Kısım 21 MRG Fizik - UMRAM - NEWSergin/mycv/mypubs/Algin2015.pdf · 2018-09-17 · Kısım 21 u Manyetik Rezonans Görüntüleme Fiziği 3 KISIM 20 u MANYET İ K REZONANS GÖRÜNTÜLEME

KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

KISIM 21

TE

ME

L R

AD

YO

LO

Jİ

1

MANYETİK REZONANS GÖRÜNTÜLEME FİZİĞİ

Dr. Oktay Algın, Dr. Ali Çağlar Özen, Dr. Ergin Atalar

3Kısım 21 u Manyetik Rezonans Görüntüleme Fiziği

KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

Manyetik Rezonans Görüntüleme (MRG), diğer biyomedi-kal görüntüleme teknikleri gibi bir ölçüm ve yayın kaynağı, bu kaynağın yaydığı ışınım veya dalgaların maddeyle etki-leşimi, bu etkileşimin ölçüm kaynağı tarafından teşhis edil-mesi ve anlaşılır bir görüntünün yapılandırılması şeklinde dört basamakta incelenebilir. Bu bölümde, MRG fiziğinin matematiksel detaylardan arındırılmış bir biçimde incelen-mesi, klinik uygulamalar için fiziksel bir alt yapı oluşturul-ması amaçlanmıştır. Öncelikle, Manyetik Rezonans (MR) fiziğinin genel prensipleri sinyal üretimi, relaksasyon ve uzamsal kodlama başlıkları altında incelenecek, ardından MRG’de görüntü yapılandırma anlatılacaktır. Bazı görüntü parametrelerinden de söz edildikten sonra spin-eko (SE), gradyan-eko (GE), hızlı spin-eko (HSE) gibi başlıca temel sekans tasarım ve diyagramları açıklanacaktır. Son olarak ultra-hızlı görüntüleme, girişimsel MRG, paralel görüntü-leme, perfüzyon, difüzyon ve fonksiyonel görüntüleme gibi ileri düzey sekans ve uygulamalardan da kısaca söz edil-dikten sonra standart bir MRG cihazının donanımı anla-tılacaktır.

PROTON NÜKLEER MANYETİK REZONANSI

Rutherford 1911 yılında kendi laboratuarında ince bir altın levhayı radyoaktif atomların yaydığı alfa ışınlarıyla bom-bardımana tabii tutarak atomun yapısında pozitif yüklü bir çekirdek olması gerektiğini gözlemlemiştir. Bu şekilde günümüzdeki atom modeli nötron ve protonlardan oluşan bir çekirdek ve etrafında negatif yüklü elektronlar olmak üzere belirlenmiştir. Protonun kütle ve yüke sahip bir par-çacık olduğu herkesçe bilinir. Proton, çapı 1,6x10-12 metre, kütlesi 1,67×10−27 kg ve yükü 1,6×10−19 Coulomb olan bir küre olarak düşünülebilir. Ancak yük ve kütle protonun sahip olduğu tek karakteristik özellik değildir. Klasik fizik-ten farklı olarak, kuantum fiziği alanında yapılan çalışma-lar protonun spin özelliğine sahip olduğunu göstermiştir. Pauli’nin 1923’te keşfettiği ve 1927 yılında matematiksel olarak formüle ettiği bu özelliğin klasik fizikte bir karşılığı olmasa da, spin özelliği kuantum mekaniğinin önemli bir aşaması olarak kabul edilir. Spin özelliği, klasik fizikte bir cismin dönme ve devinme özelliklerine benzetilebilir (Re-sim 1). Literatürde, bu özelliğinden dolayı proton jiroskop ya da topaca benzetilir. Takip eden bölümlerde protonun bu özelliği ve bunun manyetik alanla ilişkisi incelenecektir.

Aslında proton olarak söz ettiğimiz, tek protona sahip olan hidrojen (1H) atomudur. Spin özelliği sadece hidro-jene özgü değil, proton ya da nötron sayısı tek sayı olan diğer atomların da sahip olduğu bir özelliktir. Hidrojen atomunun, yani protonun üzerinde durulmasının sebebi canlı dokunun %60-80’inin su (H2O) olmasıdır. Dolayısıy-la MRG için hidrojen önemli bir sinyal kaynağıdır. Bunun yanında karbon (13C), flor (19F), sodyum (23Na), fosfor (31P) ve potasyum (39K) gibi izotoplar da spin özelliğine sa-hiptirler ve MRG’de nadiren bu atomlardan da yararlanılır.

Proton pozitif yüklü bir parçacıktır ve gerçekleştirdiği dönme hareketi, sanki içinden akım geçen dairesel bir tel gibi bu dairenin yüzeyine dik bir manyetik alan oluşmasına yol açar. Bu durum, protonun küçük bir mıknatıs gibi dav-ranmasına neden olur (Resim 2). Nasıl bir pusulanın mık-natısı dünyanın manyetik alanıyla (Dünya’nın manyetik alan şiddeti 1 Gauss’tan daha azdır; 1 Gauss = 0,0001 Tesla) aynı yönde uzanıyorsa, protonların dönme ekseni de bir statik manyetik alan kuvvetinin etkisiyle bu kuvvetle aynı yönde uzanır. Bahsettiğimiz dönme hareketinin frekansı da MR açısından önemli bir özelliktir ve bu frekans proto-na etki eden statik manyetik alanın büyüklüğüne bağlıdır. Spinlerin dönme frekansı ve manyetik alan şiddeti arasın-daki bu ilişki sayısal olarak jiromanyetik oran ile ifade edi-lir ve jiromanyetik oran (“gyromagnetic ratio”) her atom için farklıdır. Tablo 1’de MRG için önemli izotoplar ve bu izotopların jiromanyetik oranları verilmiştir. Bir atomun belirli bir statik manyetik alan kuvveti etkisindeki dönme frekansı (Larmour frekansı) Larmour eşitliği kullanılarak hesaplanır:

[Larmour frekansı] = [Jiromanyetik Oran] x [Manyetik alan Kuvveti]

Resim 1 u Tek proton veya nötron sayısına sahip atomlarda spin değeri sıfırdan büyüktür ve MR sinyali oluşturabilirler. Spin özelliğinin protonun yapısındaki kuarklardan kaynaklandığı ka-bul edilmiştir.

