ΔΟΜΗ ΤΟΥ ΜΑΓΝΗΤΙΚΟΥ ΤΟΜΟΓΡΑΦΟΥ

Transcript

1 ΔΟΜΗ ΤΟΥ ΜΑΓΝΗΤΙΚΟΥ ΤΟΜΟΓΡΑΦΟΥ 1. Ο Κυρίως Μαγνήτης : Χρησιμοποιείται για την παραγωγή ενός σταθερού πεδίου Bo και κριτήρια για την επιλογή του είναι η ομοιογένειά του μαγνητικού πεδίου που δημιουργεί και η έντασή του. Υπάρχουν 3 τύποι : Μόνιμοι Ασθενές μαγνητικό πεδίο Υπεραγώγιμοι Ηλεκτρομαγνήτες με μαγνητικό πεδίο πάνω από 0,5Τ Μαγνήτες Αντιστάσεως Ηλεκτρομαγνήτες με μαγνητικός πεδίο μέχρι 0,35Τ 2. Πηνία ομοιογένειας (Shimming Coils) : Χρησιμεύουν για να διατηρούν την ομοιογένεια του μαγνητικού πεδίου του κυρίως μαγνήτη. 3. Πηνία Βαθμίδας (Gradient Coils) : Δημιουργούν τα βαθμιδωτά μαγνητικά πεδία στους 3 άξονες, ώστε να σχηματιστεί η εικόνα. 4. Πηνία Ραδιοσυχνότητας (RF Coils) : Δημιουργούν και καταγράφουν τους Παλμούς RF Πηνία Εκπομπής (Transmit Coils) Πηνία Λήψης (Receiver Coils) Πηνία Εκπομπής Λήψης (Transmit - Receiver Coils) Πηνίο Δέκτης

2 ΖΩΝΕΣ ΑΣΦΑΛΕΙΑΣ Ζώνη Ασφαλείας Ι : Περιοχή ελευθέρα προσβάσιμη από κοινό και προσωπικό. Ζώνη Ασφαλείας ΙΙ : Περιοχή που οι ασθενείς αφήνουν τα προσωπικά τους είδη και συνήθως συμπληρώνουν το ερωτηματολόγιο ασφαλείας. Η πρόσβαση είναι μερικώς ελεγχόμενη. Ζώνη Ασφαλείας ΙΙΙ : Πλήρως ελεγχόμενη πρόσβαση από το προσωπικό. Απαγορεύεται να εισέλθει άτομο που δεν πρόκειται να εξεταστεί και δεν έχει αφήσει τα προσωπικά του αντικείμενα. Ζώνη Ασφαλείας ΙV : Η αίθουσα του MRI. Πλήρως ελεγχόμενη πρόσβαση, καθώς επιτρέπεται η πρόσβαση μόνο σε ασθενείς και προσωπικό. Φέρει πάντα προειδοποιητική σήμανση.

3 ΕΙΣΑΓΩΓΗ ΣΤΙΣ ΦΥΣΙΚΕΣ ΑΡΧΕΣ Τα πρωτόνια συνιστούν παλλόμενα ηλεκτρικά δίπολα, γιατί έχουν ένα θετικό φορτίο και περιστρέφονται γύρω από τον άξονα τους (ιδιοστροφορμή spin). Κάθε παλλόμενο ηλεκτρικό φορτίο συνιστά ένα παλλόμενο ηλεκτρικό ρεύμα και κάθε παλλόμενο ηλεκτρικό ρεύμα (ηλεκτρικό πεδίο) δημιουργεί γύρω του ένα παλλόμενο μαγνητικό πεδίο, το οποίο έχει την ίδια γραμμική κατεύθυνση με το ηλεκτρικό, αλλά είναι κάθετο σε αυτό. Έτσι κάθε πρωτόνιο έχει το δικό του μαγνητικό πεδίο και μπορεί να θεωρηθεί ως ένας μικροσκοπικός μαγνήτης. Οι μικροσκοπικοί μαγνήτες σε κατάσταση ηρεμίας, δηλαδή σε απουσία κάποιας άλλης εξωτερικής μαγνητικής επίδρασης δημιουργούν ζεύγη και έχουν τυχαία διάταξη στον χώρο και διαφορετικούς προσανατολισμούς, που καθορίζονται από την ταχύτητα και τις μεταξύ τους διαμαγνητικές αλληλεπιδράσεις.

4 Όταν τα πρωτόνια βρεθούν μέσα σε ένα ισχυρό μαγνητικό πεδίο Βο εγκαταλείπουν την τυχαία τους διάταξη και προσανατολίζονται προς τον άξονα Ζ, της έντασης του σταθερού μαγνητικού πεδίου. Το όλο φαινόμενο είναι αντίστοιχο με αυτό της βελόνας μιας πυξίδας που προσανατολίζεται προς την κατεύθυνση του μαγνητικού πεδίου της γης. Ο προσανατολισμός αυτός γίνεται με δύο τρόπους : Παράλληλα (χαμηλότερο ενεργειακό επίπεδο spin up) προς τον άξονα Ζ. Αντιπαράλληλα (υψηλότερο ενεργειακό επίπεδο - spin down) προς τον άξονα Ζ. Η κατάσταση που απαιτεί λιγότερη ενέργεια (χαμηλότερο ενεργειακό επίπεδο) προτιμάται και έτσι υπάρχουν λίγο περισσότερα πρωτόνια που προσανατολίζονται παράλληλα απ ότι αντιπαράλληλα.

