίνηση στο επίπεδο xy με κυκλική συχνότητα ίση με τη συχνότητα Larmor ω 0. Κατά τη διάρκεια όμως της επανόδου της μαγνήτισης στην θέση θερμοδυναμικής ισορροπίας, αναπτύσσονται φαινόμενα ηλεκτρομαγνητικής επαγωγής. Αν στον χώρο του εξεταζόμενου δείγματος τοποθετήσουμε ένα σωληνοειδές πηνίο, ο κύριος άξονας του οποίου να είναι παράλληλος με το επίπεδο xy, η κίνηση της μαγνήτισης θα προκαλέσει μεταβολές στο μαγνητικό πεδίο του χώρου. Σύμφωνα με το νόμο του Faraday, μεταβολές της μαγνητικής ροής που δημιουργούνται από την περιστροφή της εγκάρσιας μαγνήτισης M xy, θα επάγουν αρχικά τάση V στα άκρα του πηνίου, ανάλογη του M xy, της μορφής: (1.16) 21

32 όπου Α παράμετρος που εξαρτάται από τις γεωμετρικές παραμέτρους του πηνίου για τη λήψη του σήματος και M xy (t) η τιμή της εγκάρσιας μαγνήτισης που μετράται σε κάποιο χρόνο t, μετά το τέλος της εφαρμογής του παλμού 90. Το άνυσμα της εγκάρσιας μαγνήτισης M xy δεν παραμένει σταθερό με τον χρόνο αλλά φθίνει εκθετικά με σταθερά του χρόνου Τ 2. Έτσι μέσω της σχέσης (1.13) ή (1.16) γίνεται (1.17) όπου M xy (0) η τιμή της εγκάρσιας μαγνήτισης ακριβώς μετά το τέλος της εφαρμογής του παλμού 90. Η παραπάνω σχέση, περιγράφει μία αποσβενόμενη ηλεκτρική ταλάντωση, η περιβάλλουσα κυματομορφή της οποίας έχει χαρακτηριστική χρόνου Τ 2. Επειδή η απόσβεση είναι αποτέλεσμα των διεργασιών χαλάρωσης, δηλαδή της μη εξαναγκασμένης επανόδου της μαγνήτισης στην αρχική της θέση, το φαινόμενο ονομάζεται Ελεύθερη Επαγωγική Απόσβεση (Free Induction Decay, FID). Το σήμα της προκύπτουσας κυματομορφής ονομάζεται Σήμα Ελεύθερης Επαγωγικής Απόσβεσης και αποτελεί την βασική πηγή πληροφορίας στον πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό. Σχήμα 1.6 Σχηματική αναπαράσταση του σήματος FID 22

33 Σε μη ιδανικές συνθήκες μέτρησης, όπου το εξωτερικό μαγνητικό πεδίο Β 0 δεν είναι ποτέ απόλυτα ομοιογενές, ο χρόνος Τ 2 αντικαθίσταται από τον Τ 2 *. Έτσι η σταθερά του χρόνου στο σήμα της ελεύθερης επαγωγικής απόσβεσης είναι πλέον η Τ 2 * και η σχέση (2.6) παίρνει τη μορφή: ) (1.18) Εφόσον το σήμα FID έχει περιορισμένη χρονική διάρκεια, μπορεί να θεωρηθεί ότι αποτελεί έναν παλμό σήματος και όσο μεγαλύτερη είναι η χρονική διάρκεια του παλμού, τόσο πιο περιορισμένο είναι το φάσμα συχνοτήτων, η κεντρική συχνότητα του οποίου είναι η συχνότητα Larmor ω 0. Το πλάτος του σήματος FID είναι ανάλογο της συχνότητας ω 0. Αυτό σημαίνει ότι όσο μεγαλύτερη είναι η ένταση του Β 0, από το οποίο εξαρτάται η συχνότητα ω 0 (ω 0 =γβ 0 ), τόσο μεγαλύτερη θα είναι και η ένταση του σήματος FID. 1.5 Μετασχηματισμός Fourier Ο μετασχηματισμός Fourier αποτελεί μία μαθηματική διεργασία που επιτρέπει την αλλαγή μεταβλητών στα πεδία ορισμού των μαθηματικών συναρτήσεων με τη χρήση ενός συγκεκριμένου αλγόριθμου, ο οποίος στον πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό ορίζεται από τη σχέση: ω ω (1.19) Το σήμα FID εκφράζει μία χρονικά μεταβαλλόμενη συνάρτηση της έντασης του σήματος για διάφορες χρονικές στιγμές μετά τη διέγερση και περιγράφεται από τη σχέση (1.18). Για τον λόγο αυτό, στον ΠΜΣ γίνεται χρήση του αντίστροφου μετασχηματισμού Fourier, που μετασχηματίζει μία συνάρτηση που έχει πεδίο ορισμού χρονικά διαστήματα (f(t)) στην αντίστοιχη συνάρτηση με πεδίο ορισμού τις αντίστοιχες συχνότητες (f(ω)) και έχει την μορφή 23

34 π ω ω ω (1.20) Με το μετασχηματισμό Fourier λαμβάνεται η τιμή της έντασης σε σχέση με τις συχνότητες που προέρχονται από τη χαλάρωση των πυρήνων και εκφράζει την ένταση του σήματος μαγνητικού συντονισμού για κάθε συχνότητα. Από την αντικατάσταση της σχέσης (1.18) στη σχέση (1.19) προκύπτει ο μονοδιάστατος μετασχηματισμός Fourier του σήματος FID οπότε έχουμε: ω ω ω ω (1.21) Κατά το μετασχηματισμό Fourier, ένα χρονικά μεταβαλλόμενο φυσικό μέγεθος περιορισμένης διάρκειας δεν έχει μία μόνο συχνότητα, αλλά χαρακτηρίζεται από ένα φάσμα συχνοτήτων μικρού ή μεγάλου εύρους. Όσο μικρότερη είναι η χρονική διάρκεια ενός παλμού τόσο ευρύτερο είναι το φάσμα των συχνοτήτων του. Υπάρχει όμως μία συχνότητα ω0 η οποία βρίσκεται στο κέντρο του φάσματος και αναφέρεται ως κεντρική ή ονομαστική συχνότητα του παλμού. Από την επίλυση της παραπάνω σχέσης και θέτοντας, προκύπτουν δύο συνιστώσες. Η πραγματική συνιστώσα έχει τη μορφή (1.22) και η γραφική της παράσταση ως προς τη συχνότητα ω, δίνει τελικά μια Λορεντζιανή κατανομή συχνοτήτων και περιγράφει τη φασματική κατανομή τους γύρω από την κεντρική συχνότητα Larmor. Αντίστοιχα η φανταστική συνιστώσα της σχέσης (1.21) έχει τη μορφή 24

35 (1.23) και η γραφική της παράσταση ως προς τη συχνότητα περιγράφει τη διασπορά των φάσεων γύρω από την κεντρική συχνότητα Larmor. Οι δύο συνιστώσες διαφέρουν κατά 90 ο ως προς τη σχετική τους φάση. Με χρήση ειδικών τεχνικών, οι πληροφορίες που αποκτούνται από την ανάλυση της πραγματικής και της φανταστικής συνιστώσας συνδυάζονται για την βελτιστοποίηση του μετρούμενου σήματος στον πυρηνικό μαγνητικό συντονισμό. 25

36 2 Βασικές Αρχές Απεικόνισης 2.1 Τα Βαθμιδωτά πεδία Για να είναι δυνατός ο σχηματισμός εικόνας σε κάθε τμήμα της εξεταζόμενης ανατομικής περιοχής κατά τη διεξαγωγή μιας εξέτασης μαγνητικού συντονισμού, είναι απαραίτητος ο χωρικός προσδιορισμός του σήματος FID. Η λήψη της πληροφορίας αυτής γίνεται μέσω της υπέρθεσης βαθμιδωτών πεδίων, επιπρόσθετα στο στατικό πεδίο Β 0. Βαθμιδωτό πεδίο καλείται ένα επιπλέον μαγνητικό πεδίο, το οποίο προστίθεται στην διεύθυνση εφαρμογής του Β 0, που η έντασή του στα διάφορα σημεία του χώρου μεταβάλλεται γραμμικά με τη θέση αυτών των σημείων κατά μήκος ενός επιλεγμένου άξονα. Μονάδα μέτρησης των βαθμιδωτών πεδίων είναι το Tesla/m και για τις απαιτήσεις των περισσότερων απεικονιστικών συστημάτων το μέγεθός τους κυμαίνεται από 0.1 mt/m έως και 30 mt/m. Ανεξάρτητα από την τιμή του χρησιμοποιούμενου βαθμιδωτού πεδίου, το στατικό μαγνητικό πεδίο στην αρχή των αξόνων έχει πάντα την τιμή Β 0. Στα κλινικά συστήματα, η αρχή των αξόνων του συστήματος των βαθμιδωτών πεδίων ταυτίζεται με το φυσικό κέντρο του μηχανήματος, το οποίο καλείται ισόκεντρο. Σε ένα γραμμικό βαθμιδωτό πεδίο, οι κλήσεις των βαθμίδων και κατ επέκταση η συνολική ένταση του στατικού μαγνητικού πεδίου για κάθε διεύθυνση, δίνονται από τις σχέσεις: (2.1) (2.2) 26

37 (2.3) Κατά σύμβαση, στις μαθηματικές σχέσεις ορισμού των πεδίων κατά την παρουσία των βαθμίδων, το προκύπτον ολικό μαγνητικό πεδίο Η z έχει πάντα την κατεύθυνση του άξονα Ζ, ενώ τα βαθμιδωτά πεδία μπορούν να έχουν οποιαδήποτε διεύθυνση κατά μήκος των επιλεγμένων αξόνων (Χ,Υ,Ζ). Άμεση συνέπεια της εφαρμογής των βαθμιδωτών πεδίων είναι η χωρική βάθμωση των συχνοτήτων Larmor στον χώρο, καθώς φαίνεται αντικαθιστώντας την αντίστοιχη τιμή της στις παραπάνω σχέσεις, όπου έχουμε: (2.4) Ομοίως έχουμε: (2.5) (2.6) οι οποίες συνδέουν την θέση (x, y, z) στον 3-D χώρο ενός ογκοστοιχείου του δείγματος, με τις αντίστοιχες συχνότητες Larmor ως προς τους τρείς άξονες εφαρμογής των βαθμίδων. Έτσι επιτυγχάνεται τελικά η σύζευξη της θέσης του δείγματος με τη συχνότητα του εκπεμπόμενου σήματος. Τα συστήματα παραγωγής βαθμιδωτών πεδίων αποτελούνται από ειδικά κατασκευασμένα πηνία, τα βαθμιδωτά πηνία, με τα αντίστοιχα κυκλώματά τους, μέσω των οποίων επιτυγχάνεται η γραμμική μεταβολή του μαγνητικού πεδίου κατά την εκάστοτε επιθυμητή διεύθυνση. 27

38 Σχήμα 2.1 Τα βαθμιδωτά πηνία και τα αντίστοιχα βαθμιδωτά πεδία που δημιουργούνται επιπρόσθετα στο στατικό πεδίο B 0 στους τρεις ορθογώνιους άξονες (x, y, z). 2.2 Χωρική καταγραφή Οι διαδικασίες με τις οποίες προσδιορίζεται η περιοχή προέλευσης των σημάτων FID ώστε να σχηματιστεί η τελική εικόνα περιλαμβάνουν συνήθως τα ακόλουθα στάδια: 28

39 1. Τη διάκριση των διαφόρων σημείων στον χώρο, μέσω τεχνικών που χρησιμοποιούν την επίδραση επιπλέον βαθμιδωτού πεδίου, και αυτές είναι: α) η επιλεκτική διέγερση (selective excitation) β) η κωδικοποίηση συχνοτήτων (frequency encoding) και γ) η κωδικοποίηση φάσης (phase encoding) 2. Τη Μαθηματική επεξεργασία των λαμβανόμενων σημάτων σε ηλεκτρονικό υπολογιστή, με τελικό στόχο τον σχηματισμό εικόνας (Μέθοδοι Ανακατασκευής Εικόνας Image Reconstruction Techniques) Σχήμα 2.2 Σχηματική παράσταση των σταδίων δημιουργίας των εικόνων MR α) Επιλεκτική διέγερση (selective excitation) Είναι η μέθοδος με την οποία η διέγερση που προκαλείται από το μαγνητικό συντονισμό και επομένως και το σήμα FID, περιορίζονται αυστηρώς σε μια επιλεγμένη τομή-φέτα μέσα στο τμήμα του υπό εξέταση σώματος. Η διαδικασία έχει ως εξής: Εφαρμόζουμε τον παλμό διέγερσης RF 90 ταυτόχρονα με το βαθμιδωτό πεδίο σε διεύθυνση κάθετη στο επίπεδο της επιθυμητής τομής, δηλ. εάν θέλουμε να πάρουμε 29

40 εικόνα στο επίπεδο (Χ-Y), το βαθμιδωτό πεδίο επιλογής πρέπει να εφαρμοστεί κάθετα σε αυτό, δηλ. στην διεύθυνση Ζ. Ο παλμός επιλογής RF 90, δεν είναι ένας στιγμιαίος παλμός, αλλά εμπεριέχει ένα στενό φάσμα συχνοτήτων (BW) με ένταση διαμορφωμένη κατά τον άξονα Ζ. Κατάλληλα διαμορφωμένοι παλμοί οδηγούν σε συνδυασμό με την ανάλογη βαθμίδα, στην επιλογή απεικονιστικών επιπέδων τετραγωνικής κατανομής που είναι κάθετα στον άξονα εφαρμογής της βαθμίδας. Σχήμα 2.3 Επιλογή θέσης τομής σε μαγνήτη 1 Τ: Με το βαθμιδωτό πεδίο G z μεταβάλλεται η συχνότητα συντονισμού κατά τον άξονα Ζ και επιτυγχάνεται χωρική διάκριση. Σχήμα 2.4 Επιλογή πάχους τομής: Η τομή μπορεί να γίνει λεπτότερη, είτε επιμηκύνοντας τον παλμό είτε αυξάνοντας την ένταση του βαθμιδωτού πεδίου επιλογής. 30

41 β) Κωδικοποίηση συχνοτήτων (frequency encoding) Είναι η διαδικασία γραμμικής συσχέτισης μέσω βαθμιδωτού πεδίου των σημείων του πεδίου μέσα στον μαγνήτη, με την συχνότητα συντονισμού. Η διαδικασία έχει ως εξής: Πρώτα εφαρμόζουμε τον παλμό RF 90 ο για να διεγείρουμε τα spins και μετά ανοίγουμε το βαθμιδωτό πεδίο κωδικοποίησης συχνοτήτων (για παράδειγμα στην διεύθυνση X) και παρατηρούμε το σήμα NMR με το βαθμιδωτό πεδίο αναμμένο. Η ανάλυση που ακολουθεί βασίζεται αρχικά στην ψηφιοποίηση του σήματος με έναν ADC και τη χρήση μετασχηματισμών Fourier από τον υπολογιστή. Το φυσικό αποτέλεσμα των μετασχηματισμών Fourier είναι ένα ιστόγραμμα της ποσότητας σήματος συναρτήσει της συχνότητας του. Όμως εφόσον η κωδικοποίηση της συχνότητας συντονισμού συνδέει τη θέση στο χώρο με τη συχνότητα, ο μετασχηματισμός Fourier παράγει την μονοδιάστατη προβολή των υπό εξέταση αντικειμένων, κατά την διεύθυνση του βαθμιδωτού πεδίου. γ) Κωδικοποίηση φάσης (phase encoding) Στην τεχνική αυτή το σύστημα διεγείρεται ενώ κανένα βαθμιδωτό πεδίο δεν είναι ενεργοποιημένο. Τότε τα spins είναι σε συμφωνία φάσης, αλλά όταν ξαφνικά εφαρμοστεί το βαθμιδωτό πεδίο αρχίζει ο αποσυντονισμός των spins. Ο ρυθμός αποσυντονισμού εξαρτάται από την θέση του κάθε spin και από την ένταση του βαθμιδωτού πεδίου. Έτσι η φάση των spin περιέχει πληροφορίες για τη θέση στο χώρο. Για να πάρουμε εικόνα με n pixels κατά την διεύθυνση Υ, πρέπει να επαναλάβουμε τη διαδικασία n φορές. Οι τεχνικές frequency και phase encoding συνδέονται μεταξύ τους. Η βασική διαφορά τους είναι ότι η phase encoding ολοκληρώνεται πριν την έναρξη της μέτρησης του σήματος, ενώ η frequency encoding εφαρμόζεται κατά την διάρκεια της μέτρησης του επαγόμενου σήματος. Στην πράξη οι τεχνικές frequency και phase encoding συνδυάζονται για την δημιουργία της εικόνας ως εξής εφαρμόζεται phase encoding κατά τον άξονα Y (preparation gradient) και frequency encoding κατά τον άξονα X (read-out gradient). Τα παραπάνω συνοψίζονται στο επόμενο σχήμα: 31

42 Σχήμα 2.5 Κωδικοποίηση θέσης κατά τον άξονα Ζ, φάσης και συχνότητας (επίπεδο X-Y). α) Επιλογή τομής: Με τους κατάλληλους παλμούς RF διεγείρουμε διαφορετικές τομές κατά τον άξονα Ζ (επιλεκτική διέγερση). β) Το βαθμιδωτό πεδίο κωδικοποίησης φάσης αλλάζει τη φάση στην αντίστοιχη γραμμή του εγκάρσιου επιπέδου, ενώ το βαθμιδωτό πεδίο κωδικοποίησης συχνότητας αντιστοιχεί σε κάθε στήλη μια συγκεκριμένη συχνότητα. Συνδυάζοντας τις πληροφορίες φάσης και συχνότητας είναι δυνατή η δημιουργία μιας μήτρας στην οποία κάθε στοιχείο της (pixel) αντιστοιχεί σε συγκεκριμένο συνδυασμό φάσης και συχνότητας. Για μήτρα η διαδικασία επαναλαμβάνεται 256 φορές (με αλλαγές του βαθμιδωτού πεδίου κωδικοποίησης φάσης) και κάθε φορά συλλέγονται στοιχεία για 256 στήλες (κωδικοποίηση συχνότητας) για τη συλλογή των δεδομένων που απαιτούνται για τη δημιουργία μιας εικόνας pixels. 2.3 Ο k-χώρος και η παραγωγή εικόνας Όπως προαναφέραμε, για το σχηματισμό της εικόνας, εκτός από τη βαθμίδα G y καταγραφής φάσης, εφαρμόζεται και μία συνήθης βαθμίδα καταγραφής της συχνότητας G x, η οποία εφαρμόζεται μετά την παύση της G y, δηλαδή κατά τη φάση της ανάγνωσης. Οι ρόλοι των βαθμίδων μπορεί να αντιστραφούν, ενώ δεν πρέπει να ξεχνάμε ότι πριν από τις βαθμίδες G x και G y είναι απαραίτητη η εφαρμογή μίας βαθμίδας G z για την επιλεκτική διέγερση της υπό μελέτη περιοχής. 32

43 Στην πράξη για το σχηματισμό εικόνας υψηλής διακριτικής ικανότητας απαιτείται η πολλαπλή εφαρμογή της βαθμίδας φάσης. Μετά από κάθε εφαρμογή και παύση της βαθμίδας φάσης, εφαρμόζεται η βαθμίδα καταγραφής της συχνότητας και στη συνέχεια γίνεται η λήψη του αντίστοιχου σήματος FID. Κάθε φορά η βαθμίδα φάσης εφαρμόζεται κατά τέτοιο τρόπο ώστε να προκαλέσει μία αύξηση Δφ της διαφοράς φάσης σε σχέση με αυτή που υπήρχε προηγουμένως στο κάθε voxel. Για κάθε voxel η εκάστοτε αύξηση Δφ είναι ίση με τη διαφορά φάσης από voxel σε voxel κατά την αρχική εφαρμογή της βαθμίδας. Αυτό επιτυγχάνεται είτε με κατάλληλη αύξηση της χρονικής διάρκειας της κάθε βαθμίδας, είτε με αύξηση της ισχύος της (του πλάτους της βαθμίδας). Με βάση τη λογική αυτή, συλλέγεται ένας μεγάλος αριθμός σημάτων που είναι ίσος με τον αριθμό των εφαρμογών των διαφορετικών βαθμίδων φάσης. Κάθε ένα από τα σήματα αυτά, έχει τις ίδιες συχνότητες με το προηγούμενό του αλλά διαφέρει ως προς τη φάση. Τα σήματα καταγράφονται δειγματοληπτικά, με ψηφιοποίηση και εκφράζονται με τη μορφή σειράς διακριτών αριθμητικών τιμών. Οι τιμές αυτές εκφράζουν σήματα FID που αντιστοιχούν σε συγκεκριμένες χρονικές στιγμές. Αυτές οι αριθμητικές τιμές, καταχωρούνται στις οριζόντιες σειρές μιας ψηφιακής μήτρας που ονομάζεται μήτρα δεδομένων (data matrix). Ο αριθμός των επαναλήψεων της διαδικασίας, εξαρτάται από τη διάσταση της εικόνας (σε voxel) που είναι παράλληλη με τη διεύθυνση της βαθμίδας. Οι επαναλήψεις αυτές συνήθως ονομάζονται y-βήματα (y steps). Οι διαστάσεις της μήτρας των πρωτογενών δεδομένων (raw data matrix) σε pixel είναι Ν Φ Νs, είναι δηλαδή το γινόμενο του αριθμού Ν Φ των διαφορετικών βαθμίδων φάσης, που είναι και ο αριθμός των οριζόντιων σειρών της μήτρας, και του αριθμού Νs των δειγμάτων του σήματος, δηλαδή του αριθμού των διακριτών τιμών μετά την ψηφιοποίηση, που είναι ο αριθμός των κατακόρυφων στηλών. Η μήτρα αυτή διαφέρει από τη μήτρα της τελικής εικόνας. Το πεδίο των αριθμητικών τιμών της μήτρας δεδομένων παρουσιάζεται συνήθως με τη μορφή του k-space. Ο k-space είναι ο χώρος που δέχεται μαθηματικά δεδομένα τα οποία επιδέχονται περαιτέρω αριθμητικούς υπολογισμούς, όπως οι μετασχηματισμοί Fourier. Ο k-χώρος κατ ουσία αποτελεί ένα διάγραμμα καρτεσιανών συντεταγμένων που σε σημείο του αντιστοιχεί μία τιμή έντασης σήματος FID, όπως και στην περίπτωση της μήτρας δεδομένων. Στην περίπτωση όμως του k-χώρου, ο οριζόντιος και ο κατακόρυφος άξονας του διαγράμματος είναι βαθμονομημένοι σε τιμές δύο 33

44 διαφορετικών παραμέτρων, των k x και k y, οι οποίες αποτελούν συνιστώσες ενός διανυσματικού μεγέθους που ονομάζεται αριθμός k ή κυματάριθμος k. Οι αριθμοί k έχουν φυσικές διαστάσεις αντιστρόφου μήκους και από την άποψη αυτή ο κυματάριθμος k μπορεί επίσης να αντιστοιχηθεί στο φυσικό μέγεθος χωρική συχνότητα (spatial frequency). Συχνά ο k-χώρος αναφέρεται ως πεδίο χωρικών συχνοτήτων (spatial frequency domain). Σχήμα 2.6 α) k-space, b) Τελική εικόνα, c) Διαδικασία συλλογής δεδομένων Τα σημεία κοντά στο κέντρο αντιστοιχούν σε σημεία χαμηλών χωρικών συχνοτήτων, τα γενικά δηλαδή χαρακτηριστικά της εικόνας (contrast). Τα σημεία στην περιφέρεια αντιστοιχούν σε σημεία υψηλών χωρικών συχνοτήτων, όπως τα πιο λεπτομερή χαρακτηριστικά, π.χ. τα όρια των δομών (resolution). Ο σχηματισμός της εικόνας επιτυγχάνεται μέσω του μετασχηματισμού Fourier των τιμών της μήτρας δεδομένων του k-space. Αρχικά γίνεται μετασχηματισμός Fourier των δεδομένων για κάθε οριζόντια σειρά και στη συνέχεια εφαρμόζεται στα δεδομένα των κατακόρυφων στηλών της μήτρας. Η διαδικασία αυτή είναι γνωστή ως 34

45 Δυσδιάστατος μετασχηματισμός Fourier (2D Fourier transformation). Μέσω των μετασχηματισμών των σειρών, ο οριζόντιος άξονας της μήτρας μετατρέπεται από άξονας τιμών χρόνου σε νέο άξονα βαθμονομημένο σε τιμές συχνοτήτων. Συνεπώς, μέσω της αντιστοιχίας συχνότητας θέσης x, ο νέος οριζόντιος άξονας εκφράζει αποστάσεις, δηλαδή καρτεσιανές συντεταγμένες x. Ο κατακόρυφος άξονας είναι βαθμονομημένος σε τιμές που αντιστοιχούν στην ισχύ των διαδοχικών βαθμίδων κωδικοποίησης φάσης (G y ). Σε κάθε τιμή k x (ή G y ) αντιστοιχεί ένα πλήθος τιμών φάσης και κάθε τιμή φάσης αντιστοιχεί σε ένα σημείο y. Με τους μετασχηματισμούς των κατακόρυφων στηλών ο άξονας των G y μετατρέπεται σε κατακόρυφο άξονα του καρτεσιανού χώρου, συνεπώς εκφράζει αποστάσεις ή τιμές συντεταγμένων y. Τελικά δημιουργείται ένα πεδίο καρτεσιανών συντεταγμένων, σε κάθε σημείο (x,y) του οποίου τοποθετείται η αντίστοιχη τιμή έντασης σήματος, με τελικό αποτέλεσμα τον σχηματισμό μιας ψηφιακής εικόνας. Ο συνολικός αριθμός (Ν x ) των οριζόντιων και (N y ) των κατακόρυφων εφαρμογών του μετασχηματισμού Fourier καθορίζει τις διαστάσεις (Ν x N y ) της ψηφιακής εικόνας. Ο χρόνος που απαιτείται για την ανακατασκευή της εικόνας κυμαίνεται από μερικά χιλιοστά του δευτερολέπτου έως και μερικά δευτερόλεπτα, παράμετρος που εξαρτάται από το μέγεθος της εικόνας αλλά και από την τεχνολογία του απεικονιστικού συστήματος. Σε απλές ακολουθίες παλμών όπως οι spin echo, με κάθε κύκλο επανάληψης παλμών γεμίζει μια γραμμή του k-space. Συνήθως υπάρχουν 256 επαναλήψεις (TR, repetition time) σε κάθε εικόνα. 2.4 Ακολουθία Spin Echo (SE) Για την απεικόνιση μαγνητικού συντονισμού MR χρησιμοποιούνται πλήθος ακολουθιών ανάλογα με τα ειδικά χαρακτηριστικά της κάθε εξέτασης και το διαγνωστικό ζητούμενο. Η βασική ακολουθία όμως, η οποία χρησιμοποιείται κατά κόρον για όλους σχεδόν τους ποιοτικούς ελέγχους είναι η ακολουθία spin echo (SE). Στην ακολουθία SE χρησιμοποιείται παλμός διέγερσης 90 o, που ακολουθείται από παλμό ανασύνταξης των spin (180 ο ), μετά από τον οποίο παράγεται μια spin echo. Μια echo χρησιμοποιείται για την παρακολούθηση του Τ 1 (Τ 1 weighting), ενώ δύο echoes χρησιμοποιούνται για την παρακολούθηση του Τ 2 & ΡD (Τ 2 & ΡD weighting). Ο τρόπος που λειτουργεί η ακολουθία αυτή περιγράφεται στα επόμενα σχήματα. 35

46 Σχήμα 2.7 Η ακολουθία spin-echo A) Με ένα παλμό RF 90 ο η μαγνήτιση εκτρέπεται στο επίπεδο Χ-Υ. B) Οι φάσεις των spins αρχίζουν να διαφοροποιούνται καθώς κάποια τρέχουν πιο γρήγορα από τα άλλα.. C) Οι φάσεις των spins έχουν διαφοροποιηθεί πλέον αισθητά και τότε επιδρά ένας παλμός RF 180 ο. D) Οι διαφοροποιήσεις στις φάσεις των spins ανατρέπονται (καθρεφτισμός) με τα πιο αργά να προηγούνται πλέον των πιο γρήγορων. E) Τα spins αρχίσουν να ανασυντάσσονται και να πλησιάζουν στην αρχική τους κατάσταση F) Τα spins έχουν ανασυνταχτεί πλήρως όπως ήταν στη θέση A (αμέσως μετά τον παλμό 90 ο ), σχηματίζοντας μια ηχώ που μπορεί να μετρηθεί. 36