Resim 2 u Protonların spin hareketiyle oluşan manyetik özellik, onların mikro boyutlarda mıknatıslar gibi davranmalarını sağlar.

4 Kısım 21 u Manyetik Rezonans Görüntüleme Fiziği

KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

Örnek: Hidrojen atomunun (1H) 3 Tesla statik manyetik alan etkisindeki Larmour frekansı, 3 [Tesla] x42.58 [Mega-hertz / Tesla] = 127,74 Megahertz’dir.

Larmour frekansı spinlerin manyetik etkileşimi açısın-dan çok önemlidir. Protonun dönme frekansı bu dönmenin yarattığı manyetik alanın da karakteristik bir özelliğidir. Belirli bir frekansa sahip bir manyetik alanı etkileyebilmek için yine o frekansta bir dalga uygulanması gerekir. Bu kav-ram ‘rezonans’ (tınlaşım) olarak açıklanır. Gitarın bir teline vurduğumuzda diğer tellerin de titreştiğini gözlemleyebi-liriz. Sadece bir telden tek bir notada ses çıkarmış olsak da, özellikle o notaya uygun olarak çekilmiş tellerden daha yüksek ses çıktığını gözlemleriz. Çünkü belirli bir notaya yani frekansa sahip ses dalgaları rezonans frekansı kendi-sine yakın olan tellerde bir titreşime yol açar. Bir telden ya-yılan dalganın frekansı diğer bir telin rezonans frekansına ne kadar yakınsa o telde o kadar büyük genlikte bir titreşim meydana gelir. Proton için de aynı durum söz konusudur. Larmour frekansı 127,74 Megahertz olan bir hidrojen ato-munun dönme eksenini 127,74 Megahertz frekansa sahip bir elektromanyetik dalga ile değiştirebiliriz. Spinlerin re-zonans durumundan yararlanarak dönme ekseninin doğ-rultusunu değiştirebilmenin MR sinyali elde etmek için nasıl kullanılacağı bir sonraki kısımda açıklanacaktır.

Manyetik Rezonans Sinyali

Spinlerin bir jiroskop gibi dönerek, dönme eksenine dik bir manyetik alan oluşturduğu açıklanmıştı. Dönmekte olan bir jiroskop dönme eksenine dik uzanan bir açısal momen-tuma sahiptir. Dolayısıyla bu cisme elimizle bir yönde kuv-vet uygularsak, açısal momentuma ve uyguladığımız kuv-vete dik yönde bir devinim hareketi gerçekleşir (Resim 3). Benzer durum statik manyetik alan etkisindeki bir spin ile Larmour frekansına sahip elektromanyetik bir dalga ara-sında da gerçekleşir.

Spinleri küçük mıknatıslara benzetmiştik. Bu tanı-mı daha da genişletip spinlerin, dönme eksenlerine dik bir manyetik alan kuvveti oluşturduğunu ve dolayısıyla vektörel bir manyetik moment (manyetizasyon vektörü) oluşturduğunu söyleyebiliriz. Jiroskopun açısal moment vektörünün yönünü değiştiren mekanik kuvvet gibi; man-yetik moment vektörünün yönünü değiştiren elektroman-yetik kuvvet, spinin dönme ekseninin doğrultusunu yani

manyetizasyon vektörü M’yi, M’nin başlangıç yönüne ve uygulanan elektromanyetik dalganın yönüne dik bir yöne yatırır (Resim 4). Ancak uygulanan elektromanyetik dalga kesildiğinde spinler yine eski hallerine dönecektir. Relak-sasyon (sönümlenme) olarak adlandırılan bu süreç ilerle-yen kısımlarda incelenecektir.

Larmour frekansında uygulanan elektromanyetik dal-galar, elektromanyetik spektrumun radyo frekansı aralı-ğına denk geldiği için, bundan sonra bu dalgalardan RF olarak söz edilecektir. Spinlerin yani manyetizasyon vektö-rünün de aynı frekansa sahip olduğu önemli bir noktadır. Bundan sonraki bölümlerde kolaylık ve standart kullanıma uygunluk açısından statik manyetik alandan Bo, RF uyarım elektromanyetik alanından ise B1 olarak söz edilecektir.