5 ΜΑΓΝΗΤΙΚΗ ΕΠΙΔΕΚΤΙΚΟΤΗΤΑ Η ευαισθησία ενός υλικού, δηλαδή η ευκολία ή δυσκολία με την οποία μαγνητίζεται και ο βαθμός στον οποίο διαταράσσει τις μαγνητικές γραμμές ενός μαγνητικού πεδίου. Υπάρχουν 4 τύποι υλικών διαφορετικής μαγνητικής επιδεκτικότητας : 1. Διαμαγνητικά Υλικά (-ΜΕ και ελαφρά διατάραξη) 2. Παραμαγνητικά Υλικά (+ΜΕ και ισχυρή διατάραξη) 3. Σιδηρομαγνητικά Υλικά (+ΜΕ και πολύ ισχυρή διατάραξη. Αποκτούν μόνιμη μαγνήτιση και έξω από το πεδίο) 4. Υπερπαραμαγνητικά Υλικά (κατηγορία σιδηρομαγνητικών με +ΜΕ και πολύ ισχυρή διατάραξη. Χάνουν την μαγνήτιση εκτός μαγνητικού πεδίου). ΕΝΔΟΓΕΝΕΙΣ ΚΑΙ ΕΞΩΓΕΝΕΙΣ ΠΑΡΑΓΟΝΤΕΣ Η αντίθεση σε μια MRI εικόνα καθορίζεται από :

6 Ενδογενείς παράγοντες (T1, T2, Πυκνότητα Πρωτονίων). Εξωγενείς παράγοντες (TR, TE, είδος ακολουθίας SE ή GE, Flip Angle, Σκιαγραφικά). Οι ενδογενείς παράγοντες (T1, T2, Πυκνότητα Πρωτονίων) συμμετέχουν πάντα στην αντίθεση της εικόνας σε διαφορετικό βαθμό. Ο βαθμός που οι ενδογενείς παράγοντες θα συμμετάσχουν στην αντίθεση της εικόνας καθορίζεται από τους εξωγενείς παράγοντες (TR, TE, είδος ακολουθίας SE ή GE, Flip Angle, Σκιαγραφικά) και το αποτέλεσμα ορίζει το βάρος της εικόνας (προσανατολισμός). ΜΑΓΝΗΤΙΣΗ Τα πρωτόνια της αντιπαράλληλης διάταξης είναι λιγότερα και επομένως δεν επαρκούν για πλήρη εξουδετέρωση όλων των πρωτονίων της παράλληλης διάταξης. Έτσι κάποια πρωτόνια της παράλληλης διάταξης περισσεύουν. Η αθροιστική συνένωση των μικροσκοπικών

7 μαγνητίσεων, των πρωτονίων αυτών που δεν εξουδετερώνονται κατά ζεύγη, συνιστούν την μακροσκοπική μαγνήτιση (Μο). Σ ένα πληθυσμό πρωτονίων μόνο το ένα παραμένει άζευγο. Χρειάζεται να μετρήσουμε την μακροσκοπική μαγνήτιση, ώστε να έχουμε σήμα και κατ επέκταση εικόνα. Στην μαγνητική τομογραφία χρειαζόμαστε πυρήνες με περιττό αριθμό πρωτονίων, προκειμένου να υπάρξει μακροσκοπική μαγνήτιση. Συγκεκριμένα ασχολούμαστε αποκλειστικά με τους πυρήνες του υδρογόνου, γιατί αυτούς εκμεταλλευόμαστε στην πράξη, για να δημιουργήσουμε εικόνα. Το υδρογόνο βρίσκεται σε αφθονία μέσα στο σώμα. Το άτομο του υδρογόνου έχει ένα πρωτόνιο στον πυρήνα του και κανένα νετρόνιο. Οι άξονες των πρωτονίων και των δύο ενεργειακών επιπέδων, στην πράξη δεν βρίσκονται σε αυστηρώς παράλληλη και αντιπαράλληλη κατεύθυνση, ως προς τον άξονα Ζ του εξωτερικού σταθερού μαγνητικού πεδίου, αλλά παρουσιάζουν μια χαρακτηριστική γωνιακή απόκλιση θ, η οποία μέσα στον χώρο ορίζεται από τις καρτεσιανές συντεταγμένες Ζ, Χ, Υ

8 Η συχνότητα της μεταπτωτικής αυτής γωνιακής περιστροφής γύρω από τον άξονα + Ζ είναι χαρακτηριστική για κάθε πυρήνα και καλείται συχνότητα Larmor. ωο = γ Βο ωο H συχνότητα της γωνιακής περιστροφής Larmor γ Μια σταθερά που καλείται γυρομαγνητικός λόγος, και μετριέται σε MHz / Tesla Βο H ένταση του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου. Δεν μπορούμε να μετρήσουμε τη μαγνήτιση, γιατί είναι παράλληλη με την κατεύθυνση της έντασης του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου Βο και κατ επέκταση το άνυσμά της είναι επίσης παράλληλο. Για να μετρήσουμε την μαγνήτιση πρέπει το άνυσμά της να μετακινηθεί από τον άξονα + Ζ και να μην είναι παράλληλο με την κατεύθυνση του

9 εξωτερικού μαγνητικού πεδίου. Αυτό θα προκαλέσει ρεύμα εξ επαγωγής, δηλαδή σήμα, το οποίο μπορεί να μετρηθεί από ένα πηνίο. Για να καταφέρουμε να μετακινήσουμε την μαγνήτιση από τον άξονα +Ζ χρησιμοποιούμε ένα ραδιοφωνικό παλμό RF, ο οποίος είναι μια στιγμιαία εκπομπή «ρίπης» ή «δέσμης» ραδιοκυμάτων της ηλεκτρομαγνητικής κλίμακας, διάρκειας μερικών μικρών του δευτερολέπτου (μsec). Οι παλμοί RF συνιστούν ένα παλλόμενο εξωτερικό μαγνητικό πεδίο Β1, στενού φάσματος, κάθετο προς τον άξονα Ζ του πεδίου Βο, το οποίο μάλιστα περιστρέφεται γύρω απ αυτόν. Το μαγνητικό αυτό πεδίο υπό μορφή παλμών, διαταράσσει τα προσανατολισμένα προς τον άξονα + Ζ πρωτόνια, που μέχρι την δεδομένη στιγμή βρίσκονταν σε κατάσταση θερμικής εξισορρόπησης και ηρεμίας. Οι παλμοί που χρησιμοποιούνται στην MRI είναι : Παλμός 90 ο (π/2) : Ο παλμός, που η διάρκειά του είναι τόση, ώστε να προκαλέσει την μετακίνηση της μαγνήτισης Μο από τον άξονα + Ζ στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ. Παλμός 180 ο (π) : Ο παλμός, που η διάρκειά του είναι τόση (διπλάσια απ του 90 ο ), ώστε να προκαλέσει την μετακίνηση της μαγνήτισης Μο στην εκ διαμέτρου αντίθετη θέση (αντιπαράλληλη) Ζ, απ αυτή που είχε στην κατάσταση ηρεμίας. Ενδιάμεσοι παλμοί : Οι παλμοί, που χρησιμοποιούνται στις GRE και στις υπερταχείες ακολουθίες παλμών, ώστε να επιτευχθεί η μείωση του χρόνου εξέτασης, με την απόκτηση ικανοποιητικού σήματος. ΜΑΓΝΗΤΙΚΟΣ ΣΥΝΤΟΝΙΣΜΟΣ Ο παλμός RF θα προκαλέσει το φαινόμενο του Μαγνητικού Συντονισμού.