47 Σχήμα 2.8 Η χρήση της ακολουθίας spin-echo για τη συλλογή των στοιχείων του k-space 1) Αρχίζουμε με το βαθμιδωτό πεδίο επιλογής θέσης τομής (Gss) 2) Ταυτόχρονα εκπέμπεται ο παλμός RF 90 ο και μετά τα Gss & 90 ο κλείνουν 3) Ανοίγει το βαθμιδωτό πεδίο κωδικοποίησης φάσης (Gpe) και μετά από λίγο κλείνει 4) To βαθμιδωτό πεδίο επιλογής θέσης τομής (Gss) ξαν-ανοίγει όσο επιδρά ο παλμός 180 ο, 5) O παλμός 180 ο, επιδρά στα ίδια spins που είχε επιδράσει και ο παλμός 90 ο 6) Ανοίγει το βαθμιδωτό πεδίο κωδικοποίησης συχνότητας (Gro) 7) Με το Gro ανοιχτό γίνεται ανάγνωση του σήματος στις διαφορετικές συχνότητες συντονισμού Η ανωτέρω διαδικασία επαναλαμβάνεται τόσες φορές όσες και οι γραμμές του k-space. Σχήμα 2.9 Οι ονομασίες των χαρακτηριστικών χρόνων της ακολουθίας spin-echo TR (Repetition Time). Ο χρόνος μεταξύ δύο διαδοχικών παλμών 90º (100 to 3000 ms). TE (Echo Time). Ο χρόνος μεταξύ δύο διαδοχικών παλμών 90º και 180 ο (5 to 250 ms). FA (Flip Angle). Η γωνία εκτροπής της μαγνήτισης στο επίπεδο X-Y. Στην SE είναι 90º, αλλά υπάρχουν νέες παραλλαγές SE με FAs 70º ή 120º. 37

48 Σχήμα 2.10 Συνήθεις χρόνοι TE και TR που χρησιμοποιούνται στις ακολουθίες SE Για Τ1 weighting: μικρό ΤΈ (10-20 ms) και μικρό ΤR ms. Για Τ2 & PD weighting: μικρό ΤΕ 20 ms (1 η echo PD), μεγάλο ΤΕ > 70 ms (2 η echo T 2 ) και μεγάλο ΤR> 2000 ms 38

49 2.5 Βιβλιογραφία (Κεφάλαια 1 & 2) 1. Θ. Γ. Μαρής: Εισαγωγή στην Απεικόνιση Μαγνητικού Συντονισμού, Πανεπιστημιακές σημειώσεις Πανεπιστημίου Κρήτης, Α. Καρατόπης, Ι. Κανδαράκης: Ιατρική Φυσική - Bιοιατρική τεχνολογία: Απεικόνιση Mαγνητικού Συντονισμού, Πανεπιστημιακές Εκδόσεις Αράκυνθος, P. Tofts: Quantitative MRI of the Brain: Measuring Changes Caused by Disease, Wiley, D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince: MRI from Picture to Proton, Cambridge University Press, E. J. Blink: Basic MRI Physics ( 39

50 Έλεγχοι αποδοχής και διαδικασίες διασφάλισης ποιότητας για εγκαταστάσεις Μαγνητικής Τομογραφίας Εισαγωγή Το κείμενο αυτό προετοιμάστηκε προκειμένου να βοηθήσει τους φυσικούς ιατρικής, στον καθορισμό μιας στρατηγικής ελέγχων αποδοχής και διαδικασιών διασφάλισης ποιότητας, για τις εγκαταστάσεις απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού (Magnetic Resonance Imaging - MRI). Λόγω της ευρείας ποικιλίας των διαθέσιμων συστημάτων MRI και της εξίσου μεγάλης ποικιλίας των επιλογών για κάθε τύπο συστήματος, το κείμενο αυτό δεν επιδιώκει να παράσχει μια οριστική κατευθυντήρια γραμμή για την ανάπτυξη των εν λόγω διαδικασιών. Αντί αυτού, στόχος του είναι να παράσχει σχετικές προτάσεις για πρακτικούς ελέγχους, τους οποίους καταρτισμένοι φυσικοί ιατρικής να μπορούν να εκτελούν αυτόνομα ή με τη βοήθεια του προσωπικού τεχνικής υποστήριξης της κατασκευάστριας εταιρίας του συστήματος. Το κείμενο περιγράφει μια γενική συνιστώμενη στρατηγική ελέγχου, συνοψίζει θέματα διαθεσιμότητας/προετοιμασίας ομοιωμάτων και στη συνέχεια παραθέτει μεμονωμένους ελέγχους, συμπεριλαμβανομένων των προτεινόμενων διαδικασιών εκτέλεσης, και ενδεχομένως, των προτεινόμενων κριτηρίων αποδοχής τους. Σε ορισμένες περιπτώσεις, παρέχονται επίσης εναλλακτικές διαδικασίες. Το παρόν κείμενο αναπτύχθηκε για να αντικαταστήσει τις παλιές εκθέσεις της Αμερικανικής Ένωσης Φυσικών Ιατρικής (American Association of Physicists in Medicine - AAPM) Task Group 1 1 και Task Group 6 2 για τo Μαγνητικό Συντονισμό (MR), αν και ορισμένες μέθοδοι από τις πρωτότυπες εκθέσεις αναφέρονται στο παρόν κείμενο. Το κείμενο αυτό αναφέρεται επίσης σε συγκεκριμένους ελέγχους και κριτήρια αποδοχής του εγχειριδίου ομοιωμάτων ελέγχου MR του προγράμματος πιστοποίησης MR (Accreditation Program) του Αμερικανικού Κολεγίου Ακτινολογίας (American College of Radiology - ACR), και των εγχειριδίων του προγράμματος ελέγχου ποιότητας (QC) του ACR για την MRI. Ο λόγος για τον οποίο συμπεριλήφθησαν συγκεκριμένοι έλεγχοι με ομοιώματα του ACR, οφείλεται στο μεγάλο αριθμό των διαπιστευμένων από το ACR εγκαταστάσεων MR, και ως εκ τούτου, την ευρεία διαθεσιμότητα και χρήση του ομοιώματος πιστοποίησης MR του 40

51 ACR. Για τους ελέγχους με ομοιώματα του ACR, θα πρέπει να σημειωθεί ότι ορισμένα κριτήρια αποδοχής που αναφέρονται στο παρόν κείμενο, διαφέρουν από τα κριτήρια δράσης που περιέχονται στο Εγχειρίδιο Ποιοτικού ελέγχου MR του ACR 5 (ACR MR Quality Control Manual) του ή/και στο εγχειρίδιο οδηγιών του ομοιώματος ελέγχου MRI (MRI Phantom Test Guidance). Σε τέτοιες περιπτώσεις, τα κριτήρια που συνιστώνται στο παρόν κείμενο υπερισχύουν των απαιτήσεων που θέτει το ACR, καθώς οι έλεγχοι αποδοχής θα πρέπει να καθορίζουν τα βέλτιστα χαρακτηριστικά λειτουργίας του συστήματος MR. Είναι σαφές ότι όσο νωρίτερα εμπλακεί ο φυσικός ιατρικής στη διαδικασία εγκατάστασης τόσο το καλύτερο. Στην ιδανική περίπτωση, ο φυσικός θα εμπλακεί στις προδιαγραφές της προσφοράς και στη διαδικασία αναθεώρησης της, στις συσκέψεις που αφορούν στο σχεδιασμό και την κατασκευή των χώρων καθώς και στον έλεγχο των θωρακίσεων έναντι των ραδιοσυχνοτήτων (RF). Επιπροσθέτως της πραγματοποίησης των ελέγχων αποδοχής, η αξιοποίηση των προδιαγραφών του συστήματος, τα κριτήρια ελέγχου και αποδοχής, καθώς και η επιθεώρηση των συμβάσεων της τεχνικής υποστήριξης, αποτελούν τομείς όπου η συμμετοχή του φυσικού ιατρικής είναι ιδιαιτέρως συνιστώμενη. Χωρίς τη συμμετοχή του σε αυτά τα πρώτα στάδια, η αμοιβαία συμφωνία μεταξύ των αρμοδίων ατόμων της εγκατάστασης και του προμηθευτή, όσον αφορά σε συγκεκριμένους ελέγχους και κριτήρια αποδοχής, μπορεί να είναι δύσκολη, αν όχι αδύνατη. Οι απαιτήσεις σχεδιασμού της εγκατάστασης των συστημάτων MR, περιλαμβάνουν αρκετά μοναδικά στοιχεία σε σύγκριση με τις απαιτήσεις των περισσοτέρων άλλων συστημάτων απεικόνισης, ιδιαίτερα σε ότι αφορά στην ασφάλεια, στις δονήσεις, στη θωράκιση του μαγνητικού πεδίου και στη θωράκιση από παρεμβολές ραδιοσυχνοτήτων. Συνιστάται ο φυσικός να εξετάζει προσεκτικά όλες τις πληροφορίες σχετικά με το σχεδιασμό της εγκατάστασης, οι οποίες εμπεριέχονται στο εγχειρίδιο προ-εγκατάστασης για το υπό εξέταση σύστημα (γενικά είναι πλέον διαθέσιμες στο διαδίκτυο), όπως επίσης και στο ACR Guidance Document for Safe MR Practices: Επιπρόσθετες πληροφορίες είναι διαθέσιμες στα πρακτικά του 1992 AAPM Summer School 7. Προς το παρόν, το επίπεδο αυστηρότητας των ελέγχων αποδοχής για τα συστήματα MRI παρουσιάζει μεγάλες διαφορές, καθώς εκτείνεται από την αποδοχή που βασίζεται στην εξέταση του πρώτου ασθενή, χωρίς τη συμμετοχή άλλων ατόμων εκτός του προσωπικού τεχνικής υποστήριξης/εγκατάστασης, έως και πολύ αυστηρές διαδικασίες ελέγχων αποδοχής. Παρόλα αυτά, λόγω αλλαγών στην κλινική πρακτική του ΜRI, η κοινότητα MR αξιολογεί εκ νέου παλιά και νέα επίπεδα ελέγχων αποδοχής και προγραμμάτων διασφάλισης ποιότητας. Καταρχήν, όλο και περισσότερα κέντρα απεικόνισης χρησιμοποιούν δεδομένα απεικόνισης MR για το σχεδιασμό πλάνου θεραπείας (χειρουργικές εφαρμογές, όπως επίσης και εφαρμογές στερεοτακτικής και σύμμορφης ακτινοθεραπείας) ή για καθοδήγηση κατά τη διάρκεια επεμβατικών διαδικασιών. Οι εφαρμογές αυτές απαιτούν ιδιαίτερη επιμέλεια για την εξασφάλιση της σωστής βαθμονόμησης (χρησιμοποιούνται ειδικές τεχνικές λήψης) ώστε η χωρική ακρίβεια των παραγόμενων εικόνων να είναι κατάλληλη για 41

52 τον επιδιωκόμενο σκοπό. Επιπλέον, το πρόγραμμα πιστοποίησης MR του ACR απαιτεί ότι οι διαπιστευμένες εγκαταστάσεις του τηρούν την κατευθυντήρια γραμμή πρακτικής του ACR για την εκτέλεση και ερμηνεία της απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού (Practice Guideline for the Performing and Interpreting Magnetic Resonance Imaging-ΜRI) και τα τεχνικά πρότυπα του ACR για την παρακολούθηση των επιδόσεων του ιατρικού εξοπλισμού διαγνωστικής απεικόνισης μαγνητικού συντονισμού (ACR Technical Standard for Diagnostic Medical Physics Performance Monitoring of Magnetic Resonance Imaging Equipment), τα οποία περιλαμβάνουν απαιτήσεις τόσο για τους ελέγχους αποδοχής όσο και για τα προγράμματα διασφάλισης της ποιότητας. (Όλες τα πρότυπα του ACR, συμπεριλαμβανομένων και εκείνων που αναφέρονται πιο πάνω, είναι διαθέσιμα στο Οι φυσικοί ιατρικής, με την κατάλληλη κατάρτιση, εμπειρία και τη διαρκή ιατρική εκπαίδευση στη φυσική του μαγνητικού συντονισμού, είναι σαφώς οι ιδανικοί υποψήφιοι για την ανάπτυξη και την επίβλεψη διαδικασιών τέτοιου τύπου. Λαμβάνοντας υπόψη το συνεχώς αυξανόμενο εύρος των εφαρμογών του MR, από την εξαιρετική ανατομική απεικόνιση μέχρι τη λειτουργική απεικόνιση και τη φασματοσκοπία, είναι σημαντικό το είδος των εφαρμογών που θα διενεργηθούν σε μια συγκεκριμένη εγκατάσταση MR, να λαμβάνονται υπόψη στις προδιαγραφές, στην αξιολόγηση της προσφοράς και στην ανάπτυξη ενός προγράμματος διασφάλισης ποιότητας και των κριτηρίων που θα αφορούν στον έλεγχο αποδοχής. Το είδος των εφαρμογών που θα πραγματοποιούνται επηρεάζει την επιλογή των ελέγχων που θα πρέπει να εκτελούνται και των ειδικών κριτηρίων αποδοχής για ένα συγκεκριμένο έλεγχο. Για παράδειγμα, τα συστήματα που θα χρησιμοποιηθούν για υπερταχεία απεικόνιση ή/ και για φασματοσκοπία, απαιτούν αυστηρότερη ομοιογένεια μαγνητικού πεδίου καθώς και κριτήρια διόρθωσης δινορρευμάτων (eddy current) συγκριτικά με συστήματα που θα χρησιμοποιηθούν μόνο για συνήθεις εφαρμογές απεικόνισης. Μόλις η προετοιμασία του χώρου και οι διαδικασίες εγκατάστασης του συστήματος ξεκινήσουν, συνιστάται ο φυσικός να έχει τακτική συμμετοχή στην παρακολούθηση των εν λόγω διαδικασιών. Ο σχεδιασμός του χώρου εγκατάστασης για συστήματα MR έχει πολλές μοναδικές απαιτήσεις σε σχέση με άλλα απεικονιστικά συστήματα, και κακές πρακτικές κατασκευής μπορεί εύκολα να μετατραπούν αργότερα σε σοβαρή "γεννήτρια ψευδενδείξεων (artifacts). Πολύτιμος χρόνος μπορεί να σωθεί, αν ο φυσικός έχει τακτική επαφή με τους εργολάβους της κατασκευής, την ομάδα εγκατάστασης της θωράκισης για παρεμβολές RF, και φυσικά το προσωπικό εγκατάστασης του συστήματος MR. Επιπλέον, όπως αναφέρεται παρακάτω, ορισμένοι έλεγχοι του συστήματος και του χώρου εγκατάστασης απαιτούν εξοπλισμό δοκιμών που δεν είναι άμεσα διαθέσιμα για έναν φυσικό ιατρικής. Εάν όμως, ο φυσικός είναι παρών κατά τη διάρκεια των εν λόγω ελέγχων και καταλαβαίνει τις λεπτομέρειες των διενεργούμενων ελέγχων, δεν υπάρχει κανένας λόγος αυτά τα δεδομένα να μην μπορούν να χρησιμοποιηθούν ως μέρος των ελέγχων αποδοχής και να αποτελέσουν το θεμέλιο για κάθε μεταγενέστερο πρόγραμμα διασφάλισης ποιότητας. 42

53 Ο έλεγχος αποδοχής είναι εξ ορισμού ο καθορισμός του κατά πόσον το παραδιδόμενο και εγκαθιστάμενο σύστημα είναι αυτό που έχει συμφωνηθεί μεταξύ του αγοραστή και του προμηθευτή και κατά πόσον λειτουργεί όπως ορίζει το συμβόλαιο αγοράς. Συνεπώς, η δυνατότητα πρόσβασης και επανεξέτασης του συμβολαίου είναι ιδιαίτερα επιθυμητή. Όλα τα επιμέρους αντικείμενα του συστήματος, συμπεριλαμβανομένων των πηνίων RF, των επιλογών απεικόνισης και ακολουθιών, των λειτουργιών επεξεργασίας, των επιλογών δικτύωσης και εκτύπωσης κ.λ.π., πρέπει να είναι σαφώς ορισμένα. Ιδανικά, η ονομαστική απόδοση των κριτηρίων που αφορούν σε βασικά χαρακτηριστικά, όπως για παράδειγμα η ομοιογένεια του μαγνητικού πεδίου, θα πρέπει να περιλαμβάνονται στο συμβόλαιο. Με το κείμενο αυτό διαθέσιμο, και γνωρίζοντας ποιες είναι εφαρμογές του συστήματος MR στις οποίες στοχεύει η συγκεκριμένη εγκατάσταση, ο φυσικός ιατρικής μπορεί να τελειοποιήσει τη διαδικασία ελέγχων αποδοχής και να κάνει συστάσεις για τις σχετικές πτυχές ενός συνεχούς προγράμματος διασφάλισης ποιότητας. 3.2 Διαδικασίες Ελέγχου Αποδοχής πριν από την Εγκατάσταση του Συστήματος MR Μετρήσεις δονήσεων Οι περισσότεροι κατασκευαστές συστημάτων MR καθορίζουν αποδεκτά επίπεδα για παροδικές και σταθερής κατάστασης δονήσεις, ως συνάρτηση της συχνότητας, για την προτεινόμενη θέση εγκατάστασης ενός δεδομένου συστήματος. Τα επίπεδα δονήσεων που υπερβαίνουν τις προδιαγραφές μπορεί να οδηγήσουν σε ψευδενδείξεις φάσης στις εικόνες, οι οποίες είναι δύσκολο να εντοπιστούν και να εξαλειφθούν. Δεδομένου ότι η ανίχνευση της προέλευσης τέτοιων ψευδενδείξεων είναι πιο δύσκολη μετά την εγκατάσταση, είναι πολύ πιο αποτελεσματικό να προσδιοριστούν και να καθοριστούν λύσεις στα προβλήματα δονήσεων πριν την εγκατάσταση του συστήματος. Επιπλέον, το εύρος των πιθανών λύσεων στα προβλήματα αυτά καθίσταται πιο περιορισμένο μετά την παράδοση και την εγκατάσταση του συστήματος. Τα ζητήματα δονήσεων γίνονται όλο και πιο σημαντικά καθώς οι κατασκευαστές, προκειμένου να διευκολυνθούν οι περιορισμοί χωροθέτησης και να βελτιώσουν την άνεση του ασθενούς, έχουν σχεδιάσει τους μαγνήτες νεότερης γενιάς έτσι ώστε να είναι ελαφρύτεροι και μικρότεροι. Ως συνεπακόλουθο των βελτιώσεων αυτών, τα συστήματα αυτά είναι πιο ευαίσθητα σε δονήσεις από ότι ήταν τα προηγούμενα, που αποτελούνταν από μεγαλύτερους και πιο ογκώδεις μαγνήτες. Επομένως, αρκετοί κατασκευαστές συνιστούν ή απαιτούν τη διενέργεια ελέγχων δονήσεων στο κτίριο πριν από την εγκατάσταση του συστήματος MR. Τόσο τα παροδικά επίπεδα δονήσεων όσο και αυτά της σταθερής κατάστασης αξιολογούνται στις τρεις ορθογώνιες κατευθύνσεις με τη χρήση επιταχυνσιόμετρου 8. Εφόσον είναι δυνατό, ο 43

54 φυσικός θα πρέπει να είναι παρόν κατά τη διάρκεια τέτοιων ελέγχων, για την επαλήθευση ότι τα παροδικά και σταθερής κατάστασης επίπεδα δονήσεων βρίσκονται εντός των προδιαγραφών του κατασκευαστή του συστήματος MR. Η έκθεση ελέγχου δονήσεων θα πρέπει να είναι μέρος του ελέγχου αποδοχής και να διατηρείται στη μονάδα. Εάν η ανάλυση δονήσεων του χώρου δείξει ότι τα σταθερά ή τα παροδικά επίπεδα δονήσεων υπερβαίνουν τις προδιαγραφές, θα πρέπει στη συνέχεια να προσδιοριστεί η πηγή προέλευσης των δονήσεων και τα κατάλληλα μέσα για τον περιορισμό τους εντός προδιαγραφών. Αυτό επιτυγχάνεται είτε με απομόνωση του πέλματος του σαρωτή από το κτίριο, αν βρίσκεται σε όροφο ή πιο κάτω, είτε με τον προσδιορισμό της πηγής δονήσεων και την απομόνωσή της, είτε μειώνοντας τις δονήσεις από την εν λόγω πηγή. Σημειώνεται ότι δεν είναι ασυνήθιστο, οι ψευδενδείξεις που οφείλονται σε δονήσεις να εμφανιστούν μετά την εγκατάσταση και τον έλεγχο αποδοχής του συστήματος. Για παράδειγμα, τα μεγάλα συστήματα εξαερισμού μπορεί να προκαλέσουν ψευδενδείξεις φάσης στις εικόνες MR, αν η μονάδα του ανεμιστήρα γίνει ανισσόροπη. Επομένως, εάν προκύψουν ψευδενδείξεις ειδώλου λόγω φάσεως, όπου η εξάλειψή τους από το σύστημα δεν είναι δυνατή με εκ νέου βαθμονόμηση ή/και με την αντικατάσταση εξαρτημάτων από τον κατασκευαστή ή από την εταιρεία τεχνικής υποστήριξης, η ανάλυση δονήσεων θα πρέπει να επαναληφθεί για να διαπιστωθεί εάν τα επίπεδα δονήσεων έχουν αυξηθεί σημαντικά, και αν ναι, για να βοηθήσει στον προσδιορισμό της πηγής των δονήσεων και στον τρόπο ελαχιστοποίησης των επιπτώσεων τους στην απόδοση του συστήματος. Σημειώνεται επίσης ότι λόγω παλαίωσης των μηχανικών μερών της τράπεζας ασθενών, οι δονήσεις στο τραπέζι μπορεί να αυξηθούν, ειδικά με ελαφρύτερα άτομα, όπως παιδιά και μωρά. Επιπλέον, οι δονήσεις που προκαλούνται από τον παλμό των βαθμιδωτών πηνίων, με την πάροδο του χρόνου, μπορεί να προκαλέσουν μια χαλάρωση κάποιας βαθμίδας της RF και άλλων συνδέσεων στο σαρωτή, οι οποίες εάν δεν διορθωθούν, μπορεί να οδηγήσουν σε «λευκά εικονοστοιχεία» (white pixels) στην υπερταχεία απεικόνιση. Το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης του προμηθευτή μπορεί συνήθως να αποτρέψει ή να επιδιορθώσει τα δύο τελευταία προβλήματα με τη σωστή συντήρηση του σαρωτή κατά τη διάρκεια προγραμματισμένων συντηρήσεων Έλεγχος θωράκισης RF Το σύστημα MR είναι κατά βάση ένας πολύ ευαίσθητος δέκτης ραδιοσυχνοτήτων (RF), σχεδιασμένος να λαμβάνει σήματα RF με πλάτος της τάξεως των millivolts (mv), συνηθέστερα στο εύρος συχνοτήτων MHz. Λόγω της μεγάλης ποικιλίας των περιβαλλοντικών σημάτων RF σε αυτό το εύρος συχνοτήτων που μπορεί να παρεμβληθεί με το επιθυμητό σήμα, η θωράκιση RF αποτελεί αναπόσπαστο μέρος κάθε συστήματος MR. Δεδομένου ότι οι παρεμβολές RF αποτελούν πολύ συχνά το λόγο παρουσίας ψευδενδείξεων στις εικόνες MR, η θωράκιση RF πρέπει να ελεγχθεί διεξοδικά. 44

55 Η θωράκιση RF είναι στην ουσία ένας κλωβός Faraday που περιβάλλει πλήρως το σαρωτή MR. Συνήθως η θωράκιση αυτή αποτελείται από φύλλα χαλκού στα τοιχώματα, στην οροφή και στο δάπεδο, πλέγμα χαλκού στο παράθυρο/α και ειδικά σχεδιασμένες RF πόρτες, που όταν είναι κλειστές, διατηρούν την ακεραιότητα της θωράκισης. Οι περισσότεροι κατασκευαστές καθορίζουν την απόδοση της θωράκισης με όρους εξασθένησης (σε decibel [db]) σε μια συγκεκριμένη συχνότητα. Για παράδειγμα, για σαρωτές 1.5 tesla (T), κοινά κριτήρια αποδοχής είναι τα 100 db εξασθένησης στα 100 MHz επιπέδου κύματος. (Η συχνότητα δοκιμής συνήθως αυξάνει στα MHz για συστήματα 3.0 T.) Επιπλέον, η θωράκιση συνήθως απαιτείται να είναι ηλεκτρικά απομονωμένη από το έδαφος του κτιρίου (πριν την εγκατάσταση του σαρωτή) σε συχνότητα DC. (Μια τυπική απαίτηση είναι 1 kω απομόνωσης στο DC.) Σημειώστε ότι και τα δύο αυτά κριτήρια καθορίζονται για τους ελέγχους που πραγματοποιούνται πριν από την εγκατάσταση του σαρωτή. Συνεπώς, η δοκιμή πρέπει να πραγματοποιείται μετά την ολοκλήρωση της θωράκισης RF (συνηθέστερα από έναν κατασκευαστή θωρακίσεων και όχι από τους κατασκευαστές των συστημάτων MR), αλλά προτού ο σαρωτής MR εγκατασταθεί και ολοκληρωθεί η κατασκευή του δωματίου σάρωσης. Η πραγματική δοκιμή της απόδοσης θωράκισης RF επιτυγχάνεται με την τοποθέτηση μιας κεραίας σε μία πλευρά της θωράκισης και την αναμετάδοση RF σημάτων ελέγχου (με τις προσυμφωνημένες συχνότητες δοκιμής) μέσω της θωράκισης. Μια δεύτερη κεραία RF στην άλλη πλευρά της θωράκισης χρησιμοποιείται ως δέκτης και η εξασθένηση του σήματος προσδιορίζεται από τη σύγκριση αυτών των σημάτων με τα μη εξασθενημένα σήματα αναφοράς που λαμβάνονται, για παράδειγμα, μέσω της ανοικτής πόρτας RF. Συνεπώς, ο έλεγχος αυτός απαιτεί μία γεννήτρια συχνοτήτων, ενισχυτή RF, δύο συντονισμένες κεραίες και έναν αναλυτή φάσματος. Ο εν λόγω εξοπλισμός δεν είναι συνήθως διαθέσιμος στον εν ενεργεία φυσικό ιατρικής. Ως εκ τούτου, η δοκιμή αυτή συνήθως εκτελείται από τον κατασκευαστή της θωράκισης ή από ανεξάρτητο εργολάβο. Ωστόσο, η συμμετοχή του φυσικού ιατρικής είναι αρκετά σημαντική στο λεπτομερή έλεγχο του θωρακισμένου δωματίου. Ο φυσικός ιατρικής θα πρέπει να διασφαλίσει, ότι έχουν ελεγχθεί τα αδύναμα σημεία του δωματίου και όχι μόνο οι περιοχές έντονης εξασθένισης, ενώ τα αποτελέσματα καταγράφονται σε ένα σχέδιο του ελεγχόμενου δωματίου. Τα αδύναμα σημεία είναι συνηθέστερα η πόρτα RF, το παράθυρο/α, η περιοχή κοντά στη θωράκιση μέσα από την οποία εισχωρεί ο εξαερισμός του κρυογόνου, τα σημεία όπου οι αγωγοί εξαερισμού του δωματίου διαπερνούν τη θωράκιση και η περιοχή του πίνακα, όπου έχουν γίνει τελικά οι συνδέσεις του σαρωτή MR με το υπόλοιπο σύστημα. Εάν δεν χρησιμοποιείται ένα σύστημα σωλήνων ψεκαστήρων πυρκαγιάς ξηρού τύπου, ο έλεγχος της θωράκισης RF θα πρέπει να εκτελείται με νερό στο σύστημα ψεκαστήρων. Ο φυσικός θα πρέπει να επιμείνει να λάβει όχι μόνο ένα πιστοποιητικό συμμόρφωσης (certificate of compliance), αλλά και ένα αντίγραφο των αποτελεσμάτων του ελέγχου, μιας και τα αποτελέσματα αυτά θα πρέπει να αποτελούν μέρος του ελέγχου αποδοχής και να διατηρούνται στη μονάδα. 45