[İndüksiyon akımı]

1831 yılında deneysel bilim adamı Michael Faraday, man-yetik akının değişiminin iletken bir sargıda (“coil”) bu de-ğişimin birim zamandaki miktarına bağlı olarak bir akım oluşturduğunu fark etti. Bu buluşun günümüzde elektrik motorlarının, transformatörlerin, indüktörlerin ve daha pek çok teknolojinin temel çalışma prensibini oluşturduğu-nu görüyoruz. Faraday indüksiyon kanununa göre, iletken bir dairesel sargıdan geçen akım, sağ el kuralına bağlı ola-rak daire düzlemine dik bir yönde manyetik alan oluşturur. Aynı şekilde eğer üzerinden akım akmayan bir sargının ya-kınlarındaki manyetik alan değişirse, bu değişimin yönü ve ivmesine bağlı olarak sargı üzerinde bir yönde akım oluşur (Resim 5). Bu akım MR sinyalidir ve indüksiyon akımı MR sinyalinin meydana gelmesinin temel prensibini oluşturur. Manyetizasyon vektörü, üç boyutlu düzlemde uzanımsal [Bo yönü (longitudinal)] ve düzlemsel (transvers) bileşen-lerine ayrılarak incelenir. RF etkisiyle doğrultusu değişen bir manyetizasyon vektörünün uzanımsal ve transvers düz-lemde bir manyetik akı değişimine sebep olduğu görülür (Resim 6). Bu manyetizasyon değişimini bir sinyale dö-nüştürmek için ihtiyaç duyulan şey, iletken bir kablo kul-lanılarak yapılmış dairesel bir sargıdır. Transvers düzleme yerleştirilecek bir sargı üzerinde, bu düzlemdeki manyetik

Tablo 1 u Spin Özelliğine Sahip Bazı İzotoplar, jiromanyetik oranları ve MR sinyal seviyeleri. Sinyal seviyeleri hidrojen referans alınarak hesaplanmıştır ve bu izotopların doğada bulunma oranlarına bağlıdır.

Jiromanyetik Oran

Atom (MHz/T) Sinyal Seviyesi (%)

1H 42.58 10013C 10.71 1.5919F 40.05 83.3023Na 11.26 9.2531P 17.23 6.6339K 1.99 0.05

Resim 3 u 1 Numaralı ok yönünde bir kuvvet dönmekteki jiros-kopu iterse, jiroskop 2 numaralı ok yönünde yatar ve devinme-ye başlar. Zamanla tekrar kuvvet uygulanmadan önceki haline döner. Aynı durum spinler için de geçerlidir. Nasıl jiroskopun dönme eksenini yerçekimi belirliyorsa, spinlerin dönme ekseni-ni de statik manyetik alanın yönü belirler. RF uyarım dalgaları, jiroskobu iten kuvvet gibi, spinlerin dönme eksenini değiştirir. RF uyarımı sonrasında, spinler zamanlar, statik manyetik alanla aynı hizaya gelirler.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

alan değişimine bağlı olarak bir akım oluşur ve bu akım elektronik devreler yardımıyla yükseltilip ölçülebilir (Re-sim 6). Bu fonksiyonu gerçekleştiren sargılara alıcı sargı, RF uyarım dalgalarını yayan sargılara ise verici sargı de-nir. Bir sargı hem alıcı hem de verici olarak kullanılabilir. MRG’de bu sargılar Larmour frekansında çalışmak üzere yapıldıkları için RF sargı olarak adlandırılır.

RF sargıların çalışma prensipleri radyo antenleriyle aynıdır. Zaten sargılar da dairesel birer antendir. Tek fark, radyo antenleri uzak alanlara elektromanyetik dalga gön-derip uzak alanlardaki dalgaları algılamak için tasarlanır-ken, MR sargıları yakın alanları uyarıp yakın bölgelerdeki manyetik alan değişimlerini algılamak için tasarlanmıştır. Radyo verici antenleri gibi MR sargıları da uygulanmak

Resim 4 u Spin manyetizasyon vektörü M, Bo yani statik manyetik alan kuvvetiyle aynı yönde uzanır. “y” yönünde bir elektromanye-tik dalga, spinin Larmour frekansına sahipse, M’yi “x” yönünde yatay düzleme doğru yatırır. M’nin yatay düzlemdeki bileşeni Mxy’dir ve Mxy’ye transvers manyetizasyon denir.

Resim 5 u Faraday’ın indüksiyon prensibinin oluşturduğu akımın yönü Lenz prensibiyle açıklanabilir. Buna göre, eğer sargı üzerin-deki manyetik akı yoğunluğu azalıyorsa indüksiyon akımı bu yöndeki manyetik akıyı artıracak yönde oluşurken tersi durumda diğer yönde akım oluşur.

Resim 6 u Alıcı sargının üzerinde zamanla azalan Mxy’den dolayı indüklenen sinyal.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

istenen sekansın türüne ve görüntülemenin amacına göre zamanlaması, süresi, yönü, gücü, şekli ve frekansı belirlen-miş RF dalgaları yayar. Bu dalgalar spinleri uyararak man-yetizasyon vektörünün transvers düzleme doğru sapması-na sebep olur. RF dalgaları ile uyarılmış spinler, RF uyarımı kesilince tekrar eski hallerine, yani uzanımsal yöne geri döner. Çünkü statik manyetik alan Bo da uzanımsal yön-de, yani z yönündedir ve şiddetli bir statik manyetik alanın varlığı manyetizasyon vektörünü kendisiyle bir doğrultu-da olmaya zorlar. Manyetizasyon vektörünün RF uyarımı sonucunda büyüklüğü artan transvers bileşeninin zamanla sıfırlanması, yatay düzlemde bir manyetik alan değişimine sebep olur. Yatay düzleme yerleştirilen bir alıcı sargıda be-lirli bir akım oluşmasına sebep olan bu değişimin yarattığı sinyalin frekansı da spinlerin dönme frekansı olan Larmo-ur frekansıyla aynıdır. Dolayısıyla bu sinyal, bir RF dalgası olarak radyolarımıza ulaşan yayınlar gibi alıcı sargı yardı-mıyla spinlerden gelen bilgiyi taşır.