10 Η συχνότητα περιστροφής του B1 πρέπει να είναι ίση ή σχεδόν ίση με την συχνότητα Larmor, ώστε να καταφέρει να στρέψει την διαμήκη μαγνήτιση στο εγκάρσιο επίπεδο χ, y. Η διέγερση που συμβαίνει στο σώμα όταν αυτό εκτίθεται σε συχνότητα ίση ή σχεδόν ίση με την φυσική του συχνότητα καλείται Μαγνητικός Συντονισμός (Magnetic Resonanse). Κατά τον μαγνητικό συντονισμό συμβαίνουν 2 φαινόμενα : 1. Κατά την διάρκεια του μαγνητικού συντονισμού τα πρωτόνια απορροφούν ενέργεια από τον παλμό RF και επομένως από παράλληλα που ήταν τα περισσότερα γίνονται αντιπαράλληλα (από το χαμηλότερο στο υψηλότερο ενεργειακό επίπεδο), σύμφωνα με το νόμο κατανομής του Boltzman, με αποτέλεσμα την μείωση της μαγνήτισης στον άξονα Ζ. 2. Τα πρωτόνια απορροφούν ενέργεια και συγχρονίζονται, δηλαδή τοποθετούνται σε φάση. Δεν βρίσκονται πια σε τυχαίες θέσεις, αλλά είναι στην ίδια θέση την ίδια χρονική στιγμή. Τα ανύσματά τους προστίθενται και σε αυτή την περίπτωση και έτσι προκαλείται η δημιουργία μαγνήτισης στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ. ΠΡΟΣΟΧΗ : Η Διαμήκης και η Εγκάρσια μαγνήτιση έχουν άμεση σχέση μεταξύ τους, αλλά διαφορετικές αιτίες δημιουργίας. Η εγκάρσια μαγνήτιση δεν δημιουργείται επειδή μειώνεται η διαμήκης. Η διαμήκης μαγνήτιση μειώνεται εξαιτίας του προσανατολισμού ολοένα και περισσότερων πρωτονίων στο υψηλότερο ενεργειακό επίπεδο, ενώ η εγκάρσια μαγνήτιση δημιουργείται και αυξάνεται, εξαιτίας του συγχρονισμού των πρωτονίων. Η μαγνήτιση Μο φτάνει στην μεγαλύτερη τιμή της και κατ επέκταση δίνει το μεγαλύτερο σήμα μόνο όταν βρεθεί στον εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ και περιστρέφεται με συχνότητα Larmor. ΕΛΕΥΘΕΡΗ ΕΠΑΓΩΓΙΚΗ ΑΠΟΣΒΕΣΗ

11 Αν ο παλμός RF δεν διακοπεί δεν θα μπορέσουμε να δημιουργήσουμε εικόνα. Μόλις διακοπεί ο παλμός RF τα περιστρεφόμενα πρωτόνια, που βρίσκονταν σε φάση μέχρι εκείνη την στιγμή, ελευθερώνονται από την επίδρασή του, αλλά υφίστανται την επίδραση του σταθερού μαγνητικού πεδίου Βο, με αποτέλεσμα ν αποσυμφασικοποιούνται. Ταυτόχρονα τα πρωτόνια χάνουν την ενέργεια που απορρόφησαν με τον παλμό RF και προσανατολίζονται πάλι προς την παράλληλη κατεύθυνση, με συνέπεια να μειώνεται η Εγκάρσια μαγνήτιση και να αυξάνει η Διαμήκης. Με την προοδευτική μείωση του μεγέθους της Εγκάρσιας μαγνήτισης (επίπεδο Χ, Υ) εξασθενεί η ένταση του εξ επαγωγής σήματος, η οποία και σβήνει με τον χρόνο και αυτό καλείται Ελεύθερη Επαγωγική Απόσβεση FID (Free Induction Decay). Το συνολικό διάνυσμα της μαγνήτισης επιστρέφει στον άξονα Ζ ελεύθερο, με την συχνότητα περιστροφής Larmor και με, αφού η γωνία του συνεχώς μικραίνει προς τον επιμήκη άξονα του πεδίου Βο. Πάνω στον άξονα Ζ ανακτά προοδευτικά το αρχικό της μέγεθος και την θερμική της εξισορρόπηση και ηρεμία.

12 ΧΡΟΝΟΙ ΕΠΑΝΑΦΟΡΑΣ ΣΤΗΝ ΗΡΕΜΙΑ Ο χρόνος μέσα στον οποίο επιτελείται η μείωση του μεγέθους της μαγνήτισης στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ και η επιστροφή της κατά μήκος του άξονα Ζ, καλείται Χρόνος επαναφοράς στην ηρεμία (Relaxation Time) και χαρακτηρίζεται από δύο χρονικές σταθερές : Επιμήκης χρόνος χαλάρωσης (Spin Lattice relaxation time) T1, Εγκάρσιος χρόνος χαλάρωσης (Spin Spin relaxation time) Τ2. ΕΠΙΜΗΚΗΣ ΧΡΟΝΟΣ ΧΑΛΑΡΩΣΗΣ (SPIN LATTICE RELAXATION TIME) T1 Χρόνος Τ1 είναι το χρονικό διάστημα (μετρημένο σε χιλιοστά του δευτερολέπτου - msec), μέσα στο οποίο η Διαμήκης Μαγνήτιση κατά την επιστροφή της στον άξονα Ζ, ανακτά το 63% της αρχικής τιμής, αυτής δηλαδή που είχε στην θέση ηρεμίας, πριν από την εφαρμογή του παλμού RF.