56 Υπενθυμίζουμε ωστόσο, ότι ο έλεγχος αυτός πραγματοποιείται αφού έχει τοποθετηθεί η θωράκιση RF, αλλά πριν από την ολοκλήρωση του θαλάμου και την εγκατάσταση του σαρωτή. Κατά την εγκατάσταση του σαρωτή, ένα τμήμα της θωράκισης πρέπει να αφαιρεθεί για την εγκατάσταση του συστήματος MR. Στη συνέχεια η θωράκιση κλείνει ξανά και οι εργολάβοι ολοκληρώνουν την κατασκευή του δωματίου. Κατά τη διάρκεια της ολοκλήρωσης, δεν είναι ασυνήθιστο για τους εργαζόμενους στην κατασκευή να προκαλέσουν τυχαία βραχυκύκλωμα στη θωράκιση RF γειώνοντάς την, για παράδειγμα, περνώντας ένα καρφί ή μία βίδα εντός της θωράκισης RF μέσω μίας γειωμένης δομής. Στην περίπτωση αυτή η ακεραιότητα της θωράκισης θα παραβιαστεί και ένα τέτοιο λάθος μπορεί να είναι δύσκολο να εντοπιστεί και να επισκευαστεί. Αν δεν ανιχνευτεί ένα τέτοιο λάθος πριν από τις πρώτες λήψεις, οι λαμβανόμενες εικόνες θα εμφανίζουν υπερβολικό RF θόρυβο. Επομένως, για την πρόληψη τέτοιου είδους προβλημάτων, μπορεί να εγκατασταθεί μετά τους ελέγχους θωράκισης ένα κοινό κύκλωμα συναγερμού. Ουσιαστικά, το σύστημα συναγερμού αποτελείται από ένα βομβητή τροφοδοτούμενο από μπαταρία, ο οποίος συνδέεται μεταξύ της θωράκισης και του εδάφους του κτηρίου. Εάν γίνει βραχυκύκλωμα στη θωράκιση κατά το τέλος της φάσης κατασκευής, ο συναγερμός ηχεί αμέσως και το πρόβλημα μπορεί να διορθωθεί εύκολα. Οι περισσότεροι κατασκευαστές θωρακίσεων RF, θα βοηθήσουν στην προμήθεια ενός τέτοιου κυκλώματος συναγερμού. Συνιστάται να εκτελείται ένας δεύτερος έλεγχος της θωράκισης RF, μετά την εγκατάσταση του συστήματος MR και την ολοκλήρωση της κατασκευής του θαλάμου. Ωστόσο, τα κριτήρια ελέγχου αποδοχής του κατασκευαστή της θωράκισης RF θα πρέπει βεβαίως να είναι εκείνα που καθορίστηκαν πριν από την εγκατάσταση του σαρωτή, όχι εκ των υστέρων. Εάν εκτελεστεί ένας δεύτερος έλεγχος, στην περιοχή δεν θα πρέπει να περιμένουμε να επιτευχθεί ο ίδιος βαθμός εξασθένησης. Για παράδειγμα, δεν είναι ασυνήθιστο για ένα RF-θωρακισμένο δωμάτιο που εξασθενεί ένα δοκιμαστικό σήμα 100 MHz κατά 100 db πριν την εγκατάσταση του συστήματος MR, να εξασθενήσει το ίδιο δοκιμαστικό σήμα μόνο κατά περίπου 85 db μόλις ολοκληρωθεί η εγκατάσταση του συστήματος MR. Ο έλεγχος της γείωσης φυσικά δεν επαναλαμβάνεται μετά από την εγκατάσταση του συστήματος MR. Τέλος, θα πρέπει να σημειωθεί ότι η ακεραιότητα θωράκισης μπορεί να εκτιμηθεί με υποτυπώδη τρόπο με τη χρήση ενός ραδιοφώνου τροφοδοτούμενου με μπαταρία. Σε ένα καλά θωρακισμένο δωμάτιο, με την πόρτα RF κλειστή, η λήψη ραδιοφωνικού σήματος δεν θα πρέπει να είναι εφικτή. Φυσικά, μια τέτοια υποτυπώδης δοκιμασία δεν μπορεί να θεωρηθεί ως έλεγχος αποδοχής. Ωστόσο, αν οι παρεμβολές RF είναι ορατές και η ακεραιότητα της θωράκισης RF είναι αμφισβητήσιμη, ο απλός αυτός έλεγχος μπορεί να ανιχνεύσει πότε υπάρχουν σημαντικά προβλήματα στη θωράκιση. Φυσικά, πρέπει να δίνεται προσοχή στην εκτέλεση της δοκιμής αυτής, διότι οι υπεραγώγιμοι και μόνιμοι μαγνήτες βρίσκονται πάντα «σε λειτουργία». Δεδομένου ότι τα περισσότερα φορητά ραδιόφωνα FM περιέχουν κάποια σιδηρούχα υλικά, π.χ., μπαταρίες, πρέπει να λαμβάνεται μέριμνα έτσι ώστε το ραδιόφωνο να μην έλκεται προς την κοιλότητα του μαγνήτη. 46

57 3.3 Διαδικασίες ελέγχων αποδοχής μετά την εγκατάσταση του συστήματος MR Μόλις το σύστημα MR εγκατασταθεί και βαθμονομηθεί από το προσωπικό εγκατάστασης του κατασκευαστή ή/και το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης, ο φυσικός θα πρέπει να ολοκληρώσει τους ελέγχους αποδοχής με τον πιο αποτελεσματικό τρόπο. Αυτό μπορεί να είναι μια τρομαχτική πρόκληση, δεδομένου ότι οι περισσότεροι σύγχρονοι σαρωτές έχουν τουλάχιστον πέντε κύριους τύπους παλμικών ακολουθιών, μπορούν να αποκτήσουν εικόνες σε οποιοδήποτε επίπεδο (συμπεριλαμβανομένων των πλαγίων επιπέδων) και έχουν τουλάχιστον 10 πηνία RF. Επιπλέον, η κονσόλα του σαρωτή μπορεί να διαθέτει ή όχι τα απαραίτητα εργαλεία επεξεργασίας εικόνας για την ολοκλήρωση των ελέγχων. Τέλος πρέπει να είναι διαθέσιμα τα κατάλληλα ομοιώματα για τους ελέγχους. Ένα μεγάλο μέρος του έργου του φυσικού όσον αφορά την ανάπτυξη των διαδικασιών ελέγχων αποδοχής, έγκειται στον προσδιορισμό του αριθμού των ελέγχων, στην επιλογή των κατάλληλων ομοιωμάτων που θα χρησιμοποιηθούν για τους ελέγχους αυτούς και στον τρόπο απόκτησης και ανάλυσης των δεδομένων με τον πιο αποδοτικό -από άποψη χρόνουτρόπο. Οι ακόλουθες ενότητες παρέχουν προτάσεις προκειμένου να βοηθήσουν τους φυσικούς στην προσέγγιση των ζητημάτων αυτών Χαρτογράφηση των Παρυφών του Μαγνητικού Πεδίου Μόλις το σύστημα MR εγκατασταθεί και ενεργοποιηθεί ο μαγνήτης, οι παρυφές του πεδίου που σχετίζονται με το μαγνήτη θα πρέπει να μετρηθούν και να σημειωθούν σε ένα διάγραμμα της εγκατάστασης. Καλό θα ήταν ο φυσικός να έχει πρόσβαση στα σχέδια της εγκατάστασης στα οποία ο κατασκευαστής έχει υπερθέσει τις προβλεπόμενες ισομαγνητικές γραμμές. Στην περίπτωση αυτή, ο φυσικός μπορεί απλά να κάνει εντοπισμένες μετρήσεις για να ελέγξει την ακρίβεια των προβλεπόμενων τιμών, σημειώνοντας οποιεσδήποτε αποκλίσεις από τα σχέδια. Ιδιαίτερη προσοχή πρέπει να δοθεί στην ισομαγνητική γραμμή των 5-gauss, δεδομένου ότι οι περισσότερες MR εγκαταστάσεις θέτουν τα 5-gauss ως όριο ζώνης αποκλεισμού και χρησιμοποιούν σήμανση προειδοποίησης για άτομα με βηματοδότες και νευροδιεγέρτες, ώστε να μην εισέλθουν στην περιοχή που οριοθετείται από τις πινακίδες. Τέτοιες τεκμηριωμένες μετρήσεις των παρυφών του πεδίου θα πρέπει να γίνουν μέρος των εγγράφων του ελέγχου αποδοχής και πρέπει να διατηρούνται στην εγκατάσταση. Ο φυσικός θα πρέπει να βεβαιωθεί ότι η κατάλληλη σήμανση, έχει αναρτηθεί στα όρια της ζώνης αποκλεισμού των 5-gauss και επιπλέον, κατάλληλη σήμανση (σε περισσότερες της μίας γλώσσας εάν είναι απαραίτητο) με πιθανούς πρόσθετους περιορισμούς να υπάρχει στην πόρτα(-ες) της αίθουσας του σαρωτή MR. Τα πιο κοινά μέσα μετρήσεως μαγνητικών πεδίων είναι οι φορητοί μετρητές Gauss 47

58 (gaussmeter) που χρησιμοποιούν έναν ανιχνευτή που η αρχή λειτουργίας του βασίζεται στο φαινόμενο Hall, προκειμένου να καθορίσουν το μέγεθος και την κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου. Παρόλο που μια τέτοια μετρητική συσκευή Gauss δεν είναι υπερβολικά ακριβή (συνήθως 800$ έως 1500$), δεν έχουν όλοι οι φυσικοί ιατρικής άμεση πρόσβαση σε μια τέτοια συσκευή. Ωστόσο, ο κατασκευαστής του συστήματος MR συνήθως θα διαθέτει ένα μετρητή Gauss, που θεωρώντας ότι έχει βαθμονομηθεί σωστά, μπορεί να χρησιμοποιηθεί από το φυσικό για ανεξάρτητες μετρήσεις των παρυφών του πεδίου. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι η αξιοπιστία, ακρίβεια και σωστή λειτουργία της συγκεκριμένης συσκευής πρέπει να είναι καλά κατανοητή από το φυσικό, που θα επιθυμούσε να επαληθεύσει ανεξάρτητα τις μετρήσεις των παρυφών του μαγνητικού πεδίου. Για παράδειγμα, οι περισσότεροι φορητοί μετρητές Gauss χρησιμοποιούν ανιχνευτές φαινομένου Hall μονού άξονα και όχι ακριβότερους όπως αυτοί των τριών αξόνων. Με ανιχνευτές μονού άξονα, το μαγνητικό πεδίο που μετράται, εξαρτάται έντονα από τον προσανατολισμό του ανιχνευτή στο πεδίο. Με τέτοιους ανιχνευτές, θα πρέπει να χρησιμοποιείται μια σαρωτική κίνηση και να καταγράφεται η μέγιστη λαμβανόμενη ένδειξη. Αν η ανεξάρτητη επιβεβαίωση της έκτασης της ισομαγνητικής γραμμής των 5-gauss δεν είναι δυνατή, συνιστάται ο φυσικός να είναι παρών κατά τη διάρκεια των μετρήσεων αυτών που λαμβάνονται από το προσωπικό εγκατάστασης του κατασκευαστή ή το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης Ομοιώματα Πρακτικά όλα τα ομοιώματα MR είναι σφαιρικά ή κυλινδρικά αντικείμενα γεμάτα με υγρά. Το υγρό που γεμίζει τα ομοιώματα, για εντάσεις πεδίου 2T, είναι συνήθως νερό με προσμίξεις παραμαγνητικής ουσίας για τη μείωση των χρόνων χαλάρωσης Τ 1 (spin-lattice) σε τιμές της τάξης των msec και Τ 2 (spin-spin) σε τιμές της τάξης των msec, αντίστοιχα. Επιπλέον, μπορεί να προστεθεί NaCl για την παροχή αγωγιμότητας παρόμοιας εκείνης του ανθρωπίνου σώματος. Με τον τρόπο αυτό, το ομοίωμα είναι κατασκευασμένο για να φορτώσει ηλεκτρικά το πηνίο RF κατά τρόπο παρόμοιο με αυτό των ανθρώπινων ιστών. Δύο διαλύματα πληρώσεως που έχουν προταθεί είναι τα εξής: i. 1 l H 2 O, 3.6 g NaCl και 1.25 g καθαρού CuSO 4 ή 1.96 g CuSO 4 5H 2 O, όπως συνιστάται σε προηγούμενη έκθεση της AAPM (MR Task Group report 2 2 ), ii. 10 mm NiCI 2 και 75 mm NaCI, όπως χρησιμοποιείται στο ομοίωμα του προγράμματος πιστοποίησης MR του ACR 4. Το βασικό πλεονέκτημα της χρήσης του NiCl 2 ως υλικό πρόσμιξης (αντί του CuSO 4 ) είναι η μειωμένη εξάρτηση από τη θερμοκρασία των χρόνων χαλάρωσης Τ 1 του προκύπτοντος διαλύματος. Τα ομοιώματα μπορούν να αγοραστούν από πολλαπλές πηγές ή μπορεί να κατασκευαστούν αυτοσχέδια. Επιπλέον, δεν είναι ασυνήθιστο για τον κατασκευαστή του συστήματος MR, να παρέχει μια ποικιλία ομοιωμάτων μαζί με το σαρωτή για να χρησιμοποιηθούν από το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης. Ο φυσικός μπορεί να θέσει σε άμεση χρήση τα ομοιώματα, μιας και η 48

59 χρήση τους παρέχει κοινό τόπο για το φυσικό και τον κατασκευαστή κατά τη συζήτηση τυχόν προβλημάτων και τον καθορισμό του κατάλληλου τρόπου αντιμετώπισής τους Ιδιαίτερα χρήσιμα είναι τα σφαιρικά ή κυλινδρικά ομοιώματα, παρόμοιων διαστάσεων με το ανθρώπινο κεφάλι και την κοιλία (που χρησιμοποιούνται στην αξιολόγηση του λόγου σήματος-προς-θόρυβο [SNR], της ομοιομορφίας, και των ειδώλων) και τα κυλινδρικά ομοιώματα που περιέχουν αντικείμενα ελέγχου για την αξιολόγηση του πάχους και της απόστασης των τομών, της γεωμετρικής ακρίβειας, της διακριτικής ικανότητας υψηλής και χαμηλής αντίθεσης. Φυσικά, για τις εγκαταστάσεις που αποτελούν μέρος του προγράμματος πιστοποίησης MRI του ACR, το αντίστοιχο ομοίωμα του ACR είναι απαραίτητο και μπορεί να χρησιμοποιηθεί σε ελέγχους αποδοχής, καθώς και στη διασφάλιση της ποιότητας και στους ελέγχους πιστοποίησης MR. (Αυτό το ομοίωμα είναι διαθέσιμο για την αγορά από τους φυσικούς ιατρικής από το J.M. Specialty Parts, San Diego, CA, (619) ) Ειδικά ομοιώματα χρήσιμα για κάθε συνιστώμενο έλεγχο περιγράφονται στις παρακάτω ενότητες. Καθώς όλο και περισσότερα συστήματα υπερ-υψηλού μαγνητικού πεδίου ( 3Τ) εγκαθίστανται για την κλινική απεικόνιση, θα πρέπει να σημειωθεί ότι τα ομοιώματα που είναι γεμισμένα με νερό, όπως αυτά που περιγράφτηκαν παραπάνω, δεν είναι τα βέλτιστα για μερικούς ελέγχους αποδοχής και για τον ποιοτικό έλεγχο (QC). Όπως συζητείται παρακάτω, αυτό οφείλεται σε φαινόμενα διείσδυσης RF και διηλεκτρικά φαινόμενα που γίνονται εντονότερα με την αύξηση της συχνότητας. Για τέτοια συστήματα, μπορεί να είναι πιο κατάλληλα άλλα διαλύματα πλήρωσης ομοιωμάτων, όπως έλαια. Αν χρησιμοποιούνται σε αυτές τις συχνότητες ομοιώματα γεμισμένα με νερό, κάποια κριτήρια αποδοχής πρέπει να τροποποιηθούν αναλόγως, ιδιαίτερα αυτά που σχετίζονται με την ομοιομορφία των RF Απογραφή του συστήματος MR Λόγω της πολυπλοκότητας ενός συστήματος MR, και της μεγάλης ποικιλίας των διαθέσιμων επιλογών (ακολουθίες παλμών, πηνία RF, διασυνδέσεις εκτύπωσης ή/και δικτύωσης, πακέτα μετεπεξεργασίας κλπ), η πραγματοποίηση μιας πλήρους απογραφής όλων των απαραίτητων εξαρτημάτων του αποτελεί απαραίτητο, αν και κουραστικό, έργο. Συχνά ο κατασκευαστής παρέχει ένα δελτίο αποστολής το οποίο παρέχεται στο φυσικό από το προσωπικό εγκατάστασης, ώστε να ελαχιστοποιηθεί ο χρόνος που απαιτείται για να καταγράψει τον αριθμό του κάθε μοντέλου, το σειριακό αριθμό του, τον αριθμό έκδοσης και την ημερομηνία κατασκευής του (εάν υπάρχει). Δεν είναι ασυνήθιστο όμως, να ανακαλύψει ότι ορισμένες επιλογές, από αυτές που παρήγγειλε, δεν έχουν ενεργοποιηθεί ή εγκατασταθεί, πως ένα επιφανειακό πηνίο δεν έχει αποσταλεί, ή άλλα «μικρά» λάθη. (Στην πραγματικότητα, αυτό είναι ένα από τα πιο κοινά προβλήματα κατά τον έλεγχο αποδοχής των ΜR συστημάτων.) Αυτή είναι επίσης μια καλή στιγμή για να καταγράψει τις διευθύνσεις επικοινωνίας μέσω 49

60 διαδικτύου (IP addresses) για όλους τους υπολογιστές και κάθε πληροφορία που αφορά στο πρότυπο DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine). Έχοντας τις πληροφορίες αυτές τεκμηριωμένες κατά τον έλεγχο αποδοχής, εξοικονομείται συνήθως σημαντικός χρόνος αργότερα, όταν πρέπει να δημιουργηθούν νέες συνδέσεις δικτύου ή μεταφορά DICOM ή/και προορισμοί εκτύπωσης. 3.4 Γενικοί έλεγχοι του συστήματος Μηχανικοί έλεγχοι συστήματος Οι μηχανικοί έλεγχοι του συστήματος που πρέπει να εκτελούνται είναι: i. Η κίνηση της τράπεζας και οι μηχανισμοί σύνδεσης και αποσύνδεσής της (εφόσον υπάρχουν). ii. Η ακρίβεια της θέσης της τράπεζας. iii. Ο εξαερισμός και φωτισμός της κοιλότητας του μαγνήτη. iv. Η ανάλυση της εικόνας και η επιλογή των απεικονιστικών δυνατοτήτων. v. Το αρχείο εικόνων και οι δυνατότητες εκτύπωσης ή/και δικτύωσης. Για πολλούς από τους ελέγχους αυτούς, οι έλεγχοι επαλήθευσης και λειτουργίας είναι απλοί. Οι μηχανισμοί σύνδεσης και κίνησης της τράπεζας μπορούν να αξιολογηθούν για την ομαλή και σωστή λειτουργία τους. Η σωστή λειτουργία του εξαερισμού και των συστημάτων φωτισμού της κοιλότητας του μαγνήτη μπορούν να εκτιμηθούν μέσω της άμεσης παρατήρησης. Η ακρίβεια θέσης της τράπεζας μπορεί να επαληθευθεί, συγκρίνοντας κατά πόσο η μετρούμενη απόσταση της μετακίνησης της τράπεζας συμπίπτει με αυτή που υποδεικνύεται στην ψηφιακή οθόνη (χρησιμοποιώντας μια μη μαγνητική ταινία μέτρησης). Η ανάλυση εικόνας και οι επιλογές παρουσίασης θα πρέπει να ελέγχονται κατά τη διάρκεια της αποδοχής του συστήματος. Τέτοιες επιλογές μπορεί να περιλαμβάνουν, αλλά δεν περιορίζονται μόνο σε, μετρήσεις απόστασης και γωνίας, μετρήσεις προφίλ, στατιστική ανάλυση περιοχών ενδιαφέροντος, και τρισδιάστατων τεχνικών απεικόνισης (προβολές μέγιστης εντάσεως, απεικόνιση σκιασμένης επιφάνειας, κλπ.). Οι τοπικές λειτουργίες αρχειοθέτησης εικόνων θα πρέπει να επαληθεύονται, καθώς επίσης και οι δυνατότητες δικτύωσης και επικοινωνίας με σύστημα PACS (Picture Archiving and Communication System), με οθόνες διάγνωσης ή/και με συσκευές εκτύπωσης. 50

61 3.4.2 Έλεγχοι συστημάτων εκτάκτου ανάγκης Όλα τα συστήματα MR είναι εξοπλισμένα με πολλαπλά χαρακτηριστικά ασφάλειας τα οποία θα πρέπει να ελεγχθούν. Με μία μόνο εξαίρεση, συνιστάται το κάθε ένα σύστημα εκτάκτου ανάγκης να ελέγχεται. Μερικά συστήματα έχουν μέχρι τρία επίπεδα «παύσης εκτάκτου ανάγκης». Το πρώτο επίπεδο αποσυνδέει τυπικά την ισχύ της RF και το υλικό των βαθμίδων στο εσωτερικό του μαγνήτη. Το δεύτερο επίπεδο μπορεί να αποσυνδέσει την τροφοδοσία σε όλα τα μέρη του συστήματος, συμπεριλαμβανομένων των συστημάτων πληροφορικής και σε μερικά συστήματα, της κρυογεννήτριας στους υπεραγώγιμους μαγνήτες. Το τρίτο επίπεδο, για συστήματα υπεραγώγιμων μαγνητών, «σβήνει» τον υπεραγώγιμο μαγνήτη. Αυτό το κύκλωμα σβησίματος θα πρέπει να ελέγχεται μόνο από το προσωπικό εγκατάστασης του συστήματος MR ή την τεχνική υπηρεσία, αλλά ο φυσικός ιατρικής θα πρέπει να εξασφαλίσει ότι ο έλεγχος πραγματοποιήθηκε και τα αποτελέσματα καταγράφηκαν. Συνιστάται, ο φυσικός ιατρικής να έρθει σε συνεννόηση με τον προμηθευτή πριν από τη διεξαγωγή οποιασδήποτε δοκιμής απενεργοποίησης των συστημάτων εκτάκτου ανάγκης και, αν είναι δυνατό, πρέπει να είναι διαθέσιμος ένας μηχανικός τεχνικής υποστήριξης κατά τη διάρκεια αυτών των ελέγχων. Αν και η λειτουργία των συστημάτων αυτών διεξάγεται γενικά όπως έχει σχεδιαστεί, η επαναφορά της λειτουργίας του συστήματος μετά από μια διακοπή εκτάκτου ανάγκης μπορεί να απαιτήσει την παρέμβαση του προσωπικού τεχνικής υποστήριξης. Τέλος, τα υπεραγώγιμα συστήματα MR έχουν συνήθως συστήματα εξάτμισης του κρυογόνου, που ενεργοποιούνται σε περίπτωση σβησίματος (quench). Εάν υπάρχει εγχειρίδιο, οι διακόπτες του συστήματος εξάτμισης κρυογόνου μπορούν να ενεργοποιηθούν από το διαχειριστή του συστήματος MR (με άλλα μέσα, εκτός του σχετικού κυκλώματος εκτάκτου ανάγκης), οι οποίοι θα πρέπει να ελεγχθούν και να επισημανθούν εμφανώς Παρακολούθηση ασθενών, Συστήματα Αναισθησιολογίας, Συστήματα Gating και MR-Συμβατοί Εγχυτές Όλοι οι σαρωτές MR έχουν σύστημα προειδοποίησης για τους ασθενείς, συνήθως έναν συναγερμό στην κονσόλα ελέγχου του σαρωτή που ενεργοποιείται με την αναπνοή, καθώς επίσης και σύστημα αμφίδρομης ενδοεπικοινωνίας ώστε να επιτρέπεται η επικοινωνία μεταξύ του ασθενούς και του χειριστή του σαρωτή. Και τα δύο αυτά συστήματα πρέπει να ελεγχθούν, με το σαρωτή υπό κανονικές συνθήκες λειτουργίας, κατά τη διάρκεια της διαδικασίας του ελέγχου αποδοχής. Επιπλέον, εάν έχουν εγκατασταθεί συστήματα παρακολούθησης τύπου κλειστού κυκλώματος τηλεόρασης, η σωστή λειτουργία τους θα πρέπει να επαληθευτεί. Οι συσκευές παρακολούθησης οξυγόνου, που εγκαθίστανται στην αίθουσα του σαρωτή των υπεραγώγιμων συστημάτων MR, για την ανίχνευση των χαμηλών επιπέδων οξυγόνου που προκαλούνται από την υπερβολική εξάτμιση των αερίων της 51

62 κρυογεννήτριας, εγκαθίστανται πλέον λιγότερο συχνά από ότι στο παρελθόν. Μια απλή εξέταση του συστήματος αυτού, μπορεί να διεξαχθεί με έντονη εκπνοή στον αισθητήρα οξυγόνου ώστε να προκληθεί μειωμένη ανάγνωση οξυγόνου. Ωστόσο, εάν το σύστημα διαθέτει οθόνη ένδειξης οξυγόνου, η σωστή λειτουργία της θα πρέπει να ελέγχεται αρχικά από το προσωπικό του τμήματος βιοϊατρικής τεχνολογίας της εγκατάστασης, μετά από κατάλληλη εκπαίδευση που θα τους έχει παρασχεθεί σχετικά με το περιβάλλον των μαγνητικών πεδίων. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι αυτό το σύστημα, όπως και άλλα συστήματα εκτάκτου ανάγκης συνδέονται με το σαρωτή MR, συνεπώς μπορεί να «κλείσει» συνιστώσες του συστήματος. Ως εκ τούτου, οι έλεγχοι αυτοί πρέπει να πραγματοποιούνται μετά από συνεννόηση με ένα μέλος του προσωπικού τεχνικής υποστήριξης της προμηθεύτριας εταιρίας. Πολλά σύγχρονα συστήματα σαρωτών διαθέτουν εξειδικευμένα και συμβατά με MR, συστήματα παρακολούθησης ασθενών, συστημάτων αναισθησιολογίας, ή/και εγχυτές, που εγκαθίστανται μαζί με το σύστημα MR. Τέτοιες συσκευές παρακολούθησης ασθενών μπορεί να είναι αυτόνομες ή μπορεί να αλληλεπιδρούν με το σαρωτή για να παράσχουν, για παράδειγμα, δεδομένα καρδιακής λειτουργίας (gating), για σκοπούς ενεργοποίησης (triggering). Είναι σχετικά απλή η επαλήθευση της σωστής επικοινωνίας μεταξύ οθόνης και σαρωτή, είτε με τη χρήση ενός φυσιολογικού προσομοιωτή, εφόσον είναι διαθέσιμος στην εγκατάσταση είτε παρέχεται από τον κατασκευαστή του συστήματος MR. Ωστόσο, ο έλεγχος της ακρίβειας των στοιχείων του συστήματος παρακολούθησης των ασθενών, είναι μάλλον καλύτερα να εξετάζονται από το προσωπικό του τμήματος βιοϊατρικής τεχνολογίας. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι ορισμένα εξαρτήματα που περιέχονται στον εξοπλισμό παρακολούθησης πιθανόν να είναι μαγνητικά και μπορεί να επηρεαστούν από το στατικό ή το RF μαγνητικό πεδίο του σαρωτή. Συνεπώς, η σωστή λειτουργία του εξοπλισμού θα πρέπει να επαληθεύεται, με τα εξαρτήματα να βρίσκονται τοποθετημένα στις προβλεπόμενες θέσεις τους, στην αίθουσα του σαρωτή. Ακόμη και αν δεν υπάρχουν εξειδικευμένα συστήματα παρακολούθησης ασθενών στην αίθουσα του σαρωτή, τα περισσότερα MR συστήματα εξακολουθούν να έχουν κάποιο είδος ηλεκτροκαρδιογραφήματος (ΗΚΓ), παλμικής οξυμετρίας, ή/και εξοπλισμό παρακολούθησης αναπνευστικών φυσητήρων που χρησιμοποιούνται συνήθως για διαδικασίες gating του σαρωτή κατά τη διάρκεια εξετάσεων καρδιακής ή/και κοιλιακής απεικόνισης. Ο φυσικός ιατρικής, θα πρέπει να εξετάσει αυτά τα εξαρτήματα κατά τον έλεγχο και να εξακριβώσει την παραγωγή κατάλληλου σήματος στην κονσόλα του συστήματος ή/και στο μαγνητικό περίβλημα. Ένας ενδεδειγμένος έλεγχος που συνίσταται σε μια τέτοια περίπτωση όπου έχει εγκατασταθεί «περιφερειακός» εξοπλισμός, είναι να ληφθεί μια αρχική μέτρηση SNR με όλες αυτές τις συσκευές εκτός λειτουργίας και στη συνέχεια να επαναληφθούν οι μετρήσεις, με κάθε περιφερειακό σύστημα να είναι ενεργοποιημένο στην κανονική κατάσταση λειτουργίας του και τοποθετημένο στη θέση που θα χρησιμοποιηθεί κατά τη συνήθη λειτουργία του. Τέτοιος εξοπλισμός μπορεί περιστασιακά να αποτελεί μια πηγή παρεμβολής RF. Η παρατήρηση και διόρθωση αυτών των «πηγών θορύβου» 52