Şimdiye kadar MR sinyalinin oluşma mekanizması, bu sinyale sebep olan protonun manyetik rezonans davranı-şı, RF verici ve alıcı antenlerinin bu sistemdeki görevleri anlatıldı. Bu aşamada incelenmesi gereken iki konu daha var. Birincisi: Spinlerin uyarılması ve tekrar eski hallerine dönmelerinin bize sağladığı bilgi. İkincisi: Spinlerin indük-siyon akımı olarak verdiği bilgiyi uzamsal olarak kodlayıp değişik dokuları ayrıntılarıyla temsil eden görüntüleri oluş-turan sistemin çalışma prensibi. Bu konulara değinmeden önce MR fiziğinin temel konusu olan proton manyetik re-zonansıyla ilgili bir konuya açıklık getirilmesi gerekir.

MR fiziği anlatılırken, spin özelliğine sahip çekirdek-lerin hareket özellikleri jiroskop benzetmesiyle, manyetik özellikleri ise mıknatıs analojisi kurularak anlatıldı. Aslın-da bu benzetmeler klasik fizikte geçerli olan parçacık hare-ketlerinin bir yorumudur. Gerçekte ne bir topaç gibi dönen atom çekirdekleri, ne de küçük mıknatıslar söz konusudur. Özellikle tek bir parçacıktan söz edildiğinde, ayrıntılarını kuantum mekaniğiyle ilgili kaynaklarda bulabileceğimiz istatistiksel hesaplarla anlaşılabilen rastlantısal davranışlar, kuantize enerji atlamaları ve elektrodinamik etkileşimler MR fiziğini çok daha doğru olarak anlatır. Ancak tek bir spinden değil de milyonlarca spinin oluşturduğu toplam manyetizasyondan bahsederken klasik fizikteki yorumlar yine geçerlidir.

Sinyal seviyesi, manyetizasyon vektörünün büyüklü-ğüyle, yani Bo ile aynı yönde hizalanan spin sayısı ile doğru orantılıdır (Resim 7). Bu yüzden statik manyetik alan şid-deti ne kadar yüksek olursa MR sinyal seviyesi de o kadar yüksek olur. Çünkü makro seviyede bir spin grubunun oluşturduğu toplam manyetik momentin büyüklüğü man-yetik alan şiddetiyle doğru orantılıdır.

Relaksasyon

Spinlerin B1 etkisi ile uyarılması sonucu manyetizasyon vektörü transvers düzleme doğru eğilmeye başlar. Bu eğil-me miktarına sapma açısı (“flip angle”) denir ve sapma açısı B1 şiddetine bağlıdır. Uygulanan RF sonrasında sapma açı-sı kadar eğilen spinler, RF kesilince tekrar Bo ile aynı düz-leme gelir, yani z yönünde uzanır. Eğer spinlerin manyeti-zasyon vektörü bileşenlerine ayrılarak incelenirse, RF uya-rımından hemen sonra spinlerin yatay düzleme sapmasıyla birlikte sıfırlanan Mz zamanla eski haline dönerken; RF sonrasında maksimum olan Mxy zamanla sıfırlanır (Resim 8, Resim 9). RF uyarımı sonrasında gerçekleşen sürece re-laksasyon denir. Bu süreci etkileyen olaylar şunlardır: Bir-birine yakın spinler arasındaki manyetik etkileşim, Bo’nun bütün uzayda homojen olmaması ve spinlere yakın diğer atomlar arasındaki etkileşimler. Bütün bu etkenler dokular arasındaki kontrast mekanizmalarını oluşturur. Çünkü her bir dokuya ait spinler ayrı relaksasyon özelliklerine sahip-tir. Bu süreçler ayrı ayrı incelendikten sonra, MRG’de farklı dokular arasında kontrast oluşturma teknikleri incelene-cektir.

Resim 7 u Manyetizasyon vektörü milyonlarca spinin oluştur-duğu toplamı temsil eder. Statik manyetik alan yokluğunda rastgele davranan spinler, Bo etkisinde sıfırdan farklı bir toplam manyetizasyon oluşumuna sebep olurlar (M).

Resim 8 u 90 derece sapma açısına neden olan RF uyarımı sonunda M vektörü tamamen transvers düzlemdedir. Dolayısıyla Mz yani manyetizasyon vektörünün uzamsal bileşeni sıfırdır. Zamanla RF uyarımı kesildikten sonra Mz tekrar eski haline döner.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

[Spin Faz bozunumu ve transvers sinyal azalımı]

MR sinyali milyonlarca spinin katkısıyla oluşur. Bu sinyal spinlerin manyetizasyon vektörlerinin toplamına bağlıdır ve bir vektörel toplamda vektörler arasındaki faz farkı top-lamı etkiler. Eğer bütün spinler aynı faza sahipse toplam manyetizasyon vektörünün büyüklüğü her bir manyetizas-yon vektörünün toplamı kadar olurken, spinler arasında faz farkı varsa, toplam, eş fazlı durumdaki toplama göre daha küçüktür. Gerçekten de spinler arasında, her bir spine etki eden statik manyetik alanın çok az farklı olmasından do-layı, böyle bir faz farkı vardır. Bu manyetik alan farkı Bo’ın homojen olmamasından kaynaklanır. Bu bölgesel Bo farkı MRG cihazından ve dokudaki manyetik farklılıklar yara-tabilecek kimyasal yapılardan kaynaklanabilir. Örneğin, kan dokusundaki demir atomlarının varlığı mikroskobik düzeyde suseptibilite farklılığı yaratarak bölgesel manyetik alan değişikliklerine neden olabilir. Cihaza bağlı inhomo-jeniteler için MRG cihazlarında ‘shimming’ (ayarlama) de-nilen ve manyetik alanı ayarlayarak bu farkı minimize eden

bir teknoloji mevcuttur. Bo alanının homojenitesi ppm (“parts per million”=milyonda bir) birimi ile ifade edilir. 1 ppm homojenite, Bo’nun bölgesel olarak milyonda biri ka-dar değişebileceğini gösterir.