13 Ο χρόνος Τ1 περιγράφει την ταχύτητα, με την οποία γίνεται η απόδοση της ενέργειας, που είχαν απορροφήσει τα πρωτόνια με τον παλμό RF στο περιβάλλον μοριακό πλέγμα (Spin - Lattice), δηλαδή την ταχύτητα, με την οποία τα πρωτόνια αρχίζουν να προσανατολίζονται πάλι στην παράλληλη κατεύθυνση. ΕΓΚΑΡΣΙΟΣ ΧΡΟΝΟΣ ΧΑΛΑΡΩΣΗΣ (SPIN SPIN RELAXATION TIME) Τ2 Χρόνος Τ2 είναι το χρονικό διάστημα (μετρημένο σε χιλιοστά του δευτερολέπτου msec), μέσα στο οποίο η τιμή (ένταση) της Εγκάρσιας μαγνήτισης (επίπεδο Χ,Υ) εξασθενεί και πέφτει στο 37% του αρχικού μεγέθους, το οποίο είχε αμέσως μετά την διακοπή του παλμού RF.

14 Χρόνος Εννοιολογία Αιτία Αποτέλεσμα Ο χρόνος Τ2 περιγράφει την ταχύτητα, με την οποία πραγματοποιείται η αποσυμφασικοποιήση (dephasing) των περιστρεφόμενων πρωτονίων, εξαιτίας των ανομοιογενειών, δηλαδή η μεταξύ τους απομάκρυνση και η εξασθένηση της μαγνήτισης, μέχρι μηδενισμού της, πάνω στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ (Spin Spin). Η αποσυμφασικοποίηση των πρωτονίων οφείλεται : 1. Ανομοιογένειες εξωτερικού μαγνητικού πεδίου. Το σταθερό μαγνητικό πεδίο Βο δεν είναι ομοιογενές σ όλη του την έκταση, αλλά έχει ανομοιογένειες κατά τόπους. Τα πρωτόνια υφιστάμενα τις ανομοιογένειες αυτές, που εκφράζονται με διαφορές στην ένταση, είναι φυσικό να περιστρέφονται με διαφορετικές συχνότητες. 2. Ανομοιογένειες των Gradient μαγνητικών πεδίων. 3. Ανομοιογένειες ιστών. Διαφορές της μαγνητικής επιδεκτικότητας των ιστών, ή διαφορές στον βαθμό πόλωσης των παρακείμενων ιστών. ΣΥΜΠΕΡΑΣΜΑ T1= Η μαγνήτιση αυξάνεται προοδευτικά στον άξονα Ζ Τ2 = Η μαγνήτιση μειώνεται προοδευτικά στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ. Οι δύο αυτοί χρόνοι ξεκινούν μαζί, αλλά δεν τελειώνουν και μαζί. Ο χρόνος Τ1 είναι φυσιολογικά μεγαλύτερος από τον χρόνο Τ2. Ενδεικτικά : Τ1 = msec T2 = msec Τ1 = 2 10 Τ2

15 Χρονικό διάστημα, στο οποίο Εναπόθεση της ενέργειας η διαμήκης μαγνήτιση ανακτά που τα πρωτόνια είχαν Τα πρωτόνια Τ1 το 63% της αρχικής τιμής της, απορροφήσει από τον προσανατολίζονται ξανά πριν την εφαρμογή του παλμό RF στο γύρω παράλληλα παλμού RF. πλέγμα. Χρονικό διάστημα, στο οποίο η εγκάρσια μαγνήτιση Ανομοιογένειες Τ2 μειώνεται και φτάνει στο 37% της μέγιστης τιμής της, αυτής δηλαδή που είχε αμέσως (Εξωτερικού μαγνητικού πεδίου, Μαγνητικών πεδίων των Gradient, Τα πρωτόνια αποσυμφασικοποιούνται μετά την διακοπή του παλμού ιστών) RF. Τ1 ΚΑΙ Τ2 ΙΣΤΩΝ ΧΡΟΝΟΣ Τ1 Όταν το πλέγμα είναι καθαρό νερό τα πρωτόνια δεν μπορούν ν αποδώσουν εύκολα την ενέργεια τους, γιατί τα μικρά μόρια του νερού κινούνται υπερβολικά γρήγορα. Έτσι έχουμε μεγάλο Τ1. Όταν το πλέγμα αποτελείται από λίπος, τα πρωτόνια μπορούν ν αποδώσουν αποτελεσματικά την ενέργεια τους, γιατί οι ανθρακικοί δεσμοί στα μόρια του λίπους έχουν συχνότητες κοντά στην συχνότητα Larmor. Έτσι έχουμε μικρό Τ1. ΧΡΟΝΟΣ Τ2 Τα μικρά μόρια του νερού κινούνται πολύ γρήγορα, τα μαγνητικά τους πεδία ταλαντεύονται εξίσου γρήγορα κι έτσι φτάνουν σε έναν μέσο όρο, που δεν υπάρχουν μεγάλες ανομοιογένειες στα εσωτερικά μαγνητικά