63 κατά τη διάρκεια των ελέγχων αποδοχής, βοηθούν στην αποφυγή δυσάρεστων καταστάσεων και του συνεπαγόμενου κόστους με το σύστημα εκτός λειτουργίας, όταν η εγκατάσταση είναι πλέον σε πλήρη κλινική λειτουργία. Εάν οι εν λόγω περιφερειακές συσκευές χρησιμοποιούνται στην αίθουσα σάρωσης, ο φυσικός πρέπει να λάβει από τον προμηθευτή τη μέγιστη επιτρεπόμενη ισχύ μαγνητικού πεδίου για τη σωστή λειτουργία τους, εάν υπάρχει. Επιπλέον πρέπει να επιβεβαιώσει ότι η θέση της συσκευής όταν είναι σε χρήση, είναι μία θέση όπου η τιμή των ισομαγνητικών γραμμών δεν υπερβαίνουν την τιμή του προβλεπόμενου ανώτατου ορίου. Μόνιμες σημάνσεις δαπέδου μπορούν να χρησιμοποιηθούν για να υποδείξουν τις «ασφαλείς ζώνες» για τη λειτουργία αυτών των συσκευών. 3.5 Έλεγχος σαρωτή ΜR Μετά την ολοκλήρωση όλων των εργασιών που σχετίζονται με τη χωροθέτηση, τις διασυνδέσεις και την ασφάλεια, μπορεί να αρχίσει ο έλεγχος αποδοχής του συστήματος MR. Για να ολοκληρωθεί ο έλεγχος με τον πιο αποδοτικό -από άποψη χρόνου- τρόπο, συνιστάται να ελέγχονται πρώτα τα ανεξάρτητα υποσυστήματα (μαγνήτης, RF, βαθμίδες), εν συνεχεία να ακολουθούν οι έλεγχοι που συνδυάζουν όχι περισσότερο από δύο υποσυστήματα και να τελειώνουν με τους ελέγχους που συνδυάζουν όλα τα υποσυστήματα. Για παράδειγμα, μία μέτρηση SNR, ενώ είναι ένα σχετικά ευαίσθητο μέσο διασφάλισης της ποιότητας, αποτελεί μη-ειδικό έλεγχο αποδοχής αφού κάθε ρυθμιζόμενη παράμετρος και υποσύστημα επηρεάζουν το SNR. Μία προτεινόμενη σειρά ελέγχων είναι: i. έλεγχος του στατικού μαγνητικού πεδίου, ii. έλεγχος του συστήματος RF, iii. έλεγχος των συστημάτων των βαθμιδωτών πεδίων, iv. συνδυαστικός έλεγχος RF / βαθμιδωτών πεδίων, και τέλος, v. γενικός έλεγχος του συστήματος Έλεγχοι των υποσυστημάτων του Στατικού Μαγνητικού Ομοιογένεια Στατικού Μαγνητικού Πεδίου Β0 Ανασκόπηση: Ο πρωταρχικός έλεγχος σχετικά με το στατικό μαγνητικό πεδίο (Β 0 ) είναι η ποσοτική εκτίμηση της ομοιογένειας του, συνήθως εκφρασμένη σε όρους διακύμανσης του μαγνητικού πεδίου εντός ενός σφαιρικού όγκου δεδομένης διαμέτρου (DSV), για ένα υλικό που διαθέτει ομοιογενή χαρακτηριστικά MRI (ρ(η), Τ 1, Τ 2 ). Η πραγματική ομοιογένεια θα επηρεάζεται από διάφορους παράγοντες, συμπεριλαμβανομένων: των ανακριβειών στις περιελίξεις του πηνίου, τις διαταραχές 53

64 που επάγονται από εξωτερικές σιδηρομαγνητικές δομές πλησίον του μαγνήτη και το βαθμό στον οποίο οι παραπάνω επιδράσεις μπορούν να αντισταθμιστούν με τη χρήση μαγνητικών πεδίων που παράγονται από υπεραγωγούς, τη θερμοκρασία δωματίου και τα παθητικά πηνία εξομάλυνσης (shim coils). Ο στόχος των διαδικασιών εξομάλυνσης είναι να βελτιστοποιήσουν την ομοιογένεια του πεδίου αντισταθμίζοντας όλους τους παραπάνω παράγοντες. Μία από τις πιο κοινές επιζήμιες επιπτώσεις της κακής ομοιογένειας σε κλινικά πρωτόκολλα απεικόνισης είναι η έλλειψη ομοιομορφίας στο βαθμό καταστολής του λίπους που φαίνεται στις εικόνες όπου χρησιμοποιούνται επιλεκτικές τεχνικές κορεσμού χημικής μετατόπισης ("fat-sat" ή "chem-sat"). Ωστόσο, αυτές οι ανομοιογένειες μπορούν επίσης να συμβάλουν στη γεωμετρική παραμόρφωση των εικόνων και να επηρεάσουν αρνητικά την ομοιομορφία της εικόνας. Οι επιδράσεις αυτές γίνονται πιο σοβαρές σε υπερταχείες (ultrafast) ακολουθίες απεικόνισης, όπως η echo planar imaging. Τέλος, η κακή ομοιογένεια του στατικού πεδίου έχει ιδιαίτερα αρνητικές συνέπειες για τα δεδομένα φασματοσκοπίας (σε συστήματα με δυνατότητες φασματοσκοπίας). Η ομοιογένεια του μαγνητικού πεδίου (magnetic field homogeneity-mfh) μπορεί να εκφραστεί σε όρους part per million (ppm) της διακύμανσης του μαγνητικού πεδίου ή σε μονάδες συχνότητας (Ηz). Τα μέτρα των μονάδων συχνότητας αντανακλούν τη μεταβολή στη συχνότητα Larmor σε όλο το DSV. (Η συχνότητα Larmor δίδεται από τη σχέση ω=γb0, όπου Β0 είναι η ένταση του μαγνητικού πεδίου για το υδρογόνο [1Η].) και γ είναι ο γυρομαγνητικός λόγος, π.χ. Διαδικασία: Υπάρχουν τρεις προτεινόμενες τεχνικές, οι οποίες παρατίθενται συνοπτικά κατωτέρω, για την αξιολόγηση της MFH. Κάθε τεχνική συζητείται εκτενέστερα στις αναφορές.2,9 a) Τεχνική Μέτρησης Φασματικής Κορυφής (Spectral Peak Measurement Technique) Λαμβάνεται ένα φάσμα MR από ένα σφαιρικό, ομοιογενές ομοίωμα, με τον επιθυμητό DSV επικεντρωμένο στο ισόκεντρο του μαγνήτη. Μετράται το πλήρες εύρος στο ήμισυ του μεγίστου (full-width at half maximum, FWHM) της φασματικής κορυφής σε Ηz. Τα μέτρα του FWHM μπορούν να μετατραπούν από Ηz σε ppm χρησιμοποιώντας την εξίσωση Larmor. Για πρωτόνια, αυτή η μετατροπή δίνεται από τη σχέση ( ) Η μέτρηση του FWHM σε ppm εκφράζει την ομοιογένεια του στατικού μαγνητικού πεδίου (Β0) του συγκεκριμένου συστήματος αναφορικά με τον όγκο του ομοιώματος στο οποίο γίνεται η μέτρηση. 54

65 Πλεονεκτήματα: Γρήγορη και απλή εκτέλεση. Μειονεκτήματα: (1) Παρέχει μια σφαιρική εκτίμηση της MFH, δηλαδή δεν επιτρέπει την αξιολόγηση της MFH σε επιμέρους επίπεδα και (2) υπάρχουν περιορισμένες επιλογές του DSV. b) Τεχνική Χαρτογράφησης Φάσης (Phase Mapping Technique) Δύο εικόνες βαθμιδωτής ηχούς (gradient-echo) ανά επίπεδο, που λαμβάνονται με μια μικρή διαφορά στους χρόνους ηχούς (μερικά χιλιοστά του δευτερολέπτου). Οι εικόνες ανακατασκευάζονται σε «κατάσταση φάσης» και όχι με τη συνήθη κατάσταση μεγέθους και στη συνέχεια αφαιρούνται. Η MFH μπορεί τότε να υπολογιστεί pixel-by-pixel καθώς: όπου Δφ η διαφορά φάσης και γ ο γυρομαγνητικός λόγος. Πλεονεκτήματα: Γρήγορη, μπορεί να αξιολογήσει πολλά επίπεδα και DSVs, παρέχει ένα μέτρο των σφαιρικών αρμονικών συντελεστών διόρθωσης (spherical harmonic correction coefficients) για κάθε ένα από τα πηνία εξομάλυνσης. Μειονεκτήματα: Απαιτεί εξειδικευμένες τεχνικές ανακατασκευής εικόνας συχνά μη διαθέσιμες στους τελικούς χρήστες του συστήματος MR (δυνατότητα ανακατασκευής φάσης, αλγόριθμους «ξετυλίγματος» (unwrapping) φάσης και υπολογισμούς διαφόρων εικόνων). Δεδομένου ότι ορισμένα από τα απαραίτητα εργαλεία που απαιτούνται για τις ανωτέρω μεθόδους (a) ή (b) δεν είναι αυτόνομα διαθέσιμα στο φυσικό ιατρικής, αυτός ο έλεγχος είναι ίσως πιο αποτελεσματικός (και ακριβής) όταν εκτελείται από τον προμηθευτή, με την τελική έκθεση της βελτιστοποιημένης ομοιογένειας του πεδίου να παρέχεται στο φυσικό ιατρικής, για ένταξή της στην έκθεση ελέγχου αποδοχής της εγκατάστασης και χρησιμεύει ως μέτρο αναφοράς της MFH για τις επόμενες μετρήσεις ποιοτικού ελέγχου. Ενώ τα δεδομένα της MFH του προμηθευτή χρησιμοποιούνται συνήθως στον έλεγχο αποδοχής και κατά τη διάρκεια του συνεχιζόμενου ελέγχου ποιότητας, ένας φυσικός ιατρικής θα μπορούσε, στη θέση τους ή πέραν αυτών, να επιθυμεί να έχει ένα ανεξάρτητο τρόπο αξιολόγησης της MFH που δεν απαιτεί ειδικά εργαλεία ελέγχου ή την πρόσβαση σε στοιχεία τα οποία δεν παρέχονται συνήθως σε άτομα πλην του προσωπικού τεχνικής υποστήριξης του προμηθευτή. Σε μια τέτοια 55

66 περίπτωση, μπορεί να μελετηθεί μια πιο πρόσφατη αναφορά του τρόπου αξιολόγησης της MFH, που περιγράφεται κατωτέρω. c) Τεχνική Διαφοράς Εύρους Ζώνης (Bandwidth Difference Technique) Μία άλλη μέθοδος για την εκτίμηση της MFH έχει αναφερθεί από τους Chen et al. Η χωρική παραμόρφωση στο MRI εξαρτάται από την MFH, αλλά επηρεάζεται επίσης από την ισχύ των βαθμιδωτών πεδίων. Η μέθοδος «της διαφοράς του εύρους ζώνης» (bandwidth difference, ΔBW), για τον προσδιορισμό της MFH, συγκρίνει την παραμόρφωση για λήψεις με μικρό και μεγάλο εύρος ζώνης. Σε γενικές γραμμές, μπορεί κανείς να υποθέσει ότι το βαθμιδωτό πεδίο είναι γραμμικό, Β(x,y)=B0+ΔΒ(x,y), έτσι ώστε το κύριο μαγνητικό πεδίο Β(x,y), να αποτελεί διανυσματικό άθροισμα του Β0, του κυρίαρχου χωροανεξάρτητου πεδίου και της ανομοιογένειας του πεδίου ΔΒ(ξ,ψ) σε millitesla (mt) εντός του DSV. Η γραμμικότητα του βαθμιδωτού μαγνητικού πεδίου κατά μήκος του άξονα x για το συμβατικό μετασχηματισμό Fourier σχετίζεται με το BW κατά τη σχέση: 9 όπου γ είναι ο γυρομαγνητικός λόγος, το BW μετράται σε Hz, και το FOV (field of view) είναι το οπτικό πεδίο σε μέτρα (m). Ο έλεγχος ξεκινά με τη λήψη της πρώτης σάρωσης στην οποία το BW1 είναι μικρό, έτσι ώστε το G1~ΔΒ(x,y) και, αντανακλώντας το γεγονός ότι το ΔΒ(x,y) είναι παρομοίου μεγέθους με το G1. Για τη δεύτερη σάρωση, το BW2 έχει ρυθμιστεί να προσεγγίζει τη μέγιστη τιμή του, έτσι ώστε το G2 >> ΔΒ(x,y) με αποτέλεσμα. Αν και το τι συνιστά το «μικρό» και «μεγάλο» εύρος ζώνης μπορεί να διαφέρει, το πρώτο κυμαίνεται συνήθως κάτω των 5 khz, ενώ το τελευταίο μπορεί να επεκταθεί πάνω από 100 khz. Η διαφορά απόστασης (x1 -x2 ) είναι ανάλογη της MFH για ένα δεδομένο DSV, η οποία μπορεί να εκφραστεί σε όρους του εύρους ζώνης που χρησιμοποιείται για κάθε λήψη ως: Η μέτρηση αυτή μπορεί στη συνέχεια να επαναληφθεί για έναν αριθμό διαμέτρων, σε διαφορετικούς προσανατολισμούς και σε διαφορετικά επίπεδα σε όλο το ομοίωμα. Αλλάζοντας το εύρος ζώνης παράγονται μόνο στρεβλώσεις στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της συχνότητας, οπότε για κάθε επίπεδο απεικόνισης θα πρέπει να λαμβάνονται σε κάθε τιμή του εύρους ζώνης δύο εικόνες, με την κατεύθυνση κωδικοποίησης της φάσης και της συχνότητας των βαθμίδων αντιστραμμένες. Ο μέσος όρος των τιμών μπορεί να καταγραφεί σε διάφορες θέσεις σε ένα δεδομένο DSV και να χρησιμοποιηθεί για τον καθορισμό μιας συνολικής MFH. 56

67 Πλεονεκτήματα: Μπορεί να χρησιμοποιηθεί σε σχεδόν όλα τα εμπορικά διαθέσιμα κλινικά συστήματα MRI. Μειονεκτήματα: Η λήψη πολλαπλών μετρήσεων και η εκτέλεση των διαφόρων υπολογισμών με το χέρι μπορεί να είναι κουραστική. Η χρήση αυτής της τεχνικής προϋποθέτει επίσης ότι τα βαθμιδωτά πεδία είναι σωστά βαθμονομημένα. Συνεπώς, ο έλεγχος αυτός είναι συχνά πιο χρήσιμος για το συνεχή ποιοτικό έλεγχο από ότι για τον έλεγχο αποδοχής, εκτός εάν η ακρίβεια στις βαθμονομήσεις των βαθμίδων (μέσω του FOV που χρησιμοποιείται για τον έλεγχο) έχει επιβεβαιωθεί πριν η τεχνική αυτή χρησιμοποιηθεί για την εκτίμηση της MFH. Κριτήρια αποδοχής: Για τους σύγχρονους κυλινδρικούς υπεραγώγιμους μαγνήτες, πιθανά κριτήρια ανομοιογένειας για DSV 35 cm, είναι η μέση τιμή της τετραγωνικής ρίζας (RMS) να είναι <0.5 ppm για συστήματα που χρησιμοποιούνται για τη συνήθη απεικόνιση και <0.1 ppm για τα συστήματα που χρησιμοποιούνται για υπερταχεία απεικόνιση (echo planar imaging - EPI) και εφαρμογών φασματοσκοπίας. Δυστυχώς, οι κατασκευαστές συστημάτων MR αναφέρουν στις προδιαγραφές τους την ομοιογένειά τους με διάφορους τρόπους, χρησιμοποιώντας μετρήσεις peak-to-peak ή RMS, για παράδειγμα από μια σειρά τιμών του DSV. Το γεγονός αυτό καθιστά μάλλον δύσκολες τις άμεσες συγκρίσεις των προδιαγραφών ομοιογένειας του πεδίου από διαφορετικούς κατασκευαστές Μετατόπιση μαγνητικού πεδίου Ανασκόπηση: Οι αλλαγές στην ένταση του μαγνητικού πεδίου κατά την πάροδο του χρόνου (magnetic field drift ) μπορούν να επηρεάσουν το SNR των συμβατικών δεδομένων απεικόνισης και επιφέρουν μια πιο έντονη αρνητική επίπτωση στην υπερταχεία απεικόνιση (λειτουργική MRI και τεχνικές διάχυσης) και στα φασματοσκοπικά δεδομένα. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι ο ρυθμός μετατόπισης που μετράται στα υπεραγώγιμα συστήματα θα είναι σημαντικά υψηλότερος κατά τους ελέγχους αποδοχής από ότι θα είναι μετά από μερικές εβδομάδες έως και μήνες, που θα έχουν κατασταλάξει πλέον σε έναν σταθερό, σχεδόν γραμμικό ρυθμό μετατόπισης, εκτός εάν τα υπεραγώγιμα πηνία εξομάλυνσης (shim coils) χρησιμοποιούνται για εκ νέου εξομάλυνση (re-shim) του μαγνητικού συστήματος, οπότε ο ρυθμός μετατόπισης θα αυξηθεί προσωρινά και πάλι. Στους υπεραγώγιμους μαγνήτες αυτός ο ρυθμός μετατόπισης οφείλεται σε μικρές ωμικές απώλειες των υπεραγώγιμων συρμάτων, συγκολλήσεις, και στο διακόπτη συνεχούς κατάστασης (persistence mode). Σε μη υπεραγώγιμους μαγνήτες χαμηλού πεδίου, ο ρυθμός μετατόπισης του μαγνητικού πεδίου εξαρτάται από τη θερμοκρασία. Περαιτέρω, διακυμάνσεις θερμοκρασίας στις πηνία σιδήρου (αν υπάρχουν) ή αλλαγές της θερμοκρασίας στη μαγνητική θωράκιση (αν υπάρχει), θα προκαλέσει αντίστοιχες διακυμάνσεις στην 57

68 ένταση του μαγνητικού πεδίου. Συνεπώς, η θερμοκρασία δωματίου, πρέπει να διατηρείται σταθερή. Διαδικασία: Δεδομένου ότι η εξίσωση Larmor, ω=γb 0, σχετίζεται άμεσα με την ένταση του μαγνητικού πεδίου και τη συχνότητα συντονισμού, το σταθερό μαγνητικό πεδίο μπορεί να μετρηθεί έμμεσα με παρακολούθηση της μεταβολής στη συχνότητα συντονισμού (συνήθως ονομάζεται επίσης και "κεντρική συχνότητα"). Σχεδόν όλοι οι σαρωτές MR παρέχουν το μέτρο αυτό ως μέρος της προ-σαρωτικής διαδικασίας. Ένα απλό σφαιρικό ομοίωμα είναι ιδανικό για αυτόν τον έλεγχο, αλλά μπορεί επίσης να χρησιμοποιηθεί ένα κυλινδρικό ομοίωμα με ένα ομοιογενές τμήμα. Το ίδιο ομοίωμα θα πρέπει να χρησιμοποιείται για αυτόν τον έλεγχο κάθε φορά και θα πρέπει να λαμβάνεται μέριμνα για τη σωστή τοποθέτηση του ομοιώματος σε σταθερή θέση σε σχέση με το πηνίο RF. Χρησιμοποιώντας μια απλή spin-echo ακολουθία, γίνεται προσάρωση του ομοιώματος, για την ανάκτηση της κεντρικής συχνότητας και καθημερινή καταγραφή της, κατά το μέγιστο διαθέσιμο χρόνο που προβλέπεται για τον έλεγχο αποδοχής. (Ένα τέτοιο μέτρο είναι συχνά πιο χρήσιμο για τις μετέπειτα διαδικασίες ποιοτικού ελέγχου, όταν ο ρυθμός μετατόπισης θα έχει κατασταλάξει μετά την εγκατάσταση.) Κριτήρια αποδοχής: Ο ρυθμός μετατόπισης για τους σύγχρονους υπεραγώγιμους μαγνήτες δεν θα πρέπει να υπερβαίνει το 1 ppm/day κατά τη διάρκεια των ελέγχων αποδοχής. (Η τιμή πρέπει να είναι σημαντικά μικρότερη, τυπικά λιγότερο από 0.25 ppm/day, μετά από 1 με 2 μήνες λειτουργίας.) Έλεγχοι υποσυστήματος RF Βαθμονόμηση πομπού και ενίσχυσης Ανασκόπηση: Για να παραχθεί η επιθυμητή γωνία νεύσης και η συχνότητα Larmor, κατά τη διάρκεια της προσαρωτικής διαδικασίας το σύστημα MR πρέπει να προσδιορίσει τη σωστή συχνότητα εκπομπής (κεντρική συχνότητα) και τη σωστή ενίσχυση εκπομπής. Οι περισσότεροι σαρωτές προσδιορίζουν αυτόματα κάθε μία από τις παραμέτρους αυτές, μαζί με την κατάλληλη ενίσχυση του δέκτη, έτσι ώστε το σήμα MR να ψηφιοποιείται στο μέγιστο δυναμικό εύρος, αλλά χωρίς κορεσμό του προενισχυτή. Είναι χρήσιμο στους ελέγχους αποδοχής να ελέγχεται η ακρίβεια με την οποία ο σαρωτής καθορίζει αυτόματα τη συχνότητα εκπομπής και την ενίσχυση του πομπού και του δέκτη. Διαδικασία: Χρησιμοποιήστε ένα ομοιογενές σφαιρικό ομοίωμα (κατά προτίμηση) ή κυλινδρικό ομοίωμα με ένθετο υλικό που παράγει ομοιόμορφο σήμα (αποδεκτό), αφήνετε το σαρωτή στην αυτόματη προ-σάρωση κάνοντας χρήση των πιο συχνά χρησιμοποιούμενων παλμικών ακολουθιών, δηλαδή spin-echo, fast spin-echo, και gradient-echo. Καταγράψτε τις τιμές της κεντρικής συχνότητας και εάν είναι 58

69 διαθέσιμες, τις τιμές ενίσχυσης του πομπού και του δέκτη. Αν είναι δυνατόν, προσαρώστε μη-αυτόματα το ομοίωμα χρησιμοποιώντας τις ίδιες ακολουθίες λήψης και παραμέτρους και συγκρίνετε την ενίσχυση που προέρχεται από τη μη-αυτόματη προσάρωση με εκείνη που λήφθηκε με τη χρήση της αυτόματης. Για να προσδιοριστεί η σωστή ενίσχυση του πομπού, μεταβάλλετε ελαφρώς την ενίσχυση (τόσο πάνω όσο και κάτω από τη λαμβανόμενη τιμή χρησιμοποιώντας την αυτόματη προ-σάρωση) και παρατηρήστε την επίδραση σε ένα προφίλ του ομοιώματος. (Βεβαιωθείτε ότι ο χρόνος TR >> T 1 του διαλύματος του ομοιώματος.) Στην ενίσχυση του πομπού που αντιστοιχεί σε γωνία νεύσης 90, το πλάτος του προφίλ του θα πρέπει να μεγιστοποιείται και η τιμή αυτή πρέπει να αντιστοιχεί στην τιμή που λαμβάνεται με τη χρήση της αυτόματης προ-σάρωσης. Εναλλακτικά, για τις gradient-echo ακολουθίες (με TR >> T1 του διαλύματος του ομοιώματος), προ-σαρώστε αυτόματα το ομοίωμα και στη συνέχεια λάβετε εικόνες με ρυθμίσεις της γωνίας νεύσης στις 20, 50, 80, 90, 100, 130 και 160. Η γραφική παράσταση της έντασης του σήματος σε σχέση με τη γωνία νεύσης, πρέπει να καταδεικνύει μέγιστο στις 90 εάν η ενίσχυση του πομπού είναι σωστά βαθμονομημένη. Τέλος, για τις πιο συχνά χρησιμοποιούμενες ακολουθίες παλμών, λάβετε ένα σύνολο πολυτομικών εικόνων χρησιμοποιώντας το ελάχιστο μεσοδιάστημα μεταξύ τομών (slice gap). (Κατά την εκτέλεση αυτού του ελέγχου, βεβαιωθείτε ότι το σύστημα δεν έχει προεπιλεγμένο έναν εναλλασσόμενο τρόπο συλλογής δεδομένων.) Παρατηρήστε τις εικόνες για ψευδενδείξεις όπως κεντρικές ψευδοδομές τύπου φερμουάρ (zipper artifacts) ή είδωλα εικόνων (ghost images). Η παρουσία τους μπορεί να υποδεικνύει λανθασμένη βαθμονόμηση του υποσυστήματος RF. Κριτήρια αποδοχής: Όλες οι εικόνες θα πρέπει να είναι απαλλαγμένες από ψευδενδείξεις. Οι μη-αυτόματα προσδιοριζόμενες τιμές της ενίσχυσης του πομπού πρέπει να συμφωνούν κατά ±5% με αυτές που ορίζονται αυτόματα και οι μηαυτόματα προσδιοριζόμενες τιμές της κεντρικής συχνότητας θα πρέπει να συμφωνούν με αυτές της αυτόματης εντός των ±10 Hz Σταθερότητα Ενίσχυσης Πομπού Ανασκόπηση: Η συνολική ενίσχυση πομπού χαρακτηρίζεται από τρία μέτρα σταθερότητας: τη σταθερότητα του πλάτους, τη σταθερότητα της συχνότητας και τη σταθερότητα της φάσης. Ανεπάρκεια στη σταθερότητα ενίσχυσης του πομπού έχει ως αποτέλεσμα μια ποικιλία ψευδενδείξεων, συμπεριλαμβανομένων των ειδώλων (ghosting), του χαμηλού SNR και της κακής ομοιογένειας. Η καλή σταθερότητα είναι ιδιαίτερα σημαντική για υψηλής ποιότητας ταχείες και υπερταχείες απεικονιστικές εξετάσεις, όπως αυτές που λαμβάνονται με fast spin-echo και ΕΡΙ ακολουθίες, αντιστοίχως, καθώς και για φασματοσκοπικές εξετάσεις. Το υποσύστημα RF πρέπει να καταδεικνύει αποδεκτή σταθερότητα πλάτους, συχνότητας και φάσης, μιας και 59