Spinlerin başlangıçta bir doğrultuda yöneldiğini var-sayalım. Spinlere tesir eden statik manyetik alandaki, yani Larmour frekanslarındaki küçük fark her bir manyetizas-yon vektörünün faz açısının zamanla artarak spinler ara-sındaki faz uyumunun bozulmasına yol açar. Dolayısıyla manyetizasyon vektörlerinin toplamı da zaman içerisinde azalacaktır ve bu faz bozunumu MR sinyalinin de azalma-sına yol açacaktır (Resim 10). Bu üssel azalma sürecini bir zaman sabitiyle ifade etmek için sinyal seviyesinin maksi-mum seviyenin %37’sine ulaştığı zaman kullanılır. MR li-teratüründe bu süre T2

* (‘T2 star’) sembolüyle ifade edilir.

[Spin-spin relaksasyonu]

Statik manyetik alan değişimlerinden (Bo inhomojenitesi) başka zamana bağlı manyetik alan değişimi yaratan meka-nizmalar da vardır. Bu değişimlerin kaynağı yine kendileri de küçük birer mıknatıs olan ve manyetik alana sahip olan

Resim 10 u Mo, başlangıç manyetizasyon vektörünün başlangıçtaki büyüklüğüdür. Zamanla spinler arasındaki faz farkının artması sonucu sinyal seviyesinin üssel olarak azalmasıyla T2* relaksasyonu gözlenir.

Resim 9 u Manyetizasyon vektörünün sapmasından ötürü Mxy RF uyarımının ardından maksimum büyüklüktedir. Zamanla spinler eski haline döner ve Mxy sıfıra eşitlenir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

spinlerin arasında mikroskobik difüzyonlar nedeniyle ger-çekleşen manyetik etkileşimlerdir. Bu mekanizmaya spin-spin relaksasyonu denir ve spinler arasında zamana bağlı değişkenlik gösteren manyetik etkileşimlerden kaynak-lanır. Bu etkileşimler de MR sinyalinde zaman sabiti T2 sembolüyle gösterilen bir azalmaya neden olur. RF uyarı-mı ve hemen ardından kaydedilen MR sinyalinde statik ve zamana bağlı manyetik alan değişimlerinin etkisi beraber görülür. Sadece spin-spin relaksasyonun etkisinin gözlem-lenmesi veya T2 değerinin ölçülmesi için statik alan deği-şimlerinden kaynaklanan faz bozunum etkisini bertaraf eden bir ölçüm yapılmalıdır (Resim 11).

[“Spin-Lattice” (Spin-Kafes) relaksasyonu]

Relaksasyon sonucunda, B1 ile spinlere aktarılan enerjinin tamamen kaybolması beklenir. Fakat T2* ve T2 relaksasyon mekanizmaları sonucunda spinlerde depolanan enerjinin tükenmediği, sadece ölçülebilen transvers manyetizasyon sinyalinin tükendiği görülür. Spinlerin tekrar Bo ile hiza-lanması, yani denge veya kararlılık konumuna ulaşması için bir süre daha beklenmesi gerekir. Bu süre boyunca spinlerde depolanan enerjinin geri kalanı spinlerin etrafın-daki diğer atomlara aktarılarak sönümlenir. Protonların, yani hidrojenin etrafını saran diğer atom ve moleküllerin (kafes) varlığı spinlerin RF uyarımıyla edindikleri enerji-yi tamamen yitirerek eski hallerine dönmelerini sağlar. Bu durum klasik fizikteki sürtünme kuvveti mekanizmasına benzetilebilir. Spin-kafes relaksasyonu T1 zaman sabiti ile gösterilir ve bu süre manyetizasyon vektörünün başlangıç büyüklüğünden %37 değer kaybedene kadar geçen süredir (Resim 12). T1 relaksasyonu T2 ve T2*’a göre daha uzun sü-rer. Ayrıca T1 süresi artan Bo şiddeti ile artarken; T2, Bo’dan

bağımsızdır. Bir sonraki bölümde MR sinyalinin azalma mekanizmalarından yararlanılarak dokular arası kontrast oluşumu anlatılacaktır.

Relaksasyon süreleri dokuya enjekte edilen bazı kont-rast maddeleriyle değiştirilebilir. MRG’de kullanılan kont-rast maddeleri genellikle Gadolinyum temelli bileşenler içerir. Bu maddeler dokuların T1 veya T2 değerlerini değiş-tirerek sinyal seviyesinin de değişmesine sebep olur.

GÖRÜNTÜ YAPILANDIRILMA

Bu bölümde önce kontrast kavramı ve mekanizmaları anla-tılacak, daha sonra uzamsal kodlamanın ayrıntıları işlene-cek ve görüntü yapılandırma teknikleri açıklanacaktır.