16 πεδία, με αποτέλεσμα τα πρωτόνια να μένουν σε φάση για περισσότερο χρόνο. Έτσι ο Τ2 είναι μεγάλος. Τα ενδιάμεσου μεγέθους μόρια κινούνται πιο αργά και επομένως οι ανομοιογένειες στα εσωτερικά μαγνητικά πεδία είναι μεγαλύτερες, με συνέπεια τα πρωτόνια να βγαίνουν γρήγορα εκτός φάσης. Έτσι ο Τ2 είναι μικρός. ΤΟΜΗ ΚΑΙ ΠΑΧΟΣ ΤΟΜΗΣ ΣΤΗΝ MRI Η συχνότητα περιστροφής των πρωτονίων μέσα στο εξωτερικό μαγνητικό πεδίο Βο είναι η ίδια, γιατί το πεδίο αυτό είναι ομοιογενές. ωο = γ Βο Λαμβάνουμε σήμα από όλο το σώμα, αλλά αδυνατούμε να διαχωρίσουμε από ποιο σημείο του σώματος προέρχεται αυτό. Για να μπορέσουμε να διαχωρίσουμε από ποιο σημείο του σώματος προέρχεται το σήμα αλλάζουμε γραμμικά την ένταση του σταθερού μαγνητικού πεδίου Βο κατά μήκος του άξονα Ζ του σώματος του εξεταζόμενου, έτσι ώστε η ένταση του πεδίου να είναι ασθενέστερη στην

17 μία πλευρά και ισχυρότερη στην άλλη. Έτσι τα πρωτόνια θα περιστρέφονται με διαφορετικούς ρυθμούς. Για να το πετύχουμε αυτό, εφαρμόζουμε ένα πρόσθετο λοξό μαγνητικό πεδίο (βαθμιδωτό - gradient), με ένταση προοδευτικά αυξανόμενη από την μία πλευρά στην άλλη. Tα πρωτόνια που βρίσκονται προς την πλευρά του πεδίου με την μικρότερη ένταση, θα περιστρέφονται με βραδύτερο ρυθμό, ενώ τα πρωτόνια που βρίσκονται προς την πλευρά με την μεγαλύτερη ένταση θα περιστρέφονται. Η διαφορά αυτή εκφράζεται στην ένταση - ύψος των σημάτων. Οι παλμοί RF εφαρμόζονται σε όλο το σώμα, αλλά επειδή έχουν διαφορετικές συχνότητες, προκαλούν μαγνητικό συντονισμό μόνο στα πρωτόνια, τα οποία περιστρέφονται με την ίδια συχνότητα με αυτούς, μετά από την εφαρμογή του Gradient.

18 Για να επιλέξουμε πάχος τομής στέλνουμε ένα παλμό RF όχι μίας συχνότητας, αλλά ενός εύρους συχνοτήτων (bandwidth), ή αλλάζουμε την κλίση του βαθμιδωτού πεδίου. Έτσι όσο πιο μεγάλο είναι το εύρος συχνοτήτων, τόσο μεγαλύτερο θα είναι το πάχος της τομής, που θα περιλαμβάνει συχνότητες αυτού του εύρους. ΚΩΔΙΚΟΠΟΙΗΣΗ ΦΑΣΗΣ ΚΩΔΙΚΟΠΟΙΗΣΗ ΣΥΧΝΤΟΤΗΤΑΣ Για να διαχωρίσουμε από πιο σημείο της τομής προέρχεται το σήμα εφαρμόζουμε δύο ακόμη βαθμιδωτά πεδία, κατά μήκος των αξόνων Χ, Υ του εγκάρσιου επιπέδου, προκαλώντας κωδικοποίηση φάσης και κωδικοποίηση συχνότητας. Τα τρία gradient είναι κάθετα μεταξύ τους. Για να λάβουμε τομές με κλίση, κάνουμε συνδυασμό των τριών gradient. ΚΩΔΙΚΟΠΟΙΗΣΗ ΦΑΣΗΣ

19 Προκειμένου να διαχωρίσουμε από ποιο σημείο της τομής προέρχεται το σήμα εφαρμόζουμε ένα βαθμιδωτό πεδίο (gradient) στον άξονα Υ Gy, με συνέπεια η νοητή φέτα να χωρίζεται σε στήλες κι έτσι τα πρωτόνια κάθε στήλης να περιστρέφονται με διαφορετική συχνότητα (κερδίζουν ή χάνουν φάση) κι επομένως και διαφορετική ταχύτητα (τα πρωτόνια μιας στήλης κινούνται πιο γρήγορα ή πιο αργά από αυτά της διπλανής της) από αυτά της διπλανής της. Το φαινόμενο αυτό καλείται κωδικοποίηση φάσης. ΚΩΔΙΚΟΠΟΙΗΣΗ ΣΥΧΝΤΟΤΗΤΑΣ Προκειμένου να διαχωρίσουμε από ποιο σημείο της στήλης της τομής (voxel) προέρχεται το σήμα εφαρμόζουμε ένα ακόμα βαθμιδωτό πεδίο (gradient) στον άξονα Χ Gx, με συνέπεια η νοητή φέτα να χωρίζεται επιπλέον σε γραμμές κι έτσι τα πρωτόνια κάθε voxel να περιστρέφονται με διαφορετική

20 ταχύτητα κι επομένως να βρίσκονται σε από αυτά του διπλανού του. Το φαινόμενο αυτό καλείται κωδικοποίηση συχνότητας.

21 1. Τα βαθμιδωτά πεδία δεν έχουν απολύτως καμία διαφορά όσον αφορά την φύση τους. 2. Η διαφορά έγκειται στην σειρά εφαρμογής τους σε σχέση με την συλλογή του σήματος. Η κωδικοποίηση φάσης εφαρμόζεται για κάποιο χρονικό διάστημα και μετά σταματάει, μέχρι να προκληθεί επιθυμητική αλλαγή στην φάση των πρωτονίων και έχει ολοκληρωθεί πριν την μέτρηση σήματος. Η κωδικοποίηση συχνότητας εφαρμόζεται μετά την κωδικοποίηση φάσης συνεχώς και κατά την διάρκεια της διαδικασίας μέτρησης σήματος. Κ SPACE (K ΧΩΡΟΣ) Ο χώρος που αποθηκεύονται τα ψηφιακά δεδομένα του σήματος καλείται K SPACE (K ΧΩΡΟΣ). Ο Κ Χώρος αφορά την MR εικόνα, αλλά δεν είναι MR εικόνα.