70 καθένα από αυτά είναι κρίσιμης σημασίας για τη βέλτιστη εικόνα ή/και τη φασματική ποιότητα. Διαδικασία: Προηγούμενα εγχειρίδια ελέγχων αποδοχής και διασφάλισης ποιότητας της AAPM πρότειναν οπτική εξέταση των μεταβολών στις καμπύλες του σήματος ελεύθερης επαγωγής απόσβεσης (FID) ή των φασματικών κορυφών κατά την πάροδο του χρόνου. Ωστόσο, τα σύγχρονα συστήματα MR που διαθέτουν ψηφιακούς ηλεκτρονικούς πομπούς και δέκτες, καταδεικνύουν σχετικά μικρές μετατοπίσεις που κατά πάσα πιθανότητα δεν θα είναι αντιληπτές με τη χρήση των τεχνικών αυτών που είχαν προταθεί στο παρελθόν. Από την άλλη πλευρά, δεδομένου ότι η υπερταχεία απεικόνιση και οι ακολουθίες φασματοσκοπίας νέας κλάσης είναι εξαιρετικά ευαίσθητες στην αστάθεια της RF, οι περισσότεροι κατασκευαστές έχουν αναπτύξει ευαίσθητα εργαλεία για την αξιολόγηση της σταθερότητας του πλάτους, της συχνότητας και της φάσης, τα οποία χρησιμοποιούνται από το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης που είναι υπεύθυνο για την εγκατάσταση και το πεδίο. Ως εκ τούτου, αυτός είναι άλλος ένας έλεγχος που πιθανώς είναι προτιμότερο να εκτελείται από τον κατασκευαστή, με ένα αντίγραφο των τελικών αποτελεσμάτων να περιλαμβάνεται στην έκθεση του ελέγχου αποδοχής. Κριτήρια αποδοχής: Δεν υπάρχουν ενιαία κριτήρια αποδοχής για τη σταθερότητα του υποσυστήματος RF. Ως εκ τούτου, το προτεινόμενο κριτήριο είναι ότι η σταθερότητα πρέπει να ικανοποιεί ή να υπερβαίνει τα επίπεδα ελάχιστης σταθερότητας έντασης, συχνότητας και φάσης τα οποία καθορίζονται από τον κατασκευαστή, εκτός αν ορίζεται διαφορετικά στην προσφορά ή/και στη σύμβαση Έλεγχοι Υποσυστήματος Βαθμιδωτών Πεδίων Γεωμετρική ακρίβεια και γραμμικότητα Ανασκόπηση: Υποθέτοντας ότι το στατικό μαγνητικό πεδίο είναι ομοιογενές (έχει ήδη εξεταστεί παραπάνω), ο κυρίαρχος παράγοντας που επηρεάζει τη γεωμετρική ακρίβεια σε ένα σύστημα MR είναι το υποσύστημα βαθμίδων του μαγνητικού πεδίου. Ιδανικά, τα τρία ορθογώνια πηνία βαθμίδων κωδικοποιούν γραμμικά τη θέση με τη συχνότητα και τη φάση. Ωστόσο, παρά τις καλύτερες προσπάθειες τεχνικού σχεδιασμού από την πλευρά των προμηθευτών, ώστε να παράγουν απολύτως γραμμικά βαθμιδωτά πεδία, όλα τα πραγματικά πηνία παράγουν μη γραμμικά βαθμιδωτά πεδία, κυρίως λόγω της πεπερασμένης τους έκτασης. Με την πρόσφατη έλευση των συστημάτων μικρότερης διαμέτρου κοιλότητας, οι εν λόγω μη γραμμικές βαθμίδες έχουν γίνει ακόμη πιο εμφανείς. Ως αντιστάθμισμα, οι κατασκευαστές ενσωματώνουν έναν αλγόριθμο «στρέβλωσης» (warping) για τη διόρθωση των ακατέργαστων εικόνων, για τις γνωστές μη-γραμμικότητες ενός πηνίου βαθμίδων συγκεκριμένου σχεδιασμού. Ωστόσο, ακόμη και με αυτές τις διορθώσεις, η γεωμετρική ακρίβεια ποικίλλει ανάλογα με το FOV, ιδιαίτερα για τις εκτός 60

71 ισοκέντρου τομές. (Συνήθως, οι κατασκευαστές καθορίζουν τη γεωμετρική ακρίβεια για ένα μόνο κομμάτι που βρίσκεται στο ισόκεντρο.) Κατά τους ελέγχους αποδοχής, πρέπει να αξιολογείται η γεωμετρική ακρίβεια του συστήματος MR. Συνιστάται, η εκτίμηση αυτή να πραγματοποιείται όχι μόνο στο ισόκεντρο, αλλά σε δύο ή περισσότερες θέσεις εκτός του ισοκέντρου. Επιπλέον, προτείνεται η γεωμετρική ακρίβεια να εκτιμάται και στα τρία κύρια επίπεδα. Στα συστήματα που η λήψη των δεδομένων των εικόνων θα χρησιμοποιηθούν για σκοπούς σχεδιασμού θεραπείας, θα πρέπει να δοθεί ιδιαίτερη προσοχή σε αυτούς τους ελέγχους και η γεωμετρική ακρίβεια θα πρέπει να καθορίζεται για μια σειρά από FOVs και διαφορετικές θέσεις τομής, ώστε να καθοριστεί επαρκώς το σύνολο του όγκου από τον οποίο θα ληφθούν τα δεδομένα. Μετά την επιτυχή ολοκλήρωση αυτού του βήματος του ελέγχου αποδοχής, ο φυσικός θα έχει επικυρώσει την ακρίβεια των εργαλείων χωρικής μέτρησης του σαρωτή. Αυτά τα εργαλεία μπορούν στη συνέχεια να χρησιμοποιηθούν για μετέπειτα ελέγχους που απαιτούν τα μετρήσεις αποστάσεων, όπως το πάχος τομής. Διαδικασία: Η επί τοις εκατό γεωμετρική παραμόρφωση μπορεί να μετρηθεί εύκολα με ένα ομοίωμα γνωστών διαστάσεων ή ενός ομοιώματος που περιέχει ένα ομοιόμορφο πλέγμα ή πρότυπο οπών. Το ομοίωμα πρέπει να απεικονισθεί και στα τρία ορθογώνια επίπεδα και το μέτρημα της επί τοις εκατό γεωμετρικής παραμόρφωσης (%GD), θα πρέπει να λαμβάνεται σε κάθε επίπεδο, ως: όπου Δ actual είναι η πραγματική διάσταση του ομοιώματος και Δ measured είναι η διάσταση που μετράται από την εικόνα. Εάν το ομοίωμα που χρησιμοποιείται περιέχει ένα ομοιόμορφο πλέγμα ή πρότυπο οπών, η γραμμικότητα για όλο το FOV μπορεί να προσδιορισθεί μέσο του συντελεστή διακύμανσης, από τις αποστάσεις των οπών ή του πλέγματος. (Αυτό παρέχει μια πιο εμπεριστατωμένη αξιολόγηση της διακύμανσης στη γραμμικότητα της βαθμίδας σε όλο το ομοίωμα, όχι μόνο σε δύο σημεία του.) Στην περίπτωση που γίνεται χρήση του ομοιώματος πιστοποίησης MR του ACR, θα πρέπει να σημειωθεί ότι η διάμετρος του ομοιώματος είναι 190 mm και το μήκος του είναι 148 mm. Το ομοίωμα μπορεί να περιστραφεί σε ορισμένα από τα διαθέσιμα πηνία κεφαλής, ώστε να επιτραπεί η αξιολόγηση της γεωμετρικής παραμόρφωσης και στα τρία επίπεδα. Ωστόσο, σε κάποια νεότερα πηνία κεφαλής τύπου phased-array, το ομοίωμα μπορεί να σαρωθεί μόνο στο αξονικό επίπεδο, ενώ η αξιολόγηση άλλων επιπέδων θα απαιτήσει τη χρήση ενός διαφορετικού πηνίου RF. Κριτήρια αποδοχής: Η απόλυτη τιμή της επί τοις εκατό γεωμετρικής παραμόρφωσης δεν θα πρέπει να υπερβαίνει το 2% (λιγότερο από 2%, αν τα δεδομένα πρόκειται να χρησιμοποιηθούν για σκοπούς σχεδιασμού θεραπείας). (Για το Πρόγραμμα 61

72 Πιστοποίησης MR του ACR, η μέγιστη επιτρεπόμενη γεωμετρική παραμόρφωση κατά τη χρήση του ομοιώματος πιστοποίησης του ACR είναι ±2 mm.) Αντιστάθμιση Δινορευμάτων Ανασκόπηση: Κατά τη διάρκεια λήψης εικόνων, τα πηνία βαθμιδωτών πεδίων ενεργοποιούνται και απενεργοποιούνται πολύ γρήγορα. Το προκύπτον χρονικάμεταβαλλόμενο μαγνητικό πεδίο προκαλεί δινορεύματα (eddy currents) πλησίον των αγώγιμων δομών, ενώ τα μαγνητικά πεδία που σχετίζονται με αυτά τα δινορεύματα αντιτίθενται στα εφαρμοζόμενα βαθμιδωτά πεδία. Αποτέλεσμα αυτού είναι ο ελάχιστος χρόνος ανόδου των βαθμιδωτών πεδίων και κατ επέκταση, ο ανώτατος ρυθμός λήψης εικόνων να περιορίζονται από τα δινορεύματα. Οι επιδράσεις των δινορευμάτων έχουν αποτελέσει μεγάλη μάστιγα στους μηχανικούς σχεδιασμού των συστημάτων MR. Πολλές ψευδενδείξεις προκύπτουν από την κακή αντιστάθμιση δινορευμάτων, ιδιαίτερα στη φασματοσκοπία και στις ταχείες και υπερταχείες εφαρμογές απεικόνισης. Ως εκ τούτου, η βέλτιστη αντιστάθμιση δινορευμάτων αποτελεί αναγκαιότητα. Δυστυχώς, η σωστή βελτιστοποίηση της αντιστάθμισης των δινορευμάτων είναι εξαιρετικά δύσκολο να εξακριβωθεί σε ελέγχους αποδοχής χρησιμοποιώντας ακολουθίες και εργαλεία άμεσα διαθέσιμα στους φυσικούς ιατρικής. Προηγούμενα εγχειρίδια ελέγχων αποδοχής και διασφάλισης ποιότητας της AAPM έχουν προτείνει δύο τεχνικές για το χαρακτηρισμό της αντιστάθμισης των δινορευμάτων 2. Το πρώτο είναι ένα άμεσο μέτρο χρησιμοποιώντας ένα μικρό πηνίο λήψης (pickup) και ένα ολοκληρωμένο κύκλωμα. Το δεύτερο είναι να εξεταστεί η επίδραση ενός παλμού βαθμιδωτού πεδίου που προηγείται ενός παλμού 90 από μία μεταβλητή καθυστέρηση, πάνω στο σήμα FID ή το φάσμα. Δυστυχώς, και οι δύο τεχνικές είναι μάλλον ανέφικτες για τους περισσότερους φυσικούς ιατρικής και αυτό είναι μια άλλη περιοχή όπου εργαλεία λογισμικού και ομοιώματα από τον κατασκευαστή είναι εξαιρετικά χρήσιμα. Πολλοί κατασκευαστές μπορούν να τυπώσουν την τελική έκθεση για τις ρυθμίσεις της αντιστάθμισης των δινορευμάτων. Αυτές οι πληροφορίες θα πρέπει να γίνουν μέρος της τεκμηρίωσης των ελέγχων αποδοχής και μπορεί να είναι εξαιρετικά πολύτιμες για τη μελλοντική παρακολούθηση του QC. Κριτήρια αποδοχής: Όπως και στην περίπτωση του ελέγχου σταθερότητας για το υποσύστημα RF, δεν υπάρχουν ενιαία κριτήρια αποδοχής για τα μέτρα διόρθωσης των δινορευμάτων. Ως εκ τούτου, το προτεινόμενο κριτήριο είναι τα αποτελέσματα διόρθωσης των δινορευμάτων να ανταποκρίνονται ή και να υπερβαίνουν τα επίπεδα που καθορίζονται από τον κατασκευαστή, εκτός αν ορίζονται διαφορετικά στην προσφορά ή/και στη σύμβαση. 62

73 3.5.4 Συνδυασμένοι Έλεγχοι των Υποσυστημάτων Βαθμίδων/RF Πάχος Τομής και Απόσταση μεταξύ Τομών Ανασκόπηση: Το πάχος τομής στο MRI προσδιορίζεται ιδανικά από το εύρος ζώνης του παλμού διέγερσης RF και το πλάτος του αντίστοιχου εφαρμοσμένου παλμού βαθμίδας, δηλαδή: όπου Δν είναι το εύρος ζώνης του παλμού RF (Hz), γ είναι o γυρομαγνητικός λόγος ( γ για τα πρωτόνια) και το G είναι το πλάτος βαθμιδωτού π πεδίου ( ). Το πάχος τομής είναι μια σημαντική παράμετρος στο MRI δεδομένου ότι οι λανθασμένες παχιές τομές οδηγούν σε φαινόμενα μερικού όγκου (partial volume effects) που υποβαθμίζουν τη φαινόμενη χωρική διακριτική ικανότητα, ενώ λανθασμένες λεπτές τομές έχουν ως αποτέλεσμα κακό SNR. Επιπλέον, κακά προφίλ επιλογής τομής μπορεί να είναι προβληματικά όταν απαιτούνται ελάχιστες αποστάσεις μεταξύ τομών (slice gaps). Οι παράγοντες που υποβαθμίζουν το προφίλ της τομής περιλαμβάνουν: την ανομοιογένεια του βαθμιδωτού πεδίου, την ανομοιογένεια του πεδίου RF, κακό σχήμα του παλμού RF λόγω μη-γραμμικότητας πλάτους του πομπού RF και την αστάθεια της φάσης ή/και του πλάτους RF και το σχηματισμό διεγερμένης αντήχησης μη κατάλληλα αλλοιωμένης. Διαδικασία: Ενώ υπάρχουν αρκετές τεχνικές για τη μέτρηση του πάχους και των αποστάσεων μεταξύ τους, η πιο συχνά χρησιμοποιούμενη τεχνική περιλαμβάνει τη χρήση ενός ομοιώματος στο οποίο περιέχονται διασταυρούμενες ράμπες (Σχήμα 3.1). Όπως συζητήθηκε σε προηγούμενα έγγραφα διασφάλισης ποιότητας και σε ελέγχους αποδοχής του NEMA10 (National Electrical Manufacturers Association) και της AAPM1,2, η χρήση διασταυρούμενων ραμπών (κεκλιμένες επιφάνειες προσανατολισμένες σε μια σταθερή γωνία φ, η μία σε σχέση με την άλλη) ελαχιστοποιεί σφάλματα μέτρησης που προκύπτουν από μια κλίση ή περιστροφή του ομοιώματος. 63

74 Σχήμα 3.1 (a) Ομοίωμα πάχους τομής που περιέχει δύο ομάδες ραμπών σε γωνία φ=90 (b) ένα αντιπροσωπευτικό προφίλ τομής. Αν α και β είναι οι μετρούμενες τιμές FWHM επί των δύο διασταυρούμενων ραμπών, τότε το «πραγματικό» FWHM του προφίλ της τομής δίνεται από τη σχέση Σημειώνεται ότι για φ, το FWHM απλοποιείται σε. Συνιστάται το πάχος των τομών να εκτιμάται (με χρόνο επανάληψης, TR>3T 1 ) χρησιμοποιώντας καθεμία από τις ακολουθίες που χρησιμοποιούνται κλινικά πιο συχνά. Η σύσταση αυτή βασίζεται στο γεγονός ότι τα αποτελέσματα για κάθε τύπο παλμικής ακολουθίας μπορεί να διαφέρουν λόγω της ειδικής αλληλουχίας κυματομορφών RF που χρησιμοποιείται για τους παλμούς επιλεκτικής τομής. Δεδομένου ότι ένα διαφορετικό βαθμιδωτό πεδίο χρησιμοποιείται για επιλογή τομής σε κάθε επίπεδο, συνιστάται επίσης το πάχος των τομών να μετράται και στα τρία κύρια επίπεδα χρησιμοποιώντας τουλάχιστον μία ακολουθία παλμών. Για μετρήσεις απόστασης μεταξύ τομών (μεσοδιάστημα), κάποιος μπορεί απλά να καθορίσει πολλαπλές τομές κατά μήκος των κεκλιμένων επιπέδων και να μετρήσει την απόσταση μεταξύ των άκρων των προφίλ των τομών του επιπέδου. Εάν χρησιμοποιείται το ομοίωμα πιστοποίησης MR του ACR, η τομή #1 θα περιλαμβάνει ένα ζεύγος του 10:1 των διασταυρούμενων ραμπών. Εάν το FWHM από τα απεικονιζόμενα προφίλ των ραμπών σε αυτό το ομοίωμα υποδηλώνονται ως a και b, τότε το προκύπτον FWHM του προφίλ της τομής δίνεται από τη σχέση 64

75 Κριτήρια αποδοχής: Το μετρούμενο πάχος τομής, για spin-echo ακολουθίες, θα πρέπει να είναι εντός του 10% του προβλεπόμενου πάχους για 5 mm ή μεγαλύτερο. (Σημειώστε ότι το πλάτος του καναλιού των ραμπών που γεμίζεται με υγρό καθορίζει την ακρίβεια της μέτρησης του πάχους τομής.1,2,10). Για την απόσταση μεταξύ τομών, η διαφωνία μεταξύ των οριζόμενων και των μετρούμενων αποστάσεων πρέπει να είναι 10% Γενικοί Έλεγχοι του Συστήματος SNR Ανασκόπηση: Όπως προαναφέρθηκε, η επιλογή της κάθε παραμέτρου απεικόνισης, όπως και η επιλογή του πηνίου RF και η τοποθέτηση του ομοιώματος, επηρεάζουν το SNR. Επομένως, αν και ο λόγος SNR είναι μια ευαίσθητη παράμετρος QC, δεν είναι μια ιδιαίτερα κατατοπιστική παράμετρος όταν πρόκειται για τον καθορισμό του πού ακριβώς βρίσκεται το πρόβλημα στην αλυσίδα απεικόνισης. Τα προβλήματα του συστήματος που αποδίδουν χαμηλό SNR περιλαμβάνουν: βλάβη του πηνίου RF, κακή αποσύνδεση του πηνίου RF, σφάλματα του προενισχυτή και του δέκτη, και στη λήψη ανεπαρκώς εξασθενημένων εξωτερικών πηγών θορύβου RF λόγω προβλημάτων στην ακεραιότητα της θωράκισης RF. Διαδικασία: Η προτιμώμενη μέθοδος για τη μέτρηση του SNR είναι η προσέγγιση που προτάθηκε από το NEMA11. Στην προσέγγιση αυτή, δύο πανομοιότυπες εικόνες από ένα ομοιογενές ομοίωμα λαμβάνονται με τον ελάχιστο χρονικό διαχωρισμό μεταξύ της λήψης των εικόνων. Οι εικόνες στη συνέχεια αφαιρούνται, και το SNR λαμβάνεται να είναι: όπου είναι το μέσο σήμα σε μία περιοχή ενδιαφέροντος (region of interest - ROI) που περιέχει τουλάχιστον το 75% του ομοιώματος, περιοχή που ορίζεται σε οποιαδήποτε από τις δύο αρχικές εικόνες (ή σε ένα μέσο όρο των δύο) και σ είναι η τυπική απόκλιση από το ίδιο ROI στην εικόνα που προκύπτει από την αφαίρεση των δύο εικόνων. Μερικοί σαρωτές ασφαλώς, δεν επιτρέπουν στο χειριστή να σχηματίσει εικόνες από την αφαίρεση δύο εικόνων και έτσι η προσέγγιση του NEMA δεν είναι πρακτική, εκτός εάν οι εικόνες έχουν ληφθεί off-line σε έναν άλλο σταθμό εργασίας (που επιτρέπει την αφαίρεση εικόνων). Σε περιπτώσεις όπου η προσέγγιση ΝΕΜΑ δεν είναι πρακτικά εφαρμόσιμη, ένα μέτρο του SNR μπορεί να υπολογιστεί από μετρήσεις σε μία μόνο εικόνα χρησιμοποιώντας την παρακάτω εξίσωση: 65

76 όπου σ bkg είναι η τυπική απόκλιση ενός ROI στο υπόβαθρο (αέρας). (Σημειώστε ότι ο συντελεστής που είναι περίπου ίσος με 0.655, αντισταθμίζει το γεγονός ότι η κατανομή σήματος του υποβάθρου στις εικόνες μεγέθους (magnitude images) είναι Rician και όχι Gaussian. 12,13 ) Σε κάθε περίπτωση, είναι πιθανόν ο τρόπος μέτρησης του SNR που επιλέγεται να χρησιμοποιηθεί από τον κατασκευαστή, να διαφέρει από εκείνο που έχει επιλεχθεί από το φυσικό ιατρικής. Ως εκ τούτου, η συμφωνία μεταξύ των συμβαλλομένων πρέπει να επιτυγχάνεται με τα «αποδεκτά μέτρα». Σημειώνεται ότι τιμές του SNR θα πρέπει να λαμβάνονται τουλάχιστον για τα πηνία κεφαλής και σώματος, και στα τρία κάθετα μεταξύ τους επίπεδα, τουλάχιστον για το ένα από αυτά τα πηνία. Επιπλέον, θα μπορούσε κανείς να εξετάσει επίσης τη λήψη μετρήσεων SNR σε ένα μόνο επίπεδο χρησιμοποιώντας κάθε μία από τις ακολουθίες παλμών που χρησιμοποιούνται συνήθως στην κλινική πράξη. Εάν γίνεται χρήση του Ομοιώματος Πιστοποίησης MR του ACR, πρέπει να χρησιμοποιείται για τους ελέγχους αυτούς τομή # 7. Προτιμητέο θα ήταν να γίνουν έλεγχοι αναφοράς SNR σε όλων των ειδών τα πηνία. Για τα επιφανειακά και τα φασικής διάταξης (phased-array) πηνία, όπου το σήμα μεταβάλλεται σημαντικά με τη χωρική θέση, είναι πολύ σημαντικό να αποτυπώνεται σε φιλμ ή να λαμβάνεται ψηφιακή εικόνα όπου να φαίνονται οι θέσεις των ROIs. Επιπλέον, όπως περιγράφεται από το Medical Physicist s/mri Scientist s Section of the ACR MRI Quality Control Manual 5, συνιστάται η χρήση του «μέγιστου» στις μετρήσεις του SNR, για την αποδοχή και το συνεχή ποιοτικό έλεγχο για όλα τα επιφανειακά και τα φασικής διάταξης πηνία. Για τα πηνία φασικής διάταξης, είναι προτιμότερη η ανακατασκευή των εικόνων από κάθε στοιχείο του πηνίου και όχι μόνο της σύνθετης εικόνας, δεδομένου ότι με αυτό τον τρόπο επιτρέπεται ο χαρακτηρισμός SNR του κάθε στοιχείου του πηνίου στη διάταξη και όχι μόνο ο SNR της σύνθετης εικόνας για όλα τα στοιχεία του πηνίου. Τέτοιες εικόνες μονού ή ενδιάμεσου στοιχείου, μπορούν να ανακατασκευαστούν και να εμφανίζονται σε πολλούς σαρωτές, αλλά αυτό απαιτεί συνήθως τη βοήθεια ενός μηχανικού της τεχνικής υπηρεσίας ή τη δυνατότητα να λειτουργήσει ο σαρωτής στην κατάσταση «service» ή «research». Όσον αφορά το SNR στα πηνία φασικής διάταξης, θα πρέπει να σημειωθεί ότι η τελευταία εξίσωση ισχύει μόνο για εικόνες μεγέθους από τετραγωνικά ή γραμμικά πηνία όγκου. Για πηνία φασικής διάταξης, η λαμβανόμενη τιμή του SNR στις εικόνες μεγέθους, απαιτεί μια περαιτέρω διόρθωση η οποία εξαρτάται από τον αριθμό των στοιχείων της διάταξης. 14 Κριτήρια αποδοχής: Δεν μπορούν να δοθούν σε γενικές γραμμές κριτήρια αποδοχής για το SNR, δεδομένου ότι οι τιμές θα είναι πάντα ειδικές για κάθε σύστημα (λόγω του πηνίου RF, των συνθηκών σάρωσης, τις τιμές Τ 1 και Τ 2 του ομοιώματος, κ.λπ.). Ωστόσο, οι μετρήσεις SNR που λαμβάνονται κατά τη διάρκεια των ελέγχων 66

77 αποδοχής θα πρέπει να αποτελέσουν τη βάση ή τις τιμές αναφοράς που θα χρησιμοποιηθούν στο επόμενο πρόγραμμα διασφάλισης ποιότητας. Οι τιμές SNR πρέπει να πληρούν ή να υπερβαίνουν τις τιμές που δίνονται από τον κατασκευαστή του πηνίου(-ων), εφόσον παρέχονται, όταν χρησιμοποιούνται παράμετροι σάρωσης και ομοίωμα (-τα) που συνιστώνται από τον κατασκευαστή Ποσοστιαία Ομοιογένεια Εικόνας (PIU) Ανασκόπηση: Η ομοιογένεια εικόνας αναφέρεται στην ικανότητα ενός συστήματος MRI να απεικονίζει ομοιογενείς περιοχές ενός ομοιώματος με την ίδια ένταση. Η ανομοιογένεια είναι συνήθως το αποτέλεσμα ανομοιογενειών της RF ή του μαγνητικού πεδίου ή της κακής αντιστάθμισης των δινορευμάτων. Διαδικασία: Η ποσοστιαία ομοιογένεια εικόνας (PIU) καθορίζεται από ένα ROI σε ομοιογενές ομοίωμα που περιλαμβάνει το 75% τουλάχιστον της επιφάνειας του. Το ομοίωμα πιστοποίησης MRI του ACR περιέχει μια τέτοια ομοιογενή περιοχή στην τομή # 7. Τυπικά, επιλέγεται ένα μικρό ROI (~ 1cm2) στην περιοχή της ελάχιστης έντασης pixel και ένα στην περιοχή της μέγιστης έντασης pixel (Σχήμα 3.2). Στη συνέχεια, η PIU υπολογίζεται ως: Σχήμα 3.2 Εκτίμηση του PIU με τη χρήση του ομοιώματος πιστοποίησης MR του ACR [ ] 67

78 Κριτήρια αποδοχής: Για ένα πηνίο όγκου κεφαλής, η μετρούμενη PIU πρέπει να πληροί ή να υπερβαίνει το 90% για σαρωτές που λειτουργούν σε 2Τ και κάτω. (Σημείωση: Για σαρωτές που λειτουργούν σε εντάσεις πεδίου μεγαλύτερες των 2Τ, η τιμή του PIU αναμένεται να είναι μικρότερη από το 90%, εάν χρησιμοποιείται ομοίωμα γεμισμένο με νερό, λόγω διηλεκτρικών φαινομένων και φαινομένων διείσδυσης Χωρική Διακριτική Ικανότητα Υψηλής Αντίθεσης (HCR) Ανασκόπηση: Η χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης (HCR), είναι ένα μέτρο της ικανότητας του συστήματος MRI, να απεικονίσει το διαχωρισμό αντικειμένων, υψηλής σκιαγραφικής αντίθεσης που βρίσκονται τοποθετημένα πολύ κοντά το ένα στο άλλο, όταν δεν υπάρχει σημαντική συνεισφορά θορύβου. Η χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης στο MRI τυπικά περιορίζεται από το μέγεθος των pixel της μήτρας ανακατασκευής. Πρόσθετοι παράγοντες που μπορούν να επηρεάσουν αρνητικά τη χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης, περιλαμβάνουν την κακή αντιστάθμιση των δινορευμάτων, την έντονη παρουσία ειδώλων και το υπερβολικό low-pass φιλτράρισμα των εικόνων κατά τη διάρκεια της ανακατασκευής τους. Διαδικασία: Η χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης μπορεί να αξιολογηθεί με οποιοδήποτε ομοίωμα το οποίο περιέχει διαδοχικές συστοιχίες αντικειμένων υψηλής αντίθεσης, με προοδευτικά μικρότερη διάμετρο. Η χωρική διακριτική ικανότητα θα πρέπει να μετράται αμφότερα στις κατευθύνσεις κωδικοποίησης της συχνότητας και της φάσης και στα τρία κύρια επίπεδα. Το ομοίωμα πιστοποίησης MR του ACR, περιλαμβάνει στην τομή # 1 ένα τέτοιο ένθετο με πρότυπα χωρικής διακριτικής ικανότητας διαμέτρου 1.1, 1.0 και 0.9 mm, τόσο στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της συχνότητας όσο και της φάσης (Σχήμα 3.3). Με το ομοίωμα αυτό, με FOV 25 cm και μήτρα σάρωσης , θα πρέπει να διακρίνονται οι οπές του 1.0 mm για μία τουλάχιστον από τις σειρές της άνω αριστερής ομάδας οπών και οι οπές του 1.0 mm για μία τουλάχιστον από τις στήλες της κάτω δεξιάς ομάδας οπών. Κριτήρια αποδοχής: Αντικείμενα με μέγεθος τουλάχιστον ένα θεωρητικό πλάτος pixel που διαχωρίζονται από τουλάχιστον ένα πλάτος pixel, θα πρέπει να διακρίνονται. 68