Kontrast

MRG’de kontrast, kaydedilen sinyal seviyelerindeki fark ile oluşur. Yani bir dokuya ait bir bölgeden kaydedilen sinyal seviyesi yüksekse o bölge görüntüde parlak görünürken, sinyal seviyesi düşük olan bölgeler siyaha daha yakın bir renge sahip olurlar. MR görüntüsü, sinyal seviyelerine göre grinin farklı ton değerlerine sahip piksellerden olu-şur. Farklı dokulardaki spinler farklı T1 ve T2 değerlerine sahiptir. Bu gerçeği kullanarak T1 ve T2 değerlerine göre dokuların sinyal seviyeleri ayarlanabilir. Ayrıca bir diğer önemli kontrast mekanizması da proton yoğunluğudur. Bir dokuda proton yoğunluğu ne kadar fazla ise o kadar yük-sek MR sinyali oluşur. Tablo 2’de farklı doku ve maddelerin T1, T2 değerleri verilmiştir.

[Proton yoğunluğu ağırlıklı görüntüleme]

Resim 13’te proton yoğunluğuna bağlı olarak dokular arası bir kontrast gözlenmektedir. Proton yoğunluğu, belirtildiği

Resim 11 u TE/2 süresinde uygulanan 180 derecelik RF darbesi TE süresinde kaydedilen eko sinyalinin spinler arasındaki faz farkın-dan kaynaklanan T2* bozunumundan arınmış bir sinyal elde edilmesini sağlar.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

gibi, bir dokunun proton açısından zenginliğini gösterir. Proton sayısı ve sinyal seviyesi arasında doğru orantı oldu-ğu varsayılır. Çünkü kaydedilen MR sinyali uyarılan spinle-rin manyetizasyon değişimlerinin yarattığı toplam etkidir. Proton yoğunluğu ağırlıklı bir görüntü elde etmek için MR sinyalindeki T1 ve T2 etkilerinin bastırılması gerekir. Dola-yısıyla TR (iki RF uyarımı arasında geçen süre), görüntü-lenen dokuların T1 değerinden daha büyük seçilirken; TE (eko zamanı), T2 değerlerine göre küçük olmalıdır.

[T2 ağırlıklı (T2A) görüntüleme]

Resim 14’te, dokuların arasındaki T2 süre farkından ya-rarlanılarak oluşturulan bir kontrast tekniği olan T2A MR görüntüsüne yer verilmiştir. Spinler arasında statik manye-tik alan farklılığından kaynaklanan faz bozunumu, hızları birbirinden farklı koşu yarışçıları gibi düşünülebilir. Yarış başladığı andan itibaren aralarındaki mesafe zamanla ar-tacaktır. Fakat yarışın tam ortasında geriye doğru koşma-

ya başlarlarsa başladıkları yere hepsi aynı anda dönerler. İşte statik manyetik alan farklılığından kaynaklanan faz bozunum etkisini yani T2* etkenini bertaraf ederek T2 re-

Resim 12 u T1 relaksasyonu sonucunda manyetizasyon vektörü tamamen eski haline döner.

Resim 13 u 15 kanallı alıcı-verici diz koili ile elde olunmuş proton yoğunluğu ağırlıklı sagittal plan görüntüler (3B, “Sampling Per-fection With Application optimized Contrasts using different flip angle Evalutions” sekansı).

Tablo 2 u İnsan Vücudundaki Bazı Dokular ve Relaksasyon Sabitleri

Doku T1 (ms) T2 (ms)

Yağ dokusu 240-250 60-80

Oksijenli kan 1350 50

Oksijensiz kan 1350 200

BOS sıvısı 4200-4500 2100-2300

Gri madde 920 100

Beyaz madde 780 90

Karaciğer 490 40

Böbrek 650 60-75

Kas dokusu 860-900 50


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

laksasyon bilgisini elde etmek için bu tarz bir yaklaşımda bulunmak gerekir. Yani spinler uyarılıp faz bozunumuna uğrayarak araları açılırken fazlarını 180 derece tersine dön-dürürsek, belirli bir zaman sonra kaydettiğimiz sinyal, sa-dece spin-spin relaksasyonun etkisini yani T2 relaksasyon bilgisini içerecektir. Bu sinyale eko sinyali denir ve bu yön-tem sıklıkla kullanılan spin-eko yöntemi olarak adlandırılır.

Spinlerin transvers düzleme dik olarak 180 derece çevrilmesi için sapma açısı 180 derece olan bir RF dalga-sı uygulanır. 90 derecelik ilk RF uyarımı ve eko sinyalinin kaydedilmesine kadar geçen zamana eko-zamanı denir ve TE ile gösterilir. 180 derecelik RF tam olarak TE/2 anında uygulanır. TE süresi boyunca da spin-spin relaksasyonu et-kin olacağı için, TE arttıkça T2’ye bağlı sinyal kaybı da arta-caktır. Relaksasyon mekanizmalarından yalnızca biri etkin olduğu için T2 zamanı T2* a göre daha uzundur.

T2A, yani dokuların T2 değerine bağlı bir görüntü elde etmek için TE değeri dokuların T2 süresine yakın seçilir, böylece farklı dokuların sinyal seviyeleri arasındaki fark belirginleşir. Ayrıca T1 relaksasyonunun da tamamlanması için sinyal kaydı sonrasında sonrasında söz konusu doku-ların T1 süresinden daha uzun bir süre beklenmesi gere-kir. Bu süre, yani iki RF uyarımı arasında geçen süre de TR (“time of repetition” = tekrar süresi) ile gösterilir.

[T1 ağırlıklı (T1A) görüntüleme]

Resim 15’te T1 kontrastına sahip bir beyin görüntüsüne yer verilmiştir. T1A, yani dokuların T1 değerine bağlı bir kont-rasta sahip bir görüntü elde edilmesi için öncelikle MR sin-yalini T2 kaynaklı bilgilerden arındırılması gerekir. Bunun için TE değeri görüntülenecek olan dokuların T2 değerin-den daha büyük seçilirken TR değeri T1 değerlerine yakın bir değer seçilir.