22 Αν αναπαραστήσουμε τον K Χώρου με «γαλαξία», κάθε "αστέρι" (φωτεινό σημείο) είναι ένα σημείο δεδομένων που προέρχεται απευθείας από το σήμα MR. Η φωτεινότητα του κάθε σημείου (αστεριού) είναι διαφορετική, γιατί προέρχεται από την σχετική συμβολή μοναδικής χωρικής συχνότητας (με την εφαρμογή κωδικοποίησης φάσης και κωδικοποίηση συχνότητας). Το κέντρο του Κ Χώρου είναι λαμπρότερο, γιατί εκεί καταχωρείται το υψηλότερο σήμα.

23 Η κυρίαρχη μέθοδος για την πλήρωση του Κ χώρου τα τελευταία 30 χρόνια είναι η καρτεσιανή μέθοδο γραμμή προς γραμμή. Κάθε γραμμή περιέχει το αθροιστικό σήμα όλης της τομής, από μία συγκεκριμένη μέτρηση. Η μέτρηση επαναλαμβάνεται τόσες φορές όσες ο αριθμός των γραμμών (Pixel) στην κωδικοποίηση φάσης και κάθε φορά χρησιμοποιείται διαφορετικής ισχύς Gradient κωδικοποίησης φάσης. Σήμερα χρησιμοποιούνται επίσης σπιράλ και ακτινικά προσανατολισμένες τροχιές συμπλήρωσης και γίνονται όλο και πιο δημοφιλείς. Στην μέθοδο γραμμή προς γραμμή ο Αριθμός των γραμμών = Αριθμός των μετρήσεων κωδικοποίησης φάσης. Κάθε φορά εφαρμόζουμε διαφορετικής ισχύς gradient και εκτελούμε την μέτρηση ξανά. Έτσι, εφαρμόζοντας Gradient κωδικοποίησης φάσης μεγαλύτερης ισχύος τα πρωτόνια θα αποσυμφασικοποιηθούν γρηγορότερα και άρα χαμηλότερο σήμα.

24 1. Κάθε γραμμή περιέχει το συνολικό σήμα όλης της τομής 2. Το σήμα έχει μέγιστη ένταση στο κέντρο της γραμμής γιατί εκεί τοποθετείται το μέγιστο σήμα και είναι προοδευτικά μικρότερο πριν και μετά, γιατί ξεκινάμε την μέτρηση πριν γίνει μέγιστο και την συνεχίζουμε και μετά. 3. Gradient Αποσυμφασικοποίηση Σήμα

25 4. Επαναλαμβάνουμε την μέτρηση με διαφορετικής ισχύς gradient κωδικοποίησης φάσης 5. Κάθε τομή γεμίζει τον δικό της Κ Χώρο (Βιβλίο). ΜΕΤΑΣΧΗΜΑΤΙΣΜΟΣ FOURIER Η μαθηματική διαδικασία που χρησιμοποιείται για να μετατραπούν τα δεδομένα του Κ Χώρου σε εικόνα καλείται Ταχύς Μετασχηματισμός Fourier (Fast Fourier Transform - FFT). Το σήμα είναι κυματομορφή στην μονάδα του χρόνου και με τον FFT αναλύεται στις επιμέρους συχνότητες που αποτελούν την κυματομορφή, με αποτέλεσμα σε κάθε Pixel να αντιστοιχεί ένας μοναδικός αριθμός συχνότητας. ΠΡΑΓΜΑΤΙΚΗ ΦΑΝΤΑΣΤΙΚΗ ΕΙΚΟΝΑ - EIKONA MAGNITUDE Μετά τον μετασχηματισμό Fourier έχουμε για κάθε τομή δεδομένα συχνοτήτων διαφορετικά μεταξύ τους. Ακόμα κι αν βρεθούν συχνότητες που αντιπροσωπεύονται από τον ίδιο αριθμό θα έχουν αντίθετο πρόσημο. Για να μπορέσουμε να διαχωρίσουμε τις θετικές από τις αρνητικές συχνότητες, εφαρμόζουμε μια μέθοδο που καλείται ανίχνευση τετραγωνισμού και επιτυγχάνεται με την χρήση δύο πηνίων δεκτών τοποθετημένα κάθετα μεταξύ τους. Τα πηνία του δέκτη τετραγωνισμού μετρούν τις ίδιες FID από δύο διαφορετικές οπτικές γωνίες, με αποτέλεσμα τα σήματα να είναι ταυτόσημα με μια διαφορά φάσης 90 ο μεταξύ τους. Το ένα πηνίο λοιπόν μας δίνει πληροφορίες για την ένταση του σήματος (πραγματικά δεδομένα) και το άλλο για τον προσανατολισμό της μαγνήτισης (θετικές ή αρνητικές συχνότητες φανταστικά δεδομένα). Η εικόνα που παράγεται από κάθε ένα πηνίο καλείται πραγματική και φανταστική αντίστοιχα.

26 Η εικόνα πραγματική και φανταστική συνδυάζονται μεταξύ τους και παράγουν μια εικόνα που καλείται Magnitude και είναι αυτή που κυρίως βλέπουμε στις εξετάσεις MR. Η πραγματική και η φανταστική εικόνα δεν είναι χρήσιμες από μόνες τους στην πράξη, εκτός από μία περίπτωση στην Real IR ακολουθία, κατά την οποία πληροφορείς μπορεί να δώσει μόνο η πραγματική εικόνα. Η φανταστική εικόνα δεν μπορεί να προσφέρει πληροφορίες ποτέ από μόνη της. ΑΚΟΛΟΥΘΙΕΣ ΠΑΛΜΩΝ Η ακολουθία παλμών είναι συνδυασμός παλμών και η επανάληψή τους, ώστε να διαφοροποιείται η ένταση του σήματος και κατ επέκταση η σκιαγραφική αντίθεση της εικόνας. Η ακολουθία παλμών, είναι αναγκαία ώστε να ενισχυθεί το σήμα, που βγαίνει από τον ασθενή, γιατί το τελευταίο είναι αδύναμο. Έτσι κάνουμε πολλές μετρήσεις, ώστε να προσθέσουμε τα σήματα, να βγάλουμε τους μέσους όρους και να επιτύχουμε μια καλή ποιότητα εικόνας. Στην πραγματικότητα αυτό που βελτιώνουμε είναι ο λόγος σήματος/θόρυβο. Χρόνος τ είναι το μεσοπαλμικό διάστημα, δηλαδή ο χρόνος που μεσολαβεί μεταξύ δύο παλμών.