79 . Σχήμα 3.3 Δομές υψηλής αντίθεσης στην τομή # 1 του ομοιώματος του ACR. Το άνω αριστερό τετράγωνο των οπών χρησιμοποιείται για τον έλεγχο στην οριζόντια διεύθυνση, ενώ το κάτω δεξί τετράγωνο των οπών χρησιμοποιείται για τον έλεγχο στην κάθετη διεύθυνση. Οι αποστάσεις των οπών είναι 1.1 mm, 1.0 mm και 0.9 mm αντίστοιχα, για τα τρία σύνολα των άνω αριστερών/κάτω δεξιών τετραγώνων Διακριτική Ικανότητα Αντικειμένων Χαμηλής Αντίθεσης (LCOD) Ανασκόπηση: Ένας έλεγχος της δυνατότητας διάκρισης αντικειμένων χαμηλής αντίθεσης (διακριτική ικανότητα χαμηλής αντίθεσης), αξιολογεί την ικανότητα του συστήματος να διαχωρίσει αντικείμενα παρουσία θορύβου. Παράγοντες που επηρεάζουν αρνητικά τη διάκριση αντικειμένων χαμηλής αντίθεσης, συμπεριλαμβάνουν αυτούς που επηρεάζουν αρνητικά το SNR. Συνεπώς, τα αποτελέσματα των ελέγχων αυτών εξαρτώνται από την ένταση του πεδίου του συστήματος. Οι προηγούμενες κατευθυντήριες γραμμές της AAPM για ελέγχους αποδοχής και διασφάλισης της ποιότητας στα συστήματα MR, δεν εξέταζαν τρόπους για την αξιολόγηση της διακριτικής ικανότητας χαμηλής αντίθεσης. Ωστόσο, ορισμένα ομοιώματα MR, π.χ. το ομοίωμα του ACR, παρέχουν ένθετα για τέτοιου είδους αξιολογήσεις. Για το συγκεκριμένο ομοίωμα, η διαδικασία ελέγχου παρουσιάζεται συνοπτικά στη συνέχεια. Διαδικασία: Το ομοίωμα του ACR περιλαμβάνει 4 δίσκους μεταβαλλόμενου πάχους και κάθε δίσκος έχει 10 ακτίνες που περιέχουν 3 οπές η κάθε μια, με τη διάμετρο της οπής να μειώνεται με την αύξηση του αριθμού της ακτίνας (Σχήμα 3.4). Ο αριθμός των συνεχόμενων ακτινών που μπορούν να διακριθούν πλήρως στους τέσσερις δίσκους, μετράται και χρησιμοποιείται ως μέτρο της διακριτικής ικανότητας χαμηλής αντίθεσης. Τα ένθετα στις τομές 8, 9, 10 και 11 δημιουργούν αντιθέσεις (ρευστό που δίνει σήμα MR σε σύγκριση με στερεό πλαστικό που δεν δίνει σήμα για τομείς των 5 mm) του 1.4%, 2.5%, 3.6% και 5.1%, αντίστοιχα. 69

80 Σχήμα 3.4 Ένθετα διακριτικής ικανότητας χαμηλής αντίθεσης του ομοιώματος πιστοποίησης του ACR. Κριτήρια αποδοχής: Για ακολουθία παλμών Τ 1 (χρόνος αντήχησης ΤΕ=20 ms, TR=500 ms, 1 μέσο όρο, μήτρα , 25 cm FOV), ο ελάχιστος αριθμός των ακτινών που πρέπει να είναι ορατός για πιστοποίηση κατά ACR είναι 9. Ωστόσο, σε συστήματα υψηλού πεδίου, ο αριθμός των ανιχνεύσιμων ακτινών πρέπει να είναι σημαντικά υψηλότερος. Τα δεδομένα ανίχνευσης αντικειμένου χαμηλής αντίθεσης σε περισσότερους από 200 σαρωτές με ποικίλες εντάσεις πεδίου (0.2T ~ 2.0T), που έχουν ληφθεί από δύο μέλη της παρούσας ομάδας εργασίας (GDC, EFJ), συνοψίζεται στο Σχήμα 3.5. Δεδομένου ότι η γραμμή τάσης στο Σχήμα 3.5 υπολογίσθηκε από τις μέσες τιμές LCOD για ένα υποσύνολο των συστημάτων που πέρασαν τον έλεγχο πιστοποίησης LCOD του ACR, συνιστάται οι μετρήσεις κατά τον έλεγχο αποδοχής των συστημάτων MR να πληρούν ή να υπερβαίνουν τις τιμές που καθορίζονται από το παραπάνω σχήμα. 70

81 Σχήμα 3.5 Προσαρμοσμένα δεδομένα LCOD του ACR με ακολουθία Τ1 βαρύτητας, από 231 σαρωτές σε εντάσεις πεδίου από 0.2T μέχρι 2.0T Ποσοστιαία Εκτίμηση Ειδώλων Σήματος (Percent Signal Ghosting) Ανασκόπηση: Η παρουσία ειδώλων (ghosting) είναι τυπικά μία συνέπεια της αστάθειας σήματος κατά τη διάρκεια της σάρωσης (intrascan). Η έντονη παρουσία ειδώλων παρατηρείται γενικά μόνο στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της φάσης και μπορεί να αποκρύψει λεπτομέρειες. Φυσικά, οι επιπτώσεις είναι πιο εμφανείς σε περιοχές με χαμηλό επίπεδο σήματος (όπως το υπόβαθρο). Διαδικασία: Οποιοδήποτε ομοιογενές ομοίωμα ή ομοιογενές τμήμα ενός ομοιώματος, μπορεί να χρησιμοποιηθεί για τον έλεγχο αυτό. Εάν επιλεχθεί το ομοίωμα πιστοποίησης MR του ACR, πρέπει να χρησιμοποιείται για τις μετρήσεις η τομή # 7. Καταγράφεται το μέσο σήμα, από ένα μεγάλο ROI (>75% του εμβαδού διατομής του ομοιώματος), όπως επίσης και τα μέσα σήματα από το υπόβαθρο στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της συχνότητας και στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της φάσης. Ο λόγος ειδώλων (ghosting ratio) (Σχήμα 3.6) δίνεται από τη σχέση: 71

82 Σχήμα 3.6 Μέτρηση του μέσου όρου ghosting ratio. Τα ROIs στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της συχνότητας παρέχουν μια μέτρηση του σήματος στις περιοχές θορύβου και τα ROIs στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της φάσης παρέχουν μια μέτρηση του σήματος στις περιοχές ειδώλου. Το μεγάλο ROI παρέχει μία μέτρηση της μέσης έντασης του σήματος στο ομοίωμα. Κριτήρια αποδοχής: Εάν χρησιμοποιείται το ομοίωμα πιστοποίησης MR του ACR και παραμέτρους σάρωσης Τ 1 βαρύτητας του ACR, συνιστάται το ghosting ratio να είναι 1% κατά τον έλεγχο αποδοχής. Παρόμοια κριτήρια πρέπει να εφαρμόζονται για εικόνες Τ 2 βαρύτητας που λαμβάνονται χρησιμοποιώντας κλινικά κατάλληλες fast spin-echo ακολουθίες. 3.6 Έλεγχοι σε Προηγμένα Συστήματα MR Οι σύγχρονοι σαρωτές τελευταίας τεχνολογίας, έχουν μια μεγάλη ποικιλία προηγμένων λειτουργιών, συμπεριλαμβανομένων των ακολουθιών υπερταχείας απεικόνισης και φασματοσκοπίας. Ως εκ τούτου, η αποδοχή των εν λόγω σαρωτών 72

83 απαιτεί πρόσθετους ελέγχους που υπερβαίνουν τους ελέγχους που περιγράφονται ανωτέρω ή αυτούς που περιέχονται στις κατευθυντήριες γραμμές του έλεγχου πιστοποίησης του ACR. Οι ακόλουθοι έλεγχοι σίγουρα δεν είναι πλήρεις, αλλά αποτελούν ένα σημείο εκκίνησης για τον έλεγχο τέτοιων προηγμένων χαρακτηριστικών Έλεγχοι Υπερταχείας Απεικόνισης Ανασκόπηση: Οι ακολουθίες ΕΡΙ (Echo Planar Imaging) είναι επί του παρόντος οι ταχύτερες, από τις εμπορικά διαθέσιμες τεχνικές απεικόνισης που χρησιμοποιούνται στην MRI. Στην EPI μονής λήψης (single-shot EPI), η κωδικοποίηση φάσης και συχνότητας πραγματοποιείται μετά από ένα μόνο παλμό RF επιλεγμένης τομής, με αποτέλεσμα οι ελάχιστοι χρόνοι λήψης να είναι τόσο μικροί όσο τα 50 ms/εικόνα. Στην EPI πολλαπλών λήψεων (multi-shot ΕΡΙ), ο k-χώρος (k-space) γεμίζει σε περισσότερα του ενός TR, με τον αριθμό των λήψεων να καθορίζουν τον αριθμό των επαναλήψεων που απαιτούνται για την πλήρωση του k-χώρου. Οι ΕΡΙ πολλαπλών λήψεων, θέτουν λιγότερες απαιτήσεις στα συστήματα MR και είναι λιγότερο ευάλωτες σε ΕΡΙ ψευδενδείξεις (λόγω της μείωσης του χρόνου μεταξύ διαδοχικών γραμμών του k-χώρου, δηλαδή μείωσης του χρονικού διαστήματος μεταξύ παλμών ηχούς (echo spacing)), αλλά δεν παρέχουν τη χρονική διακριτική ικανότητα (temporal resolution) που επιτυγχάνεται με τις τεχνικές EPI μονής λήψης. Οι πιο συνηθισμένες χρήσεις των ακολουθιών EPI είναι στην MRI μοριακής διάχυσης (diffusion), στη λειτουργική (functional) MRI (fmri) και στην MRI αιμάτωσης (perfusion). Σε κάθε περίπτωση, είναι κρίσιμη η σταθερότητα του σήματος (και των ψευδενδείξεων τύπου ειδώλου) συναρτήσει του χρόνου. Οι ψευδενδείξεις τύπου ειδώλου (που συνήθως αναφέρονται ως Ν/2 ghosts ή Nyquist ghosts) είναι αρκετά συνηθισμένες στις ακολουθίες EPI μονής λήψης και προκαλούνται από τις ανακολουθίες στις μετατοπίσεις φάσης μεταξύ ζυγής και μονής ηχούς. Για τα πεδία θέασης (FOVs) που περιλαμβάνουν μόνο την ανατομία ενδιαφέροντος, αυτά τα είδωλα μπορούν να επικαλύψουν την ανατομία και ιδιαίτερα εάν εμφανίζουν αστάθεια κατά την πάροδο του χρόνου, μπορούν να αλλοιώσουν σημαντικά τα δεδομένα. Έχουν προσδιοριστεί δύο τύποι σφαλμάτων φάσης. 16,17 Ο πρώτος τύπος, που συχνά αναφέρεται ως σφάλμα φάσης μηδενικής τάξης (zero-order phase error), είναι χωρικά ανεξάρτητος. Προκύπτει από δινορεύματα του B 0, από ασύμμετρη απόκριση του αναλογικού φίλτρου ή άλλους παράγοντες που εισάγουν μια διαφορετική φάση μηδενικής τάξεως μεταξύ μονής και ζυγής ηχούς. Το είδωλο Nyquist που παράγεται από το σφάλμα φάσεως μηδενικής τάξεως είναι χωρικά ομοιόμορφο (Σχήμα 3.7a). Ο δεύτερος τύπος είναι το γραμμικό (ή πρώτης τάξης) σφάλμα φάσης. Αυτό το σφάλμα φάσης προέρχεται από τη χρονική μετατόπιση ανάμεσα στα κέντρα μονής και ζυγής ηχούς, που προκαλείται από δινορεύματα καθώς και από καθυστερήσεις της ομάδας των βαθμιδωτών πηνίων. Το γραμμικό σφάλμα φάσης παράγει ένα είδωλο Nyquist του οποίου η ένταση διαμορφώνεται από 73

84 μία ημιτονοειδή συνάρτηση, με αποτέλεσμα τη δημιουργία μιας κομβικής γραμμής στο κέντρο του FOV (Σχήμα 3.7b). Σχήμα 3.7 EPI Ν/2 είδωλα που οφείλονται σε σφάλματα φάσεως (a) μηδενικής τάξεως και (b) πρώτης τάξης (σημειώστε πως το σήμα μηδενίζεται στο κέντρο της εικόνας του ειδώλου). Τα είδωλα Ν/2 ελαχιστοποιούνται στα περισσότερα συστήματα με τη λήψη μίας «σάρωσης αναφοράς» πριν από τη λήψη της πραγματικής εικόνας, όπου τα δεδομένα από τη σάρωση αναφοράς λαμβάνονται με τη χρήση της ίδιας παλμικής ακολουθίας απεικόνισης, αλλά χωρίς να είναι ενεργοποιημένες οι βαθμίδες κωδικοποίησης της φάσης. Η ασυμφωνία φάσης μεταξύ των αντηχήσεων, μπορεί στη συνέχεια να υπολογιστεί με ανάλυση των δεδομένων κατά το μετασχηματισμό Fourier και η αντιστάθμιση των αντηχήσεων, χρησιμοποιείται για τη διόρθωση των πραγματικών δεδομένων του k-χώρου. Ένα άλλο κοινό πρόβλημα στην απεικόνιση EPI μονής λήψης είναι η γεωμετρική παραμόρφωση. Σε γενικές γραμμές, η γεωμετρική παραμόρφωση που παρατηρείται στην EPI είναι σημαντικά μεγαλύτερη από αυτή που παρατηρείται με τη χρήση απεικονίσεων spin-echo, fast spin-echo ή gradient-echo. Η παραμόρφωση μπορεί να προκληθεί από ανομοιογένειες του πεδίου B 0, αλλά οι επιδράσεις των δινορευμάτων, ιδιαίτερα εκείνων με μεγάλες σταθερές χρόνου, μπορούν επίσης να παραμορφώσουν τις εικόνες EPI. Όταν υπάρχει μια διαβάθμιση του υποβάθρου στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της φάσης, η εικόνα θα είναι είτε συμπιεσμένη (compressed) ή διευρυμένη (dilated) κατά μήκος της κατεύθυνσης κωδικοποίησης της φάσης. Όταν υπάρχει διαβάθμιση του υποβάθρου στη διεύθυνση ανάγνωσης, η εικόνα θα εμφανίζεται διατμημένη. Η οπτική παρατήρηση του προτύπου παραμόρφωσης παρέχει πολύτιμες πληροφορίες σχετικά με τα χαρακτηριστικά του πεδίου Β 0 του συστήματος (Σχήμα 3.8). Έχουν αναπτυχθεί διάφορες μέθοδοι για τη διόρθωση της παραμόρφωσης 18, ωστόσο η πιο αποτελεσματική προσέγγιση είναι η βελτίωση της 74

85 εξομάλυνσης (shimming) του μαγνήτη και η αντιστάθμιση των δινορευμάτων. Θα πρέπει να σημειωθεί ότι παραμορφώσεις τέτοιου τύπου, μπορεί να προκαλέσουν ιδιαίτερα προβλήματα σε ακολουθίες απεικόνισης διάχυσης, στις οποίες χρησιμοποιούνται παλμοί μεγάλης διαβάθμισης ώστε να ευαισθητοποιήσουν την εικόνα στη διάχυση των πρωτονίων του νερού. Στην πραγματικότητα, οι σαρώσεις EPI σταθμισμένης διάχυσης (diffusion-weighted EPI) είναι χρήσιμες σαρώσεις ποιοτικού ελέγχου, για την παρακολούθηση της αποδοτικότητας της αντιστάθμισης των δινορευμάτων. Εάν είναι δυνατόν, κατά τη διάρκεια των ελέγχων αποδοχής, η λήψη μίας σάρωσης αναφοράς για απεικόνιση σταθμισμένης διάχυσης, μπορεί να παράγει στοιχεία που να χρησιμοποιηθούν στη συνέχεια για την αξιολόγηση των αποκλίσεων του συστήματος αντιστάθμισης των δινορευμάτων. Δηλαδή καθώς παρουσιάζονται αποκλίσεις στην αντιστάθμιση των δινορευμάτων, παρατηρούνται περισσότερες παραμορφώσεις εικόνας κατά τις σαρώσεις για απεικόνιση σταθμισμένης διάχυσης, όπως διεύρυνση/ συμπίεση ή/και διάτμηση. Σχήμα 3.8 (a) Εικόνα Spin echo χωρίς γεωμετρική παραμόρφωση, (b) Εικόνα EPI με παραμόρφωση συμπίεσης, (c) Εικόνα EPI με παραμόρφωση διάτμησης. Δεν υπάρχουν πρόσφατες αναφορές με οδηγίες της AAPM ή του ACR για ελέγχους αποδοχής ή διαδικασίες ποιοτικού ελέγχου για υπερταχείες ακολουθίες απεικόνισης. Για ελέγχους αποδοχής σε εγκαταστάσεις με σαρωτές που έχουν τέτοιες δυνατότητες, προτείνονται ορισμένοι έλεγχοι που περιγράφονται παρακάτω. Σε γενικές γραμμές, πολλοί από τους ελέγχους αποδοχής που χρησιμοποιούνται στη συμβατική MRI μπορούν να επαναληφθούν χρησιμοποιώντας ακολουθίες EPI, συμπεριλαμβανομένων της γεωμετρικής παραμόρφωσης και του SNR. (Λόγω της εξαιρετικής ευαισθησίας των σαρώσεων EPI σε φαινόμενα επιδεκτικότητας, προτείνεται ένα απλό ομοιογενές σφαιρικό ομοίωμα σε αντίθεση με ένα Plexiglas ομοίωμα με πολλαπλά ένθετα.) 75

86 Είδωλα (Ghosting) Ο μέσος όρος του ghosting ratio μπορεί να υπολογιστεί μετρώντας την ένταση του σήματος στο Ν/2 ghost, από την οποία αφαιρείται η διόρθωση του υποβάθρου και διαιρώντας με την ένταση του σήματος από την αντίστοιχη περιοχή του ομοιώματος (Σχήμα 3.9). Σχήμα 3.9 Μέτρηση του μέσου όρου του ghosting ratio. Τα ROIs b και c παρέχουν μετρήσεις της έντασης του σήματος του ειδώλου, ενώ τα ROIs d και e παρέχουν μετρήσεις της έντασης του σήματος του υποβάθρου (θόρυβος). To ghosting ratio υπολογίζεται ως εξής: Οι τιμές του GR γενικά δεν θα πρέπει να υπερβαίνουν το 3% για μία ακολουθία spin-echo EPI μονής λήψης, με ένα FOV 24 cm, πάχος τομής 5mm, μήτρα ανακατασκευής και ενεργό εύρος ζώνης ~100 khz. Σημειώνεται ότι τα μικρά ROIs στην κατεύθυνση που κωδικοποιεί τη φάση πρέπει να αποφεύγονται λόγω του μηδενικού σήματος ειδώλου στο κέντρο της κατεύθυνσης κωδικοποίησης της συχνότητας για το γραμμικό σφάλμα φάσης (που προαναφέρθηκε). Επίσης, 76

87 συνιστάται το FOV να επιλέγεται έτσι ώστε τα Ν/2 ghosts να μην επικαλύπτουν την πραγματική εικόνα Γεωμετρική παραμόρφωση Οι παραμορφώσεις συμπίεσης/διεύρυνσης και διάτμησης καθώς και η μετατόπιση εικόνας που περιγράφονται παραπάνω, μπορούν να μετρηθούν χρησιμοποιώντας το ίδιο ομοιογενές ομοίωμα που χρησιμοποιείται για την αξιολόγηση του ghosting. Οι διαστάσεις μπορούν να συγκριθούν με τις «αληθείς διαστάσεις» που καθορίζονται χρησιμοποιώντας μία συμβατική παλμική ακολουθία spin echo. Τυπικά οι παραμορφώσεις ( l s - l x /l x και l c - l x /l x, όπου το l x μετράται στην κατεύθυνση κωδικοποίησης της συχνότητας) είναι λιγότερο από 3% για spin-echo και gradient-echo EPI λήψεις, με FOV 24 cm, πάχος τομής 5 mm, ενεργό εύρος ζώνης ~ 100 khz και μήτρα ανακατασκευής (Σχήμα 3.10). Σχήμα 3.10 Μέτρηση (a) της παραμόρφωσης διάτμησης, (b) της παραμόρφωσης συμπίεσης / διαστολής και (c) της μετατόπισης εικόνας Σταθερότητα EPI Δύο από τις συνηθισμένες χρήσεις των ακολουθιών EPI μονής λήψης είναι οι μελέτες αιμάτωσης και fmri. Σε κάθε περίπτωση, εικόνες από τα ίδια τμήματα της ανατομίας λαμβάνονται γρήγορα για να επιτραπεί η μέτρηση του τοπικού εγκεφαλικού όγκου αίματος και οι αιμοδυναμικές μεταβολές σε περιοχές νευρωνικής 77

88 ενεργοποίησης, αντίστοιχα. Για τέτοιες τεχνικές είναι σημαντικό το σήμα, το είδωλο καθώς και τα επίπεδα θορύβου, να παραμένουν σχεδόν σταθερά καθ όλη τη διάρκεια της μελέτης. Συνεπώς, είναι χρήσιμο να ληφθούν μετρήσεις της έντασης του σήματος, της έντασης ειδώλου και του ghosting ratio συναρτήσει του χρόνου. Η διάρκεια της σάρωσης πρέπει να είναι η μεγαλύτερη χρονική περίοδος εντός της οποίας θα λαμβάνονται τα δεδομένα αυτά στη συγκεκριμένη εγκατάσταση. (Τυπικά, μία λήψη των 10 λεπτών είναι αποδεκτή, για παράδειγμα, να προσομοιώσει τους τυπικούς χρόνους σάρωσης ανά σετ εικόνας στη fmri.) Καθώς η επί τοις εκατό μεταβολή του σήματος που παρατηρήθηκε στις περισσότερες fmri μελέτες σε 1.5T ήταν ~1% έως 4%, ο συντελεστής διακύμανσης (coefficient of variation) της έντασης του σήματος πρέπει να είναι λιγότερο από 0.25%. (Πιο εξελιγμένοι έλεγχοι της σταθερότητας των σαρωτών MRI περιγράφονται από τον Weisskoff 19.) Βαθμίδες πολύ υψηλής ισχύος και εξαιρετικά ευαίσθητοι δέκτες RF, που χρησιμοποιούνται συνήθως στις εφαρμογές EPI, μπορεί να οδηγήσουν σε ασυνήθιστα προβλήματα θορύβου που μπορούν να περιλαμβάνουν όχι μόνο το σύστημα MR, αλλά και τα περιφερειακά εξαρτήματα του δωματίου, όπως τον εξαερισμό, την οροφή και τις υπερυψωμένες δομές του δαπέδου. Τέτοια προβλήματα εμφανίζονται συνήθως στις ακολουθίες υπερταχείας απεικόνισης και οι περισσότεροι κατασκευαστές έχουν ειδικές διαδικασίες ελέγχου για «θορύβους αιχμής» (spike noise). Προτείνεται, ο φυσικός ιατρικής, να ζητήσει από το προσωπικό εγκατάστασης του προμηθευτή ή το προσωπικό τεχνικής υποστήριξης, να επαναλάβει αυτούς τους ελέγχους κατά τη διάρκεια των ελέγχων αποδοχής, ειδικά εάν το δωμάτιο του μαγνήτη δεν ήταν τελείως έτοιμο όταν πραγματοποιήθηκαν οι προηγούμενοι έλεγχοι. Αν ανιχνεύεται θόρυβος αιχμής, το προσωπικό υποστήριξης του προμηθευτή μπορεί να χρησιμοποιήσει ένα επιφανειακό πηνίο RF έξω από το μαγνήτη για να εντοπίσει την πηγή, που συχνά είναι χαλαρά ή δονούμενα μέρη του συστήματος MR ή της οροφής, οι αεραγωγοί ή το δάπεδο. Ακατάλληλη τοποθέτηση και επισφαλής στερέωση των καλωδίων των βαθμίδων, μπορεί επίσης να είναι μια κοινή πηγή θορύβου αιχμής. Αυτό το είδος πηγής θορύβου είναι συχνά διαλείπον και ο εντοπισμός της πηγής μπορεί να απαιτήσει μια επίπονη και ενδελεχή διερεύνηση Έλεγχοι Φασματοσκοπίας Ανασκόπηση: Ο στόχος των λήψεων MRS (Magnetic resonance spectroscopy - Φασματοσκοπία μαγνητικού συντονισμού) είναι η παροχή βιοχημικών και όχι ανατομικών πληροφοριών από ένα δεδομένο ROI (ή πολλαπλά ROIs). Οι πιο κοινές ακολουθίες παλμών που χρησιμοποιούνται για τον εντοπισμό του όγκου ενδιαφέροντος (VOI), από τον οποίο λαμβάνονται τα φασματικά δεδομένα, είναι η PRESS (point resolved spectroscopy φασματοσκοπία σημειακής ανάλυσης) και η STEAM (stimulated echo acquisition mode Μέθοδος λήψης διεγερμένης αντήχησης) Σήμερα χρησιμοποιούνται αμφότερες οι τεχνικές μονού ογκοστοιχείου, κατά τις οποίες τα φασματικά δεδομένα αποκτώνται από ένα μόνο 78

89 VOI τη φορά καθώς επίσης και φασματοσκοπικές τεχνικές απεικόνισης, στις οποίες τα φασματικά δεδομένα αποκτώνται από πολλαπλά VOIs σε μια χρονική στιγμή. (Για μια εισαγωγή στη MRS ο αναγνώστης παραπέμπεται στο MR Committee Task Group #9 report της AAPM 20.) Διαδικασία: Δεν υπάρχουν επίσημες κατευθυντήριες γραμμές της AAPM για έλεγχο αποδοχής των διαδικασιών MRS, αν και ορισμένες διαδικασίες ποιοτικού ελέγχου συζητήθηκαν στο Task Group #9 report 20. Ωστόσο, μερικοί βασικοί έλεγχοι αποδοχής MRS συνοψίζονται παρακάτω Ακρίβεια Τοποθέτησης VOI Σε πολλούς σαρωτές με δυνατότητα MRS, είναι δυνατόν να προσδιοριστεί το VOI γραφικά σε μία συμβατική εικόνα MR και στη συνέχεια να ληφθεί μια εικόνα του VOI με χρήση της ακολουθίας εντοπισμού (localization) MRS σε ένα ομοιογενές ομοίωμα. Με τον τρόπο αυτό, μπορεί εύκολα να εκτιμηθεί η χωρική ακρίβεια τοποθέτησης του VOI. Αυτό θα πρέπει να γίνει για VOIs κοντά στο ισόκεντρο καθώς και εκτός του ισοκέντρου. Μια τέτοια γραφικά καθοριζόμενη και εντοπισμένη εικόνα ενός VOI δίνεται στο Σχήμα Τυπικά, η θέση των ακμών του απεικονιζόμενου VOI και του καθοριζόμενου VOI πρέπει να συμφωνούν εντός του ±1.0 mm. Σχήμα 3.11 Έλεγχοι τοποθέτησης MRS VOI: (a) Εικόνα που δείχνει το καθοριζόμενο VOI. (b) Εντοπισμένη εικόνα από το VOI Έλεγχοι Φασματικής Ποιότητας (Spectral Quality Tests) Μερικοί κατασκευαστές MR παρέχουν υδάτινα ομοιώματα MRS που προσομοιώνουν τους ιστούς και περιέχουν πολλαπλές χημικές ενώσεις σε συγκεντρώσεις παρόμοιες με αυτές εντός του οργανισμού. Αυτά τα ομοιώματα 79