Doğal olarak bütün görüntüler hem T1 hem T2 hem de proton yoğunluğu ağırlıklıdır. TE ve TR değerleri değişti-rilerek bu kontrast mekanizmalarından biri daha belirgin hale getirilebilir veya etkisi azaltılabilir.

Relaksasyon mekanizmalarının altında yatan fiziksel etkileşimler ve bu etkileşimlerin yarattığı zaman sabitleri-nin uygun TE ve TR seçimleriyle görüntüde kontrast ya-ratmak için nasıl kullanılacağı incelendi. Sonraki bölümde MRG’de görüntü yapılandırılmasına ilişkin altyapıyı oluş-turacak olan MR sinyalinin uzamsal olarak kodlanması anlatılacaktır.

Uzamsal Kodlama

Biyomedikal görüntüleme yöntemlerine genel olarak bak-tığımızda uzamsal kodlamanın sınırları, ölçüm ve yayın kaynağının yaydığı elektromanyetik dalgaların veya nükle-er ışınların dalga boyları ile belirlenir. Örneğin; ışık mik-roskobu gözle görülebilir ışıkla görüntüleme yapar ve ayırt edebileceği minimum büyüklük görünür ışığın dalga boyu olan 1 mikrometredir. Resim 16’da görülen elektromanyetik spektrumda daha da sola doğru gidildiğinde, X-ışınlarının dalga boyunun nanometre seviyesinde olduğu için ayırt edilebilen minimum büyüklüğün ışık mikroskobuna göre daha küçük olduğu görülmektedir. Elektron mikroskobu elektron saçarak görüntüleme yapar ve bu yöntem ile 1 na-nometreye kadar ayrıntılı görüntü elde edilebilir.

MRG’de kullanılan ölçüm ve yayın kaynağı RF aralığın-dadır. Bu durum başlangıçta MRG’nin popülaritesini yitir-mesine sebep olmuştur. Bir kitabında Richard Ernst, MR için kullanılan RF dalga boyunun bir fili görüntülemeye bile yetmeyeceğini belirtmişti. Gerçekten de 1.5T bir MRG cihazında kullanılan RF dalgasının boyu 4,6 metredir. Dal-ga boyu 4,6 metre olan bir yayın kaynağı kullanılarak 1 mm’den daha küçük uzamsal ayrıntıların MRG kullanarak gözlemlenebilmesinin ardında gradyan manyetik alanları vardır.

Her şey 1973’te Paul Lauterbur’un ilk MR görüntüsünü iki adet 1 mm çapında su dolu silindirik kapsülü görüntü-leyerek oluşturmasıyla başlar (Resim 17). Lauterbur, zeug-matografi denilen bir yaklaşım kullanarak ilk kez gradyan

Resim 14 u T2A hızlı spin-eko sekansı ile elde olunmuş aksiyel plan beyin görüntüsü.

Resim 15 u T1A spin-eko sekansı ile elde olunmuş aksiyel plan beyin görüntüsü.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

manyetik alanlarından faydalanmıştır. Bu yaklaşımla, RF uyarımı boyunca farklı yönlerde gradyan manyetik alan-ları uygulayarak o yönlerde su dolu kapsüller tarafından absorbe edilen RF enerjisinin izdüşümünü kaydetmiş ve bu izdüşümlerden tıpkı BT’de (bilgisayarlı tomografi) ya-pıldığı gibi izdüşüm yapılandırma yöntemi ile görüntü oluşturmuştur. Lauterbur ve Mansfield’in katkılarıyla geli-şen ve Nobel ödül sahibi olan MRG’de gradyan kullanma fikri, MRG’nin günümüzdeki gibi gelişmiş görüntüler su-nabilmesinin temelini oluşturur. Şimdi, uzamsal kodlama ve gradyanlar detaylı olarak ele alınacaktır.

Uzamsal kodlama, RF uyarımının yalnızca belirli bir bölgedeki spinleri etkilemesi, diğer spinlerin ise hiç uyarıl-maması ve bu belirli bölgenin kaydırılarak görüntülenmek istenen alanın taranmasıyla gerçekleşebilir. Çünkü MRG’de kullanılan alıcı sargılar, bütün bölgelerden sinyal alır. Bu yüzden sinyal gelen bölgelerin sınırlanması, yani belirli bir bölgedeki spinlerin uyarılması gerekir. Yalnızca belirli bir bölgedeki spinlerin uyarılması için o bölgedeki spinlerin Larmour frekanslarının B1 ile aynı olması gerekirken, geri kalan spinlerinse Larmour frekansları B1 frekansından ye-terince farklı olmalıdır. Larmour frekansı fo = Bo

g2p olarak

tanımlanmıştı. Dolayısıyla böyle bir senaryonun gerçek-leşmesi için spinlerin maruz kaldığı statik manyetik alanı

değiştirmek gerekir. Sonuç olarak, sinyalin hangi statik manyetik alan koşullarında kaydedildiği bilinirse rezo-nant spinler, yani Larmour frekansı RF ile aynı olan spinler uzamsal olarak belirlenmiş olur. Rezonant bölge kaydırıla-rak bütün bir cisim ya da dokuya ilişkin bilgi elde edilebilir. Konuma bağlı statik manyetik alan yaratmak için kullanı-lan bu sisteme, gradyan sistemi denir.