27 Χρόνος ΤR είναι ο χρόνος που μεσολαβεί μέχρι την επανάληψη της παλμικής ακολουθίας. Χρόνος ΤΕ είναι ο χρόνος που μεσολαβεί από τον παλμό μέχρι για την λήψη καθρεπτικού σήματος (ηχώ echo). Υπάρχουν πάρα πολλές ακολουθίες παλμών και η κάθε μία χρησιμοποιείται για διαφορετικές απεικονίσεις, ανάλογα με το τι επιθυμούμε να διαπιστώσουμε. Γενικά όμως τις ακολουθίες παλμών θα μπορούσαμε να τις κατατάξουμε σε τρεις οικογένειες : 1. Spin echo ακολουθίες. 2. Gradient echo ακολουθίες. 3. Υβριδικές ακολουθίες (συνδυασμός Spin echo και Gradient echo ακολουθιών). Spin Echo ακολουθία παλμών SE H spin echo ακολουθία μπορεί να δημιουργήσει Τ1, Τ2 και πυκνότητας πρωτονίων εικόνες, ανάλογα με τον συνδυασμό των παλμών. Απλής Ηχούς (Spin Echo) Τ1 εικόνες Διπλής Ηχούς (Dual Echo) Τ2 ή Πυκνότητας Πρωτονίων

28 Η καθρεπτική μαγνήτιση δημιουργεί σήμα, το οποίο καλείται σήμα ηχούς και ο χρόνος ΤΕ, ονομάζεται επίσης και χρόνος αντήχησης.

29 Διαλέγοντας διαφορετικούς TR και ΤΕ, τα σήματα μπορεί να είναι βαρύνοντα από Τ1 ή Τ2 σε διαφορετικό βαθμό και επομένως η σκιαγράφηση της εικόνας που λαμβάνουμε να διαφοροποιείται. TR Αριθμός πρωτονίων που επανέρχονται σε παράλληλο προσανατολισμό Το μέγεθος της Διαμήκους Μαγνήτισης Το βαθμό που η εικόνα βαρύνεται από Τ1. ΤΕ Αριθμός πρωτονίων που αποσυμφασικοποιούνται και επανασυμφασικοποιούνται το μέγεθος της Εγκάρσιας Μαγνήτισης Το βαθμό που η εικόνα βαρύνεται από Τ2. ο Η αρχική αποσυμφασικοποίηση των πρωτονίων μετά τον παλμό 90 οφείλεται στις ανομοιογένειες των μαγνητικών πεδίων των πρωτονίων και στις ανομοιογένειες του εξωτερικού πεδίου Βο. ο Με τον παλμό 180 και την επακόλουθη αναστροφή της μαγνήτισης, τα πρωτόνια επανασυμφασικοποιούνται, αλλά το σήμα ηχούς, που παίρνουμε είναι απαλλαγμένο από τις ανομοιογένειες του Βο, εξαιτίας ακριβώς αυτής της νέας συμφασικοποιήσης. Τ2 Ο χρόνος κατά τον οποίον η αποσυμφασικοποίηση εξαρτάται από τις ανομοιογένειες των ιστών. Τ2* Ο χρόνος κατά τον οποίον η αποσυμφασικοποίηση εξαρτάται από τις ανομοιογένειες των ιστών και του εξωτερικού μαγνητικού πεδίου και ως εκ τούτου Τ2*<Τ2 Επειδή όμως χρησιμοποιήσουμε παλμό 180 ο οι ανομοιογένειες του σταθερού μαγνητικού πεδίου θα εξουδετερωθούν και επομένως η αποσυμφασικοποιήση των πρωτονίων θα είναι αφού θα υπόκεινται σε λιγότερες ανομοιογένειες.

30 Gradient Echo Ακολουθία παλμών (GE) Δημιουργήθηκαν για να μειώσουν τον χρόνο εξέτασης των ασθενών. Γενικά είναι πολύ δύσκολο για τον ασθενή που εξετάζεται να μένει ξαπλωμένος και ακίνητος για πολλή ώρα. Η ποιότητα της εικόνας μειώνεται με την κίνηση, τόσο του ασθενή, όσο και των οργάνων (πνεύμονες αναπνοή, καρδιά). Αν θέλουμε να μειώσουμε τον χρόνο απεικόνισης θα πρέπει να χρησιμοποιήσουμε μειωμένο TR, γιατί αυτός ο παράγοντας είναι ο πιο χρονοβόρος. Έτσι στις GE χρησιμοποιούμε μικρό TR. Προβλήματα 1. Με ελαττωμένο TR, η διαμήκης μαγνήτιση θα επανέρχεται όλο και λιγότερο ανάμεσα στους παλμούς, με συνέπεια να υπάρχει μόνο μια μικρή διαμήκης μαγνήτιση, για να φτάσει στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ. Έτσι το σήμα που θα προκύπτει θα είναι μειωμένο.

31 2. Δεν μπορεί να χρησιμοποιηθεί παλμός 180 ο για επανεστίαση των αποσυμφασικοποιημένων πρωτονίων, γιατί αυτό απαιτεί χρόνο. Επειδή δεν χρησιμοποιήσουμε τον παλμό 180 ο οι ανομοιογένειες του σταθερού μαγνητικού πεδίου δεν θα εξουδετερωθούν και επομένως η αποσυμφασικοποιήση των πρωτονίων θα είναι γρηγορότερη, αφού θα υπόκεινται σε περισσότερες ανομοιογένειες. Άρα η εγκάρσια μαγνήτιση θα μειωθεί γρηγορότερα και ο Τ2 θα είναι μικρότερος και γι αυτό συμβολίζεται με Τ2*. Μεγάλες Flip Angles παράγουν πιο Τ1 βαρύτητας εικόνες. Μεγαλύτεροι ΤΕ παράγουν πιο Τ2* βαρύτητας εικόνες. ΠΡΟΣΑΝΑΤΟΛΙΣΜΟΣ (ΒΑΡΥΤΗΤΑ) ΕΙΚΟΝΩΝ Τ1 προσανατολισμού είναι η εικόνα, η οποία διαχωρίζει τις ανατομικές δομές, μόνο εξαιτίας των διαφορών που έχουν αυτοί στους χρόνους Τ1. Γενικά τα υγρά απεικονίζονται μαύρα και το λίπος λευκό. Τ2 προσανατολισμού είναι η εικόνα, η οποία διαχωρίζει τις ανατομικές δομές, μόνο εξαιτίας των διαφορών που έχουν αυτοί στους χρόνους Τ2. Γενικά τα υγρά απεικονίζονται άσπρα και το λίπος μαύρο.