90 μπορούν να είναι ιδιαίτερα χρήσιμα στον έλεγχο αποδοχής και ποιοτικού για διαδικασίες MRS. Επιτρέπουν την αξιολόγηση της αποτελεσματικότητας με την οποία επιτυγχάνεται η διαδικασία καταστολής του νερού, καθώς επίσης και τον προσδιορισμό του SNR στα ληφθέντα φάσματα. Η σωστή καταστολή του νερού είναι απαραίτητη, εφόσον οι συγκεντρώσεις των μεταβολιτών ενδιαφέροντος είναι πολύ μικρές συγκριτικά με αυτή του νερού (55M: 10mM). Τυπικά, η καταστολή του νερού σε μελέτες MRS επιτυγχάνεται με έναν τρόπο παρόμοιο με τη καταστολή του σήματος του λίπους (fat sat) κατά τη συμβατική MR απεικόνιση. Κατά τη φασματοσκοπία, το νερό συνήθως καταστέλλεται από τρεις προ-παλμούς επιλεκτικής χημικής μετατόπισης (chemical shift selective - CHESS) περιορισμένου εύρους συχνοτήτων, με κεντρική συχνότητα αυτή του νερού 20. Στις τυπικές τεχνικές MRS λαμβάνονται δύο φάσματα: ένα φάσμα χωρίς καταστολή του σήματος του νερού και ένα φάσμα στο οποίο το εν λόγω σήμα έχει κατασταλεί, ενώ στη συνέχεια γίνεται διόρθωση του δεύτερου φάσματος με την βοήθεια του πρώτου. Η διόρθωση αυτή περιλαμβάνει την εξάλειψη των ρευμάτων eddy καθώς και τη διόρθωση της φάσης του σήματος των μεταβολιτών στο κατασταλμένο φάσμα. Στο Σχήμα 3.12 διακρίνεται ένα τυπικό φάσμα από ομοίωμα εγκεφάλου, κατάλληλο για φασματοσκοπία, ύστερα από καταστολή του σήματος του νερού και τις απαραίτητες διορθώσεις. Εξαιτίας του ότι ο διαθέσιμος χρόνος ελέγχου αποδοχής της συγκεκριμένης τεχνικής είναι περιορισμένος, συνήθως λαμβάνονται μία ή δύο ακολουθίες φασματοσκοπίας. Βάση λοιπόν αυτού του χρονικού περιορισμού, η βέλτιστη επιλογή για τον έλεγχο είναι η χρήση της τεχνικής φασματοσκοπίας μονού ογκοστοιχείου με χαμηλό χρόνο ηχούς (ΤΕ=20 msec για την ακολουθία παλμών STEAM και ΤΕ=30 msec για την ακολουθία παλμών PRESS). Μικρότεροι χρόνοι ΤΕ απαιτούν μεγαλύτερα πλάτη βαθμιδωτών πεδίων και μικρότερα εύρη παλμών RF επιλογής τομής, τα οποία μπορεί να προκαλέσουν ψευδενδείξεις στο φάσμα εξαιτίας των ρευμάτων eddy και εξαιτίας σημάτων που προέρχονται από περιοχές εκτός της περιοχής ενδιαφέροντος 20,24. Δεδομένου ότι η ακολουθία παλμών PRESS με ΤΕ=30 ms έχει μικρότερης χρονικής διάρκειας βαθμιδωτά πεδία απώλειας φάσης (spoiling gradients), ο έλεγχος με τη χρήση αυτής της ακολουθίας είναι αυστηρότερος συγκριτικά με την ακολουθία παλμών STEAM με ΤΕ=20 ms. Το ομοίωμα φασματοσκοπίας θα πρέπει να τοποθετείται στο κέντρο του πηνίου της κεφαλής και στη συνέχεια να πραγματοποιούνται οι παρακάτω διαδικασίες. Αρχικά πραγματοποιείται η αυτοματοποιημένη διαδικασία ομοιογενοποίησης του σταθερού μαγνητικού πεδίου σε όλο το πεδίο απεικόνισης και λαμβάνεται ένα σύνολο εντοπιστικών εικόνων. Σε αυτές τοποθετείται ένα ογκοστοιχείο μεγέθους cm 3 περίπου στο κέντρο του ομοιώματος, όπου και εδώ πραγματοποιείται εντοπισμένη ομοιογενοποίηση του μαγνητικού πεδίου, αυτή τη φορά εσωτερικά του ογκοστοιχείου. Στη συνέχεια λαμβάνονται δύο φάσματα (με και χωρίς καταστολή του σήματος του νερού), όπου το σήμα λαμβάνεται 16 φορές σε κάθε φάσμα (ΝΕΧ=16), για βέλτιστη εξάλειψη των ανεπιθύμητων σημάτων εκτός του ογκοστοιχείου 24. Εφόσον σε μια ακολουθία παλμών φασματοσκοπίας το τυπικό TR είναι 1500 msec, 80

91 απαιτούνται μόνο 24 s ανά λήψη σήματος. Για κάθε λαμβανόμενο φάσμα θα πρέπει να γίνεται η ελάχιστη μετεπεξεργασία του σήματος στο πεδίο ορισμού του χρόνου όπως π.χ. zero filling, μετασχηματισμός Fourier και διόρθωση φάσης, ενώ δεν θα πρέπει να γίνεται φιλτράρισμα στο σήμα, διόρθωση της γραμμής βάσης και αφαίρεση του σήματος του νερού. Εφόσον το σύστημα έχει την επιλογή να εκτελέσει διόρθωση για τα ρεύματα eddy (eddy current correction - ECC), τα φάσματα τεχνικής μονού ογκοστοιχείου με καταστολή του σήματος του νερού είναι απαραίτητο να τα επεξεργαστούμε δύο φορές: μία φορά χωρίς να έχει προηγηθεί η διόρθωση για τα ρεύματα eddy και μία φορά εφόσον έχει γίνει η διόρθωση αυτή που απαιτεί φασματοσκοπικά δεδομένα χωρίς να έχει γίνει καταστολή του σήματος του νερού 25. Σχήμα 3.12 Τυπικό φάσμα ύστερα από καταστολή του σήματος του νερού, από ένα ομοίωμα κατάλληλο για φασματοσκοπία, το οποίο περιέχει του βασικούς μεταβολίτες που ανιχνεύονται στην περιοχή του εγκεφάλου σε κατάλληλες συγκεντρώσεις. ΝΑΑ: Ν-ακετυλο-ασπαρτικό οξύ, Cr: κρεατίνη και φωσφοκρεατίνη, Cho: χολίνη, Ins: μυο-ινοσιτόλη, Lactate: γαλακτικό οξύ. Ο αλγόριθμος ECC στο πεδίο ορισμού του χρόνου παίρνει τη φάση του σήματος από κάθε σημείο του φάσματος μετά την καταστολή του νερού και την αφαιρεί από την αντίστοιχη φάση του σήματος χωρίς την καταστολή του νερού. Τέλος, το εμβαδόν και τα πλάτη των κορυφών του φάσματος -το οποίο έχει διορθωθεί για ρεύματα eddy- μπορούν να μετρηθούν με την προσαρμογή καμπυλών Lorentz στις κορυφές των μεταβολιτών του φάσματος. Αυτό συνήθως επιτυγχάνεται με τη επιλογή 81

92 QC ή άλλη επιλογή επεξεργασίας που διαθέτει το λογισμικό φασματοσκοπίας του εκάστοτε συστήματος μαγνητικής τομογραφίας. Ακόμη και αν μια τέτοια επιλογή δεν είναι διαθέσιμη, το εύρος και το ύψος των κορυφών μπορούν να ληφθούν απευθείας από το σύστημα ή από ένα διασυνδεμένο σταθμό εργασίας. Για ένα σύστημα MR με ένα σύστημα εξομάλυνσης θερμοκρασίας δωματίου 2 ης τάξης (2 nd order shim set), το πλήρες εύρος στο μισό του μεγίστου (Full Width at Half Maximum, FWHM) της κορυφής του νερού πρέπει να είναι < 7 Hz. Για ένα σύστημα MR με γραμμική εξομάλυνση το FWHM πρέπει να είναι <14 Hz. Και στις δύο περιπτώσεις το FWHM της κορυφής ΝΑΑ στα 2 ppm πρέπει να είναι ~1 Hz, σε φάσμα τεχνικής μονού ογκοστοιχείου, ύστερα από καταστολή σήματος νερού και τη διόρθωση eddy. (Αυτό προϋποθέτει ότι ο χρόνος Τ 2 για το ΝΑΑ είναι > 400 ms και η συχνότητα λήψης του σήματος είναι 1024 ms.). Η γραμμή βάσης του φάσματος θα πρέπει να είναι επίπεδη, χωρίς να παρεμβάλλονται συχνότητες από περιοχές εξωτερικά του ογκοστοιχείου, ενώ οι κορυφές των μεταβολιτών θα πρέπει να αναπαρίστανται καλά από τις καμπύλες Lorentz. Κακή προσαρμογή των κορυφών Lorentz στις κορυφές του φάσματος, θα μπορούσε να οφείλεται σε ανομοιογένειες του μαγνητικού πεδίου (μάλλον απίθανο με FWHM ~ 1 Ηz), ανεπάρκεια του λογισμικού ρύθμισης των ακολουθιών ή πιθανότατα σε πρώτης και υψηλότερης τάξης ρεύματα eddy, τα οποία δεν έχουν διορθωθεί ακόμη και ύστερα από τη χρήση του αλγόριθμου ECC. Άλλο ένα σφάλμα το οποίο είναι ορατό σε φάσματα τα οποία δεν έχουν διορθωθεί για ρεύματα eddy, είναι μια αρνητική αιχμή στη μία πλευρά της κορυφής του κάθε μεταβολίτη. Αυτό οφείλεται στα μηδενικής τάξης δινορεύματα (όταν ένα μεταβαλλόμενο B 0 αντισταθμίζεται με το χρόνο) και δεν θα πρέπει να είναι ορατή στο EEC-επεξεργασμένο φάσμα. Το εμβαδό και το FWHM των κορυφών ενός ή περισσότερων μεταβολιτών, καθώς και ο θόρυβος της γραμμής βάσης, θα πρέπει να καταγράφονται για μελλοντική αναφορά. Το λογισμικό μετεπεξεργασίας θα πρέπει να είναι σε θέση να υπολογίσει τον RMS θόρυβο της βάσης του φάσματος σε μια περιοχή που δεν περιέχει κορυφές μεταβολιτών. Αυτό μπορεί να απαιτεί κάποια πρόσθετη μετεπεξεργασία της γραμμής βάσης, ώστε να εξασφαλιστεί η επίπεδη και οριζόντια γραμμή βάσης του φάσματος χωρίς αντιστάθμιση DC. Το SNR μπορεί να υπολογιστεί από μια κορυφή μεταβολίτη, ή ως το ύψος της κορυφής ή ως το εμβαδόν της κορυφής διαιρούμενο με το θόρυβο RMS της βάσης. Δεδομένου ότι το εμβαδόν κάθε κορυφής εξαρτάται λιγότερο από την εξομάλυνση του μαγνητικού πεδίου μέσα στο voxel από ότι το ύψος της κορυφής, ο καθορισμός του SNR θα είναι πιο ακριβής, ωστόσο μεταβάλλεται κατά τη λήψη και το φιλτράρισμα του σήματος κατά τη μετεπεξεργασία. Το SNR εξαρτάται επίσης από τη συγκέντρωση μεταβολιτών του ομοιώματος, τις τιμές Τ 1 και Τ 2 των μεταβολιτών, τους χρόνους TR και ΤΕ, τις χρησιμοποιούμενες ακολουθίες παλμών (STEAM ή PRESS), τον αριθμό των λήψεων καθώς και από τη διάρκεια ανάγνωσης του σήματος ανά λήψη. Ως εκ τούτου, εάν ο κατασκευαστής του συστήματος MR ορίσει το ελάχιστο SNR για τους μεταβολίτες του ομοιώματος, αυτό θα ισχύει μόνο για το συγκεκριμένο ομοίωμα, τη συγκεκριμένη λήψη και το πρωτόκολλο μετεπεξεργασίας. Εάν είναι δυνατόν να απεικονιστεί το σήμα σε πραγματικό χρόνο, για παράδειγμα μέσω μιας λίστας επιλογών χειροκίνητης εξομάλυνσης ενός μοναδικού 82

93 εικονοστοιχείου στο πεδίο ορισμού συχνοτήτων, ένας επιπλέον έλεγχος που αφορά τη μελέτη αστάθειας του υλικού (hardware) του συστήματος μαγνητικής τομογραφίας, είναι η παρατήρηση και η αξιολόγηση του σήματος μετά την καταστολή του νερού, εφόσον οι παλμοί RF έχουν ρυθμιστεί ώστε να επιτυγχάνεται μέγιστη καταστολή του σήματος του νερού και συνήθως μέγιστη ενίσχυση δέκτη. Διερευνάται οπτικά εάν υπάρχουν υπολειπόμενες κορυφές του σήματος του νερού σε κάθε λήψη. Διακυμάνσεις στο σήμα <10% είναι αποδεκτές. Αυτός είναι ένας καλός έλεγχος του hardware, ειδικά για τη σταθερότητα RF χαμηλού επιπέδου, αλλά καθώς κάποιο είδος αφαίρεσης του νερού γίνεται σε φασματοσκοπία 1 Η κατά τη μετεπεξεργασία, η τελική φασματική ποσοτικοποίηση μπορεί να μην επηρεαστεί από την αστάθεια καταστολής του νερού εφόσον χρησιμοποιείται για τη μετεπεξεργασία μια εξελιγμένη ρουτίνα προσαρμογής/καταστολής νερού. Εάν αυτές οι αστάθειες hardware επίσης εμφανίζονται κατά τη διάρκεια των RF επιλογής όγκου και βαθμίδες re-phasing, τα φάσματα θα είναι υποβαθμισμένα. Επίσης μπορεί να εξεταστεί το μη κατασταλμένο σήμα του νερού, απενεργοποιώντας τους παλμούς RF καταστολής. Στην περίπτωση αυτή, η διακύμανση του πλάτους του σήματος από λήψη-σε-λήψη θα πρέπει να είναι ~1% και η θέση της κορυφής δεν θα πρέπει να μεταβάλλεται περισσότερο από 1 Hz. Παραλλαγές στο πλάτος, σχήμα ή φάση της κορυφής, είναι πιο πιθανό να προκαλούνται από αστάθεια των βαθμίδων ή εάν έχει εγκατασταθεί ένα σύστημα εξομάλυνσης θερμοκρασίας δωματίου 2 ης τάξης, από αστάθειες στην παροχή ρεύματος των συστημάτων εξομάλυνσης. 3.7 Συμπεράσματα Ο στόχος της έκθεσης αυτής ήταν η παροχή (1) εφαρμόσιμων πρακτικών πληροφοριών στο φυσικό ιατρικής σχετικά με την ανάπτυξη στρατηγικών για τους ελέγχους αποδοχής και τη διασφάλιση της ποιότητας, (2) παραδειγμάτων τέτοιων ελέγχων αποδοχής, και (3) όπου είναι δυνατόν, κριτήρια αποδοχής για αυτούς τους ελέγχους. Επιπλέον, η έκθεση παρέχει μια εισαγωγή σε ελέγχους αποδοχής και στη διασφάλιση της ποιότητας για πιο προηγμένες λειτουργίες, όπως η EPI και η φασματοσκοπία. Για πιο λεπτομερείς στρατηγικές ελέγχων και κριτηρίων αποδοχής, ο αναγνώστης παραπέμπεται στη βιβλιογραφία που αναφέρεται μέσα στο κείμενο, καθώς και στον εκτεταμένο όγκο των προδιαγραφών του NEMA που σχετίζονται με το MRI. Ένας μερικός κατάλογος αυτών των προτύπων παρέχονται στις αναφορές 10,11,26-29 και σε όλες τις προδιαγραφές που είναι διαθέσιμες από τo NEMA στην ιστοσελίδα 83

94 3.8 Αναφορές 6. Price RR, Axel L, Morgan T, Newman R, Perman W, Schneider N, Salikson M, Wood M, Thomas SR. (1990). Quality assurance methods and phantoms for magnetic resonance imaging: Report of AAPM nuclear magnetic resonance Task Group No. 1. Med Phys 17(2): Och JG, Clarke GD, Sobol WT, Rosen CW, Mun SK. (1992). Acceptance testing of magnetic resonance imaging systems: Report of AAPM Nuclear Magnetic Resonance Task Group No. 6. Med Phys 19(1): American College of Radiology (ACR). Site Scanning Instructions for Use of the MR Phantom for the ACRTM MRI Accreditation Program. antom.aspx. 9. American College of Radiology (ACR). MR Accreditation Program Phantom Test Guidance American College of Radiology (ACR). MRI Quality Control Manual Reston, VA: ACR, Kanal E, Barkovich AJ, Bell C, Borgstede JP, Bradley WG Jr, Froelich JW, Gilk T, Gimbel JR, Gosbee J,Kuhni-Kaminski E, Lester JW Jr, Nyenhuis J, Parag Y, Schaefer DJ, Sebek-Scoumis EA, Weinreb J, ZarembaLA, Wilcox P, Lucey L, Sass N; ACR Blue Ribon Panel on MR Safety. (2007). ACR guidance document for safe MR practices: AJR Am J Roentgenol 188 (6): Bronskill MJ, Sprawls P (eds.). The Physics of MRI AAPM Summer School. Madison, WI: Medical Physics Publishing, Also published on CD- ROM, 2007, ISBN Evans JB. (2005). Structural floor vibration and sound isolation design for a magnetic resonance imaging system. J Building Acoustics 12: Chen HH, Boykin RD, Clarke GD, Gao JH, Roby JW 3rd. (2006). Routine testing of magnetic field homogeneity on clinical MRI systems. Med Phys 33(11): NEMA-MS-5. Determination of Slice Thickness in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging. NEMA MR Standards: MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association, NEMA-MS-1. Determination of Signal-To-Noise Ratio (SNR) in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging. NEMA MR Standards: MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association, Kaufman L, Kramer DM, Crooks LE, Ortendahl DA. (1989). Measuring signalto-noise ratios in MR imaging. Radiology 173(1): Gudbjartsson H, Patz S. (1995). The Rician distribution of noisy MRI data. Magn Reson Med 34(6):

95 19. Constantinides CD, Atalar E, McVeigh ER. (1997). Signal-to-noise measurements in magnitude images from NMR phased arrays. Magn Reson Med 38(5): Tropp J. (2004). Image brightening in samples of high dielectric constant. J Magn Reson 167(1): Maier JK, Vavrek M, Glover GH. Correction of NMR Data Acquired by an Echo-Planar Technique. U.S. Patent , Zakhor A. (1990). Ghost cancellation for MRI images. IEEE Trans Med Imaging 9(3): Jezzard P, Balaban RS. (1995). Correction for geometric distortion in echo planar images from B0 field variations. Magn Reson Med 34(1): Weisskoff RM. (1996). Simple measurement of scanner stability for functional NMR imaging of activation in the brain. Magn Reson Med 36(4): Drost DJ, Riddle WR, Clarke GD. (2002). Proton magnetic resonance spectroscopy in the brain: Report of AAPM MR Task Group #9. Med Phys 29(9): Frahm J, Merboldt K-D, Hänicke W. (1987). Localized proton spectroscopy using stimulated echoes. J Magn Reson 72(3): Bottomley PA. Selective Volume Method for Performing Localized NMR Spectroscopy: U.S. Patent , Haase A, Frahm J, Hänicke W, Matthaei D. 1985). 1H NMR chemical shift selective (CHESS) imaging. Phys Med Biol 30(4): Hennig J. (1992). The application of phase rotation for localized in vivo spectroscopy with short echo times. J Magn Reson 96(1): Klose U. (1990). In vivo proton spectroscopy in the presence of eddy currents. Magn Reson Med 14(1): NEMA-MS-2. Determination of Two-Dimensional Geometric Distortion in Diagnostic Magnetic Resonance Images: MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association, NEMA-MS-3. Determination of Image Uniformity in Diagnostic Magnetic Resonance Images: MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association, NEMA-MS-6. Characterization of Signal-To-Noise Ratio and Image Uniformity for Single-Channel Non- Volume Coils in Diagnostic Magnetic Resonance Imaging (MRI): MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association, NEMA-MS-9. Characterization of Phased Array Coils for Diagnostic Magnetic Resonance Images: MS Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association,

96 4 Εφαρμογή των Βασικών Ελέγχων Ποιότητας των Συστημάτων ΜR 4.1 Ομοιογένεια στατικού μαγνητικού πεδίου Β 0 (MFH) a) Μέθοδος φασματοσκοπικής μέτρησης σήματος πυρηνικού μαγνητικού συντονισμού Υλικά και Μέθοδοι μέτρησης: Χρησιμοποιείται σφαιρικό ομοίωμα φασματοσκοπίας. Γίνεται χρήση του πρωτοκόλλου λήψης μιας φασματικής κατανομής χωρίς τη χρήση βαθμιδωτών πεδίων. Υπολογίζεται η ραδιοσυχνότητα λήψης του σήματος η οποία πρέπει θεωρητικά να ισούται με τη συχνότητα μετάπτωσης των πρωτονίων στο ομοίωμα στο συγκεκριμένο μαγνητικό πεδίο σύμφωνα με τη σχέση Larmor. Σε συνθήκες φασματοσκοπίας υπολογίζεται το εύρος στο ήμισυ του μεγίστου (FWHM) της φασματικής κατανομής (Hz). Γίνεται μετατροπή της τιμής Hz σε ppm με χρήση της σχέσης: Η μέτρηση του FWHM σε ppm εκφράζει την ομοιογένεια του στατικού μαγνητικού πεδίου (Β0) του συγκεκριμένου συστήματος αναφορικά με τον όγκο του ομοιώματος στο οποίο γίνεται η μέτρηση. Συνθήκες: Το ομοίωμα τοποθετείται στο ισόκεντρο. Χρήση ακολουθίας λήψης φασματικής κατανομής χωρίς τη χρήση βαθμιδωτών πεδίων. Όρια: MFH <0.1 ppm (λόγω των εφαρμογών φασματοσκοπίας του συστήματος) ή όρια κατασκευαστή. Αποτελέσματα μετρήσεων: Σε σύστημα MRI 3.0 Τ χρησιμοποιήθηκε σφαιρικό ομοίωμα φασματοσκοπίας ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Έγινε χρήση της ακολουθίας GEHCGEHC και λήφθηκε ογκοστοιχείο στο κέντρο του 86

97 ομοιώματος για την διεξαγωγή του φάσματος. Το FWHM μετρήθηκε από το λογισμικό του συστήματος και βρέθηκε ίσο με 2 Hz. Κατά συνέπεια, με τη χρήση της παραπάνω σχέσης προκύπτει: Εικόνα 6.1 Ακολουθία: GEHCGEHC, TR:1500 ms, TE:35 ms, TI: X, Πάχος τομής: 20mm Συμπεράσματα : Η τιμή MFH μετρήθηκε ppm για εικονικό σφαιρικό όγκο 20 cm. Η τιμή αυτή είναι μέσα στα επιτρεπόμενα όρια του κατασκευαστή. b) Μέθοδος διαφοράς των ευρών ζώνης λήψης (Bandwidth Difference) Υλικά και Μέθοδοι μέτρησης: Σφαιρικό ή κυλινδρικό ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό που διαθέτει ομοιογενή χαρακτηριστικά απεικόνισης μαγνητικού συντονσιμού. 87

98 Σε συνθήκες απεικόνισης σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων (proton density weighted) λαμβάνονται δύο εικόνες ανά ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας Spin Echo, με διαφορετικά εύρη ζώνης λήψης. Η πρώτη εικόνα λαμβάνεται με ένα μικρό εύρος ζώνης (BW1 ~ 5 khz,) και η δεύτερη με ένα μεγάλο εύρος ζώνης (BW2 ~ 100 khz,). Εξαιτίας της μεγάλης διαφοράς των ευρών ζώνης λήψης προκύπτουν χωρικά παραμορφωμένες εικόνες. Η χωρική παραμόρφωση (Χ 1 Χ 2 ) πρακτικά συνδέεται με την ομοιογένεια του στατικού μαγνητικού πεδίου Β 0, με βασική προϋπόθεση την απόλυτη γραμμικότητα των βαθμίδων τουλάχιστον στις διαστάσεις του απεικονιζόμενου όγκου. Η αλλαγή του εύρους ζώνης λήψης επηρεάζει την χωρική παραμόρφωση της εικόνας μόνο στον άξονα κωδικοποίησης της συχνότητας. Η χωρική παραμόρφωση (Χ 1 -Χ 2 ) λοιπόν, πρέπει να εκτιμάται κατά μήκος του άξονα αποκωδικοποίησης της συχνότητας. Η ομοιογένεια του στατικού μαγνητικού πεδίου ανά επίπεδο προκύπτει από την σχέση : ( ) Η διαδικασία επαναλαμβάνεται και για τα τρία ανατομικά επίπεδα και υπολογίζεται η μέση τιμή ΔB 0 αναφορικά με τις διαστάσεις του ομοιώματος. Συνθήκες: Το ομοίωμα τοποθετείται στο ισόκεντρο. Χρήση κλασσικών απεικονιστικών τεχνικών. Όρια: MFH 0.5ppm για σφαιρικό ομοίωμα διαμέτρου 35 cm ή όρια κατασκευαστή. Αποτελέσματα μετρήσεων : Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ 1 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Ελήφθησαν τομές σε δύο ανατομικά επίπεδα (εγκάρσιο και στεφανιαίο) με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της χρησιμοποιούμενης ακολουθίας εμφαίνονται στον Πίνακα

99 Τύπος Ακολουθίας Πηνίο (Τύπος, λήψη) Μέγεθος Εικονοστοιχείου Χρόνος λήψης Εξεταστικό Πεδίο (mm) TRms/TEms/ΤΙms/F Adg Δειγματολειψία (ΝΕΧ) Πάχος τομής (mm) 2D PD Spin Echo Head, 8 channels mm 4m 20s 200 mm 1000/30/X/ mm Πίνακας 4.1 Ανατομικό Επίπεδο Άξονας Κωδικοποίησης Συχνότητας Άξονας Κωδικοποίησης Φάσης Μήτρα ανακατασκευής Συχνότητας Μήτρα ανακατασκευής Φάσης Μερική ανακατασκευή Φάσης Τρόπος ανακατασκευής εικόνας Εύρος ζώνης λήψης (Hz/pixel) TRA AP RL % Magnitude (16, 78) Αριθμός τομών 2 Φίλτρα ανακατασκευής NONE Διάκενο τομών (mm) 5 mm Στο εγκάρσιο επίπεδο (TRA) λαμβάνεται μία τομή με διαφορετικά εύρη ζώνης (16 και 78 Hz/pixel) αντίστοιχα. Η διαδικασία επαναλαμβάνεται με λήψη τομής στο εγκάρσιο επίπεδο (TRA), αλλά με εναλλαγή των αξόνων κωδικοποίησης συχνότητας και φάσης αυτή τη φορά. Με κατάλληλη τοποθέτηση του ομοιώματος, επαναλαμβάνεται η διαδικασία με λήψη αντίστοιχων τομών με δύο εύρη ζώνης στο στεφανιαίο επίπεδο. Τέλος οι εικόνες διαφορετικών ευρών ζώνης λήψης αφαιρούνται αλγεβρικά και προκύπτουν τρείς εικόνες για κάθε ανατομικό επίπεδο (φύλλο 1). Υπολογίζονται τα διαστήματα Χ 1 Χ 2 από τις εικόνες των διαφορών σε κάθε ανατομικό επίπεδο. Αντικαθιστώντας τις τιμές στην παραπάνω εξίσωση, υπολογίζεται η ομοιογένεια του στατικού μαγνητικού πεδίου σαν η μέση τιμή από τα τρία ανατομικά επίπεδα (βλέπε Φύλλο μετρήσεων 1). Συμπεράσματα: Η τιμή MFH μετρήθηκε σε ppm και είναι 0.27 ppm για εικονικό σφαιρικό όγκο 20 cm. Η τιμή αυτή είναι μέσα στα επιτρεπόμενα όρια του κατασκευαστή. 89

100 B 0 HOMOGENEITY (Bandwidth Difference Teqcnique) Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - Sequence 2D PD Spin Echo - MFH(Hz)= Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm γ /2π [1/(sec T)] B 0 [T] FOV[m] (BW 1 - BW 2 ) [Hz] TR 1000 ms TE 30 ms TI - ms FA 90 degrees NEX 1 - Slice thickness 5 mm Spacing 5 mm No of Images 2 - Acquisition time 4 min 20s min & s γ 267,513,000 rad / (sec T) X 1 - X 2 (mm) X 1 - X 2 (m) MFH (Hz) MFH (ppm) γ / 2π 42,576,016 1 / (sec T) Freq: LR E B T Freq: AP E FOV m Freq: HF E Pixels Mean MFH (ppm)= 0.27 BW 1 4,128 Hz Limit 0.5 ppm BW 1 per pixel 16.1 Hz/pixel BW 2 20,000 Hz BW 2 per pixel 78.1 Hz/pixel BW 1[ Hz] BW 2[ Hz] (x 1 - x 2 ) [m] όπου γ = rad / sec T Freq LR : (X 1 - X 2 ) = mm Freq AP: (X 1 - X 2 ) = mm Φύλλο μετρήσεων 1 90