32 Πυκνότητας Πρωτονίων είναι η εικόνα η οποία διαχωρίζει τις ανατομικές δομές, μόνο εξαιτίας των διαφορών της πυκνότητας των πρωτονίων τους. Nex Το σήμα μετά το πέρας μίας ακολουθίας είναι φτωχό και δεν μπορεί να παράγει διαγνωστική εικόνα. Για να ξεπεραστεί αυτό το πρόβλημα επαναλαμβάνεται η ίδια ακολουθία. Ο αριθμός επαναλήψεων της ίδιας ακολουθίας καλείται Nex. Ο χρόνος απεικόνισης υπολογίζεται από : t = TR N Nex Nex Ο αριθμός επαναλήψεων της ίδιας ακολουθίας, για ενίσχυση του σήματος. Ν Τα pixels στην μήτρα της εικόνας Σημείωση : Στην πράξη αυτό που αυξάνει με τις επιπλέον μετρήσεις είναι ο λόγος SNR

33 ΔΕΙΚΤΗΣ SAR Με την χρήση ηλεκτρομαγνητικής ακτινοβολίας των πηνίων RF αυξάνεται η θερμοκρασία των ιστών. Ο Δείκτης SAR (Specific Absorption Rate Ρυθμός Ειδικής Απορρόφησης) υπολογίζει μέσω μαθηματικής διαδικασίας την εναπόθεση ενέργειας στον ασθενή κατά την διάρκεια της εξέτασης, επειδή πρακτικά είναι δύσκολο να μετρηθεί η θερμοκρασία του σώματος του ασθενούς στον ίδιο χρόνο. Ο SAR μετριέται σε Watts/Kg και εξαρτάται : Από το είδος τον παλμών RF (Watts). Από το βάρος του ασθενούς (Kg). ΘΟΡΥΒΟΣ Θόρυβος είναι ένα σήμα, το οποίο προέρχεται από διάφορες άλλες πηγές, πλην της επιθυμητής. Το σήμα που εκπέμπεται εξ επαγωγής FID, όταν η μαγνήτιση φτάσει στο εγκάρσιο επίπεδο Χ, Υ είναι πολύ χαμηλό και γι αυτό επηρεάζεται από διάφορες άλλες πηγές του περιβάλλοντος, όπως ακριβώς συμβαίνει με τα παράσιτα του ραδιόφωνου, όταν τα σήματα έρχονται από μακρινό σταθμό. Από πολλούς παράγοντες, όπως : Ηλεκτρικές αντιστάσεις των διαφόρων πηνίων του μηχανήματος Το σώμα του αρρώστου Ο όγκος των ιστών που εξετάζεται Το είδος της τεχνικής που χρησιμοποιείται για την λήψη της μαγνητικής εικόνας Η ένταση του μαγνητικού πεδίου Βο Το σήμα της FID είναι πολύ χαμηλό εξαιτίας της ύπαρξης του θορύβου.

34 Ο θόρυβος μπορεί να αντιμετωπιστεί : Κατά την εξέταση ο θόρυβος παραμένει σταθερός κι έτσι αυτό που μπορεί ν αυξήσει τον λόγο Σήματος/Θόρυβο (S/N) και να βελτιώσει την ποιότητα της εικόνας, είναι η αύξηση της έντασης του σήματος. Αύξηση της έντασης του σήματος μπορεί να επιτευχθεί με επανειλημμένες λήψεις. Έτσι το σήμα της μιας προστίθεται στο σήμα της προηγούμενης. Με την επανάληψη προστίθεται και ο θόρυβος, αλλά η αύξηση αυτού γίνεται στατιστικά με βραδύτερο ρυθμό απ ό,τι η ένταση του σήματος. Αύξηση της έντασης του σήματος γίνεται και με αύξηση της έντασης του μαγνητικού πεδίου Βο. ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΗ ΑΙΜΑΤΙΚΗΣ ΡΟΗΣ Σε μικρή ροή αίματος, λίγα από τα πρωτόνια, που ενεργοποιήθηκαν από τον παλμό RF, θα περάσουν έξω από το πάχος της τομής που εξετάζουμε, μέχρι την λήψη του σήματος, όπως επίσης και λίγα μη ενεργοποιημένα πρωτόνια θα περάσουν μέσα στο πάχος της τομής. Το σήμα λοιπόν που θα ληφθεί θα έχει αρκετή ένταση και κατά συνέπεια η εικόνα που θα λάβουμε τελικά, θα είναι γκρίζα. Σε μεγάλη ροή αίματος, όλα τα πρωτόνια, που ενεργοποιήθηκαν από τον παλμό RF, θα περάσουν έξω από το πάχος της τομής που εξετάζουμε, μέχρι την λήψη του σήματος, όπως επίσης και μη ενεργοποιημένα πρωτόνια θα περάσουν μέσα στο πάχος της τομής. Το σήμα λοιπόν από το μέρος αυτό, θα είναι ανύπαρκτο και κατά συνέπεια η εικόνα που θα λάβουμε, θα είναι μαύρη. Η εξασθένιση του σήματος είναι συνάρτηση τη ροής (ταχύτητας) του αίματος και σε μεγάλες ταχύτητες, όπως μέσα στα μεγάλα αγγεία

35 (καρωτίδα, αορτή, κοίλη φλέβα, κ.τ.λ.), ο αυλός των αγγείων αυτών φαίνεται μαύρος.