101 4.2 Ομοιομορφία εικόνας (PIU) Εξοπλισμός: Ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης των τομών, πρέπει να είναι τουλάχιστον ίσο με το συνολικό μήκος του απεικονιζόμενου όγκου συν δύο επιπλέον μέγιστα πάχη τομής. Μέθοδος: Σε κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος διαμέτρου 80% της πραγματικής διαμέτρου του ομοιώματος, υπολογίζονται οι τιμές μέγιστου και ελάχιστου σήματος (S max, S min ) χρησιμοποιώντας μικρές κυκλικές περιοχές ενδιαφέροντος (~1 cm 2 ) σε αντίστοιχες περιοχές του ομοιώματος. Η ποσοστιαία ομοιομορφία εικόνας (PIU) δίνεται από τη σχέση: ( ) Συνθήκες: Χρησιμοποιείται ακολουθία Spin Echo (SE) Multi-Slice, σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Όρια: PIU>90% για πηνίο εγκεφάλου, σε συστήματα ΑΜΣ με ονομαστική τιμή έντασης στατικού μαγνητικού πεδίου Β 0 έως 2Τ. Σε συστήματα ΑΜΣ με ονομαστική τιμή έντασης στατικού μαγνητικού πεδίου Β 0 >2Τ και χρήση ομοιωμάτων νερού, PIU>80%. Αποτελέσματα μετρήσεων: Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ 1 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Ελήφθησαν τομές σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της χρησιμοποιούμενης ακολουθίας εμφαίνονται στον Πίνακα 4.2. Στο εγκάρσιο επίπεδο (TRA) λήφθηκε μία τομή με διαφορετικά εύρη ζώνης (16 και 78 Hz/pixel) αντίστοιχα. Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο Φύλλο 2. Έγινε επανάληψη της διαδικασίας με λήψη τομής πάλι στο εγκάρσιο χωρίς να παρατηρηθεί σημαντική διαφοροποίηση σε σχέση με την πρώτη μέτρηση. Συμπεράσματα: Η υπολογιζόμενη τιμή της PIU ήταν 97.4%. Η τιμή αυτή είναι μεγαλύτερη από το ελάχιστο επιτρεπόμενο όριο για συστήματα ΑΜΣ 1.5 Τ. 91

102 Πίνακας 4.2 Τύπος Ακολουθίας 2D PD Spin Ανατομικό Επίπεδο TRA Echo Πηνίο (Τύπος, λήψη) Head, 8 channels Άξονας Κωδικοποίησης AP Συχνότητας Μέγεθος Άξονας Κωδικοποίησης RL Εικονοστοιχείου mm Φάσης Χρόνος λήψης 4m 20s Μήτρα ανακατασκευής 256 Συχνότητας Εξεταστικό Πεδίο 250 mm Μήτρα ανακατασκευής Φάσης 256 (mm) TRms/TEms/ΤΙms/F 1000/30/X/90 Μερική ανακατασκευή Φάσης 100% Adg Δειγματολειψία 1 Τρόπος ανακατασκευής Magnitude (ΝΕΧ) εικόνας Πάχος τομής (mm) 5 mm Εύρος ζώνης λήψης (Hz/pixel) 195 Αριθμός τομών 1 Φίλτρα ανακατασκευής NONE Διάκενο τομών (mm) 5 mm PERCENT IMAGE UNIFORMITY (PIU) Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - S max (ROI 1 ) - S min (ROI 2 ) Sequence 2D PD Spin Echo - PIU(%)= 100%. (1 - ) Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm S max (ROI 1 ) + S min (ROI 2 ) TR 1000 ms TE 30 ms TI - ms FA 90 degrees NEX 1 - Slice thickness 5 mm Spacing 5 mm No of Images 2 - Acquisition time 4 min 20s min & s B T FOV m S max (ROI 1 ) 3050 Pixels S min (ROI 2 ) 2895 BW Hz PIU (%)= BW per pixel Hz/pixel Limit 90% ROI2 ROI1 Φύλλο μετρήσεων 2 92

103 4.3 Λόγος σήματος προς θόρυβο (SNR) Εξοπλισμός: Ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης των τομών, πρέπει να είναι τουλάχιστον ίσο με το συνολικό μήκος του απεικονιζόμενου όγκου συν δύο επιπλέον μέγιστα πάχη τομής. Μέθοδος 1: Γίνεται λήψη δύο τομών. Σε κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος διαμέτρου 80% της πραγματικής διαμέτρου του ομοιώματος, υπολογίζεται η μέση τιμή σήματος (S) στην τομή 1. Στην ίδια τομή (#1) υπολογίζεται η τιμή του θορύβου (Ν) ως η τυπική απόκλιση του υποστρώματος (SD background) σε περιοχή εκτός της εικόνας του ομοιώματος η οποία δεν έχει εμφανείς ψευδενδείξεις. Ο λόγος σήματος προς θόρυβο (SNR) δίνεται από τη σχέση: Επαναλαμβάνεται η ίδια διαδικασία για την τομή 2 και υπολογίζονται οι τιμές SNR 1 και SNR 2, αντίστοιχα. Μέθοδος 2: Γίνεται λήψη δύο τομών. Σε κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος διαμέτρου 80% της πραγματικής διαμέτρου του ομοιώματος, υπολογίζεται η μέση τιμή σήματος (S) στην τομή 1. Διενεργείται αλγεβρική αφαίρεση τομών για τη δημιουργία μιας τρίτης εικόνας που απεικονίζει τις διαφορές τους: Στην τομή 3, σε κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος ιδίων διαστάσεων, υπολογίζεται ο θόρυβος (Ν), από την τιμή της τυπικής απόκλιση (SD). Ο λόγος σήματος προς θόρυβο (SNR) δίνεται από τη σχέση: Επαναλαμβάνεται η ίδια διαδικασία για την τομή 2 (Τομή 3=Τομή 2- Τομή 1) και υπολογίζονται οι τιμές SNR 1 και SNR 2. Συνθήκες: Χρήση ακολουθίας λήψης Spin Echo Multi-Slice, σκιαγραφικής αντίθεσης έμφασης πυκνότητας πρωτονίων. Ο έλεγχος πραγματοποιείται και στα τρία 93

104 ανατομικά επίπεδα (οβελιαίο, στεφανιαίο και εγκάρσιο) για το πηνίο εγκεφάλου ή σώματος και σε ένα (1) επίπεδο τουλάχιστον για τα πηνία εγκεφάλου και σώματος. Όρια: Καθορίζονται τιμές αναφοράς (baseline) SNR κατά την αποδοχή του συστήματος MR για μεταγενέστερους ελέγχους. Οι τιμές SNR πρέπει να είναι μεγαλύτερες από τα όρια SNR του κατασκευαστή και σε κάθε περίπτωση >80, ανεξάρτητα από το ποια μέθοδος χρησιμοποιείται (μέθοδος 1 ή 2). Επίσης, πρέπει πάντοτε να ικανοποιείται η παρακάτω σχέση: Αποτελέσματα μετρήσεων: Χρησιμοποιήθηκε κυλινδρικό ομοίωμα ΤΟ 1 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Ελήφθησαν δύο τομές σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της χρησιμοποιούμενης ακολουθίας εμφαίνονται στον Πίνακα 4.3. Πίνακας 4.3 Τύπος Ακολουθίας 2D PD Spin Echo Ανατομικό Επίπεδο TRA Πηνίο (Τύπος, λήψη) Head, 8 Άξονας Κωδικοποίησης channels Συχνότητας AP Μέγεθος Άξονας Κωδικοποίησης Εικονοστοιχείου mm Φάσης RL Χρόνος λήψης 4m 20s Μήτρα ανακατασκευής Συχνότητας 256 Εξεταστικό Πεδίο Μήτρα ανακατασκευής 250 mm (mm) Φάσης 256 TRms/TEms/ΤΙms/F Μερική ανακατασκευή 1000/30/X/90 Adg Φάσης 100% Δειγματολειψία Τρόπος ανακατασκευής 1 (ΝΕΧ) εικόνας Magnitude Πάχος τομής (mm) 5 mm Εύρος ζώνης λήψης (Hz/pixel) 195 Αριθμός τομών 2 Φίλτρα ανακατασκευής NONE Διάκενο τομών (mm) 5 mm Ελήφθησαν 2 τομές και υπολογίστηκαν οι τιμές SNR 1 & SNR 2 σύμφωνα με τις προαναφερθείσες μεθόδους. Για την αλγεβρική αφαίρεση των 2 τομών χρησιμοποιήθηκε ειδικό λογισμικό (ImageJ). Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο 3. 94

105 SIGNAL TO NOISE RATIO (SNR) Parameter Value Units Method #1: Two images Coil Head, 8 channels - S Sequence 2D PD Spin Echo - SNR= x Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm N TR 1000 ms Method #2: Two image difference TE 30 ms S TI - ms SNR= 1.41 x FA 90 degrees N NEX 1 - Slice thickness 5 mm Method 1 S (Mean ROI 1 ) N (mean N2, N3) N 2 (SD ROI 2 ) N 3 (SD ROI 3 ) SNR Spacing 5 mm # No of Images 2 - # SNR 1 /SNR 2 = Acquisition time 4 min 20s min & s 1.04 B T Method 2 ROI 1 ROI 2 SD ROI 3 SD ROI 4 SNR FOV m # Image #1-#2 Image #2-# Pixels # BW Hz SNR 1 /SNR 2 = 1.13 Limit SNR Limit SNR 1 /SNR & 1.1 BW per pixel Hz/pixel 80 Method #1: Two images Image 1 Image 2 ROI2 ROI3 ROI2 ROI3 ROI1 ROI1 Method #2: Two image difference Image 1 Image 2 ROI1 ROI2 Image 1 - Image 2 Image 2 - Image 1 ROI3 ROI4 Φύλλο μετρήσεων 3 95

106 Συμπεράσματα: Μέθοδος 1: Οι τιμές SNR1 και SNR2 μετρήθηκαν στα και αντίστοιχα. Μέθοδος 2: Οι τιμές SNR1 και SNR2 μετρήθηκαν στα και αντίστοιχα. Οι τιμές SNR είναι άριστες και πληρούν τις συνθήκες αποδοχής. Ικανοποιείται η συνθήκη 0.9 < SNR1/SNR2 < 1.1 και με τις δύο μεθόδους. 4.4 Ομοιομορφία λόγου σήματος προς θόρυβο (SNRU) Εξοπλισμός: Ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης των τομών, πρέπει να είναι τουλάχιστον ίσο με το συνολικό μήκος του απεικονιζόμενου όγκου συν δύο επιπλέον μέγιστα πάχη τομής. Μέθοδος: Χρησιμοποιείται η ίδια μεθοδολογία με εκείνη της παραγράφου 4.3. Μοναδική διαφορά είναι ότι σε αυτόν τον έλεγχο για τον καθορισμό του σήματος χρησιμοποιούνται 5 μικρές περιοχές ενδιαφέροντος που τοποθετούνται στο κέντρο και την περιφέρεια κυλινδρικού ομοιώματος. Υπολογίζονται πέντε τιμές SNR και λαμβάνεται η μέση τιμή τους (Mean SNR) και η στατιστική τους απόκλιση (SD SNR). Το SNRU υπολογίζεται από την παρακάτω σχέση: Αποτελέσματα μετρήσεων: Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο μετρήσεων 4. Συμπεράσματα: Μέθοδος 1: Οι μέσες τιμές SNR 1 και SNR 2 μετρήθηκαν στα και αντίστοιχα (εντός ορίων). Οι αντίστοιχες τιμές SNRU ήταν 1.71 και Μέθοδος 2: Οι μέσες τιμές SNR 1 και SNR 2 μετρήθηκαν στα και αντίστοιχα (εντός ορίων). Οι αντίστοιχες τιμές SNRU ήταν 8.58 και Η συνθήκη 0.9< SNR 1 /SNR 2 < 1.1 ικανοποιείται για τις τιμές SNR που καθορίστηκαν με την πρώτη μέθοδο (με τη δεύτερη μέθοδο είναι οριακά εκτός). Οι τιμές SNRU καταγράφηκαν σαν τιμές αναφοράς για μελλοντικούς ελέγχους (δεν υπάρχουν αυστηρά καθορισμένα όρια). 96

107 SIGNAL TO NOISE RATIO UNIFORMITY(SNRU) Parameter Value Units Method #1: Two images Coil Head, 8 channels - S Sequence 2D PD Spin Echo - SNR= x Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm N TR 1000 ms Method #2: Two image difference TE 30 ms S TI - ms SNR= 1.41 x FA 90 degrees N NEX 1 - Slice thickness 5 mm Method #1 Image #1 Image #2 Image #1 Image #2 Spacing 5 mm ROI# S (Mean ROI) SNR No of Images Acquisition time 4 min 20s min & s B T FOV m Pixels BW Hz ROI# N (SD ROI) Mean SNR BW per pixel Hz/pixel SD SNR SNR 1 /SNR 2 = 1.00 SNRU= SNRU 1 /SNRU 2 = 0.78 Method #2 Image #1-#2 Image #2-#1 Image #1 Image #2 ROI# N (SD ROI) SNR Limits (for both Methods) Mean SNR SNR 80 SD SNR SNR 1 /SNR & 1.1 SNR 1 /SNR 2 = 1.05 SNRU (Method #1) 5 % SNRU= SNRU (Method #2) 15 % SNRU 1 /SNRU 2 = 0.66 Method #1: Two images Image 1 Image 2 ROI6 ROI2 ROI7 ROI6 ROI2 ROI7 ROI5 ROI1 ROI3 ROI5 ROI1 ROI3 ROI4 ROI4 Method #2: Two image difference Image 1 - Image 2 Image 2 - Image 1 ROI2 ROI2 ROI5 ROI1 ROI3 ROI5 ROI1 ROI3 ROI4 ROI4 Φύλλο μετρήσεων 4 97

108 4.5 Ποσοστιαία εκτίμηση ψευδενδείξεων σήματος (Percent Signal Ghosting) Εξοπλισμός: Ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης των τομών, πρέπει να είναι τουλάχιστον ίσο με το συνολικό μήκος του απεικονιζόμενου όγκου συν δύο επιπλέον μέγιστα πάχη τομής. Μέθοδος: Σε κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος διαμέτρου 80% της πραγματικής διαμέτρου του ομοιώματος, υπολογίζεται η μέση τιμή σήματος (S). Με χρήση ορθογώνιων περιοχών ενδιαφέροντος υπολογίζονται οι μέσες τιμές σήματος του υποστρώματος ( ) σε περιοχές εκτός της εικόνας του ομοιώματος στις διευθύνσεις κωδικοποίησης συχνότητας και φάσης. Οι μέσες τιμές σήματος του υποστρώματος καλούνται στη διεύθυνση κωδικοποίησης συχνότητας FEi όπου i=1,2 και στη διεύθυνση κωδικοποίησης φάσης PEi όπου i=1,2. Υπολογίζεται ο λόγος: Συνθήκες: Χρησιμοποιείται ακολουθία Spin Echo (SE) Multi-Slice, σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Όρια: GR 1% ή όρια του κατασκευαστή. Αποτελέσματα μετρήσεων: Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ1 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Ελήφθησαν δύο τομές σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της ακολουθίας είναι οι ίδιες με αυτές που χρησιμοποιήθηκαν για το έλεγχο του SNR και εμφαίνονται στον Πίνακα 4.3 της παραγράφου 4.3. Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο 5. Συμπεράσματα: Η τιμή του GR είναι % και πληροί την συνθήκη αποδοχής. 98

109 PERCENT SIGNAL GHOSTING (GR) Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - (S FE1 + S FE2 ) - (S PE1 + S PE2 ) Sequence 2D PD Spin Echo - GR(%)= 100%. Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm 2S TR 1000 ms TE 30 ms TI - ms FA 90 degrees NEX 1 - S (mean ROI 1 ) 2952 Slice thickness 5 mm S FE1 (mean ROI 2 ) 26 Spacing 5 mm S FE2 (mean ROI 4 ) 27 No of Images 2 - S PE1 (mean ROI 3 ) 23 Acquisition time 4 min 20s min & s S PE2 (mean ROI 5 ) 23 B T GR (%)= FOV m Limit 1% Pixels BW Hz BW per pixel Hz/pixel ROI2 ROI5 ROI1 ROI3 ROI4 Φύλλο μετρήσεων Γεωμετρική παραμόρφωση/χωρική γραμμικότητα εικόνας [Geometric Accuracy and Linearity (GD)] Εξοπλισμός: Κατάλληλο ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό, το οποίο εμπεριέχει ειδικές δομές από πλέγμα ή οπές στο εσωτερικό του. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης της τομής πρέπει να είναι τουλάχιστον διπλάσιο του μέγιστου πάχους τομής που χρησιμοποιείται. 99

110 Μέθοδος: Το ομοίωμα τοποθετείται στο ισόκεντρο και σε τουλάχιστον δύο επιπλέον θέσεις εκτός ισοκέντρου. Η απεικόνιση πραγματοποιείται και στα τρία ανατομικά επίπεδα (οβελιαίο, στεφανιαίο και εγκάρσιο). Μετρώντας τις δύο κάθετες διαστάσεις του ομοιώματος (Δ i,μετρούμενη όπου i=οριζόντια, κάθετη) σε κάθε επίπεδο ή τις αποστάσεις ανάμεσα σε δύο δομές που έχουν γνωστή απόσταση μεταξύ τους (σε μια ή περισσότερες θέσεις οπότε i= θέση 1, 2, 3 κλπ.), υπολογίζεται η γεωμετρική παραμόρφωση (GD) σύμφωνα με τη σχέση: όπου j= οβελιαίο, στεφανιαίο και εγκάρσιο επίπεδο. Συνθήκες: Χρήση ακολουθίας λήψης Spin Echo (Single-Slice), σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων ή ακολουθούνται οι οδηγίες του κατασκευαστή του ομοιώματος. Όρια: GD 2%. Σε MR συστήματα που χρησιμοποιούνται για το σχεδιασμό θεραπείας, το όριο πρέπει να είναι <2%. Αποτελέσματα μετρήσεων: Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ 2 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Λήφθηκε τομή σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση της ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της ακολουθίας είναι οι ίδιοι με αυτές της παραγράφου 4.3 με τη διαφορά ότι λαμβάνεται 1 μόνο τομή. Διενεργήθηκαν μετρήσεις αποστάσεων για τα ακρότατα σημεία μιας τετράγωνης δομής γνωστής πλευράς (120 mm). Η διαδικασία επαναλήφθηκε και για τα υπόλοιπα δύο επίπεδα. Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο 6. Συμπεράσματα: Πραγματική τιμή διαστάσεων τετράγωνου αντικειμένου: 120 mm. Μέση τιμή διαστάσεων στην διεύθυνση RL, AP & HF: , & mm. GD % (RL, HF): 0.43 %, GD % (AP): 0.37 %. Οι τιμές αυτές πληρούν τα όρια αποδοχής. 100

111 GEOMETRIC ACCURACY AND LINEARITY (GD) Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - GD(%)= 100 x Sequence 2D PD Spin Echo - Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm TR 1000 ms Real Dimensions TE 30 ms RL (mm) 120 TI - ms AP (mm) 120 FA 90 degrees HF (mm) 120 NEX 1 - Slice thickness 5 mm Spacing 5 mm Direction RL Measured Dimensions Direction AP Δ actual -Δ measured No of Images 2 - Rl a (mm) AP a (mm) AP a (mm) Acquisition time 4 min 20s min & s RL b (mm) AP b (mm) AP b (mm) B T RL c (mm) AP c (mm) AP c (mm) FOV m RL mean (mm) AP mean (mm) AP mean (mm) Pixels GD RL (%) 0.44 GD AP (%) 0.38 GD HF (%) 0.44 BW Hz BW per pixel Hz/pixel Limit GD 2% Δ actual Direction HF Images Tranverse (Fq: RL) Transverse (Fq: AP) Coronal (Fq: HF) 5 5 Tranverse (Fq: RL) Image J: Processing Transverse (Fq: AP) Coronal (Fq: HF) RLa RLb RLc APa APb APc HFa HFb HFc Image J: Results Tranverse (Fq: RL) Transverse (Fq: AP) Coronal (Fq: HF) Length (RLa) = mm Length (APa) = mm Length (HFa) = mm Length (RLb) = mm Length (APb) = mm Length (HFb) = mm Length (RLc) = mm Length (APc) = mm Length (HFc) = mm Φύλλο μετρήσεων 6 101

112 4.7 Πάχος τομής Εξοπλισμός: Κατάλληλο ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό, το οποίο εμπεριέχει ειδικές μπάρες από plexiglass στο εσωτερικό του, που διασταυρώνονται μεταξύ τους υπό γνωστή γωνία θ. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης της τομής πρέπει να είναι τουλάχιστον διπλάσιο του μέγιστου πάχους τομής που χρησιμοποιείται. Μέθοδος: Σύμφωνα με τις οδηγίες του κατασκευαστή ομοιώματος: λήψη τομής στο σημείο που τέμνονται οι ειδικές δομές και σχεδιασμός καμπυλών κατατομής κατά μήκος της εικόνας των δύο ειδικών δομών. Υπολογίζεται το εύρος στο ήμισυ του μεγίστου (FWHM) για κάθε καμπύλη (a και b). Το πάχος τομής δίνεται από τη σχέση: Συνθήκες: Χρήση ακολουθίας λήψης Spin Echo, Single-Slice σκιαγραφικής αντίθεσης με έμφαση στην πυκνότητα πρωτονίων Όρια: ±10% της ονομαστικής τιμής για τομές πάχους 5mm ±5% της ονομαστικής τιμής για τομές πάχους <5mm Αποτελέσματα μετρήσεων : Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ 2 (Eurospin, Test Object) με διασταυρούμενες μπάρες υπό γωνία θ. Η γωνία θ για το συγκεκριμένο ομοίωμα είναι 11.3 ο, ενώ η εφαπτομένη της γωνίας θ είναι 0.2. Ελήφθησαν δύο τομές με δύο διαφορετικά πάχη τομών σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της ακολουθίας εμφαίνονται στον Πίνακα 4.4. Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο 7. Συμπεράσματα: Τομή 3 mm. Μετρούμενο πάχος : 2.94 mm. Απόκλιση τιμής: 2% Τομή 5 mm. Μετρούμενο πάχος : 4.4 mm. Απόκλιση τιμής: 9.2% Οι τιμές πληρούν τις συνθήκες αποδοχής. 102

113 Πίνακας 4.4 Τύπος Ακολουθίας 2D PD Spin Echo Ανατομικό Επίπεδο TRA Πηνίο (Τύπος, λήψη) Head, 8 Άξονας Κωδικοποίησης channels Συχνότητας AP Μέγεθος Άξονας Κωδικοποίησης Εικονοστοιχείου mm Φάσης RL Χρόνος λήψης 4m 20s Μήτρα ανακατασκευής Συχνότητας 256 Εξεταστικό Πεδίο Μήτρα ανακατασκευής 250 mm (mm) Φάσης 256 TRms/TEms/ΤΙms/F Μερική ανακατασκευή 1000/30/X/90 Adg Φάσης 100% Δειγματοληψία Τρόπος ανακατασκευής 1 (ΝΕΧ) εικόνας Magnitude Πάχος τομής (mm) 3mm και 5 mm Εύρος ζώνης λήψης (Hz/pixel) 195 Αριθμός τομών 2 Φίλτρα ανακατασκευής NONE Διάκενο τομών (mm) 5 mm 4.8 Χωρική διακριτική ικανότητα υψηλής αντίθεσης Εξοπλισμός: Κατάλληλο ομοιογενές ομοίωμα με μη αγώγιμο υλικό, το οποίο εμπεριέχει ειδικές δομές από παραλληλεπίπεδα αντικείμενα στο εσωτερικό του. Το μήκος του ομοιώματος κατά μήκος του άξονα λήψης της τομής πρέπει να είναι τουλάχιστον διπλάσιο του μέγιστου πάχους τομής που χρησιμοποιείται. Μέθοδος: Χρησιμοποιούνται οι οδηγίες του κατασκευαστή ομοιώματος για την οπτική αναγνώριση ειδικών δομών και των μεταξύ τους διαχωριστικών αποστάσεων. Η μέτρηση πραγματοποιείται στις διευθύνσεις κωδικοποίησης συχνότητας και φάσης. Συνθήκες: Χρήση ακολουθίας λήψης Spin Echo Single-Slice, σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων ή ακολουθούνται οι οδηγίες του κατασκευαστή του ομοιώματος. Όρια: Όρια του κατασκευαστή του ομοιώματος ή οπτική αναγνώριση ζευγών γραμμών με διαστάσεις και απόσταση μεταξύ τους τουλάχιστον ίσες προς τις θεωρητικές διαστάσεις ενός pixel. 103

114 SLICE THICKNESS & SEPARATION ACCURACY Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - Sequence 2D PD Spin Echo - Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm TR 1000 ms TE 30 ms TI - ms FA 90 degrees NEX 1 - Slice thickness 5 mm Spacing 5 mm No of Images 2 - Acquisition time 4 min 20s min & s B0 1.5 T m FOV Pixels BW Hz BW per pixel Hz/pixel STactual-STmeasured ST DIF (%)= 100 x STactual Real Dimensions (mm) Measured Dimensions (mm) #1 3 # #2 5 # FWHM = ST DIF (%) a + b cos + a + b 2 cos 2 + 4absin2 2sin Limits (for ST difference) ±10% for ST 5 mm for ST < 5 mm ±5% Images 3 mm slice 5 mm slice 3 mm 5 mm Image J: Processing 3 mm slice 5 mm slice Image J: Results 3 mm slice 5 mm slice FWHM = mm, ST = FWHM / 5 = 2.94 mm FWHM = mm, ST = FWHM / 5 = 4.54 mm Φύλλο μετρήσεων 7 104

115 Αποτελέσματα μετρήσεων: Έγινε χρήση κυλινδρικού ομοιώματος ΤΟ 4 (Eurospin, Test Object) ομοιογενούς σήματος χωρίς ομοίωμα ωμικής φόρτισης. Ελήφθησαν δύο τομές με δύο διαφορετικές μήτρες ανασύνθεσης (256 & 512) σε ένα εγκάρσιο ανατομικό επίπεδο με χρήση ακολουθίας 2D SE σκιαγραφικής αντίθεσης πυκνότητας πρωτονίων. Οι βασικές παράμετροι της ακολουθίας είναι οι ίδιες με αυτές του Πίνακα 4.4, με μόνη εξαίρεση τη χρήση και μήτρας απεικόνισης Οι μετρήσεις παρουσιάζονται στο φύλλο 8. HIGH CONTRAST SPATIAL RESOLUTION (HCR) Parameter Value Units Coil Head, 8 channels - Sequence 2D PD Spin Echo - Pixel size 1.0 x 1.0 x 0.5 mm Matrix Pixel size (mm) Smallest Resolved LP pattern TR 1000 ms lp/mm 1 TE 30 ms lp/mm 0.5 TI - ms FA 90 degrees NEX 1 - Slice thickness 5 mm Spacing 5 mm No of Images 2 - Acquisition time 4 min 20s min & s B T FOV m Pixels 256, Limits for HCR BW Hz for pixel size 0.98 mm 1.0 lp/mm BW per pixel Hz/pixel for pixel size 0.49 mm 0.5 lp/mm MATRIX: 256 x 256 Images MATRIX: 512 x mm 1 mm 2 mm 0.3 mm 1 mm 2 mm 1.5 mm 1.5 mm 0.5 mm 0.5 mm Φύλλο μετρήσεων 8 Συμπεράσματα: Με απλή οπτική επισκόπηση είναι εμφανές ότι διακρίνονται οι δομές με πάχος και απόσταση δομών ελάχιστα μεγαλύτερο από το μέγεθος του ενός pixel (και για τις 2 μήτρες ανασύνθεσης) και συνεπώς πληρούνται οι συνθήκες αποδοχής 105