Standart MRG sistemlerinde uzayda üç boyutlu uzam-sal kodlama yapabilmek için x, y ve z yönlerinde gradyan manyetik alanı yaratan ayrı gradyan sargıları bulunur. Re-sim 18’de z yönünde uygulanan doğrusal bir gradyan ve ko-numa bağlı olarak Larmour frekans dağılımı gösterilmiştir. Gradyanın doğrusal olması konum ve gradyan arasında sabit oran ilişkisi olduğunu gösterir. Resim 18’de gradyan şiddeti ve statik manyetik alan arasındaki ilişki gösteril-miştir. Gradyan şiddeti genelde miliTesla/metre cinsinden ifade edilir.

Z gradyanı Gz genellikle kesit seçim gradyanı olarak kullanılır. MRG’de görüntülenecek hasta veya cisimler üç boyutludur ve görüntüleme çoğu zaman kesitler halinde gerçekleştirilir. Önce bir kesit, sonra diğeri olmak üzere ardı ardına alınan kesit görüntüleri daha sonra birleştiri-lir ve üç boyutlu bir görüntü elde edilir. Kesitin kalınlığı burada önemli bir parametredir: ne kadar ince bir kesit seçilmek istenirse o kadar şiddetli bir kesit seçim gradya-nı uygulanmalıdır. 5 mm’lik bir kesit kalınlığı, elde edilen kesit görüntüsünün 5 mm dâhilindeki bütün dokuların bir izdüşüm bilgisini içerdiği anlamına gelir. Dolayısıyla daha ayrıntılı bilgiler edinmek için daha ince kesitlerle çalışmak yani daha ince bir kesitteki spinleri uyarmak gerekir.

Seçici uyarım konusunda dikkat edilmesi gereken önemli bir nokta da RF uyarım dalgasının şeklinin de seçi-len kesitin oluşmasına etkisi olduğudur. Bu etki küçük sap-ma açıları (90 dereceye kadar) için formülleştirildiğinde, kesit profilinin RF dalgasının Fourier transformuna denk olduğu anlaşılmıştır. Resim 19’da MRG’de sık kullanılan iki

Resim 16 u Elektromanyetik spektrum ve bazı dalga boylarındaki ışınımların biyomedikal kullanımı.

Resim 17 u Lauterbur ilk MRG deneyini gerçekleştirmiş ve sağ-daki görüntüyü oluşturmuştur.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

RF puls (darbe) şekli ve bunların uygulanmasıyla oluşan kesit profili verilmiştir. Sert darbe (“hard pulse”) denilen dikdörtgen biçimindeki RF uyarımının süresi çok kısa ise Fourier transformunun kapsadığı frekans aralığı çok ge-niş olur. Frekans bandı geniş RF darbeleriyle birlikte kesit seçim gradyanı uygulansa bile kesit seçimi başarılı olmaz ve bütün bir obje uyarılmış olur. Seçilen kesit ne kadar dar olursa doku hakkında o kadar ayrıntılı yargılara varılabilir.

Gradyanların uzamsal kodlama için kullanılmasının MRG’de çözünürlüğe olan katkısı ve görüntü oluşumun-da gradyanlardan nasıl yararlanıldığı bir sonraki bölümde ele alınacaktır. MRG’de kullanılan iki temel görüntü yapı-landırma tekniği vardır. Birincisi bilgisayarlı tomografi’de (BT) uygulanan izdüşüm yapılandırmadır. İkincisi ise daha çok MRG’ye özgü bir yapılandırma olan Fourier transform yapılandırmadır. Bu iki farklı yapılandırma tekniğinin sin-yal toplama tekniklerinin de farklı olduğu ilerleyen bölüm-lerde görülecektir.

İzdüşüm Yapılandırma

Bu metot, BT’deki görüntü yapılandırma tekniğine çok benzemektedir. Farklı açılardaki izdüşümlere denk gelen

MR sinyalleri kaydedilir ve bu izdüşümler birleştirile-rek üç boyutlu asıl görüntü oluşturulur. BT’deki izdüşüm açısı x-ışını kaynağının döndürülmesiyle elde edilirken MRG’deki izdüşüm açısı gradyanlardan yararlanılarak be-lirlenir. Örneğin yalnızca x gradyanı açıksa kaydedilen MR sinyali objenin x ekseni üzerindeki bir doğru üzerine izdü-şümüdür. Benzer şekilde yalnızca y gradyanı açıksa, kay-dedilen MR sinyali objenin y ekseni üzerindeki bir doğru üzerine izdüşümüdür. Diğer yandan x ve y gradyanları be-raber açık ve aynı şiddete sahipse objenin 45 derece açıyla izdüşümü elde edeilir. X ve y gradyanlarının birbirine göre şiddetini değiştirerek ara açılarda da izdüşümler toplanabi-lir (Resim 20). Ne kadar fazla izdüşüm kaydedilirse o kadar kaliteli ve doğru bir görüntü yapılandırılır. Aynı açıdaki izdüşümün daha yüksek gradyan şiddetiyle elde edilmesi sinyalin daha hızlı kaydedilmesi anlamına gelir. Bu durum-da çözünürlük artmış olur.

Fourier Transform Yapılandırma

Bir sinyalin periyot ve genlik özelliklerine sahip olduğu-nu biliyoruz. Periyot, bir sinyalin kendini tekrar eden en küçük biriminin yer aldığı zaman aralığıdır. Resim 21’de

Resim 18 u Z yönünde uygulanan doğrusal gradyanın sebep olduğu z yönünde doğrusal Larmour frekans dağılımı (solda). Gradyan şiddeti arttıkça daha ince kesit seçildiği görülmektedir (sağda).

Resim 19 u Dikdörtgensel bir RF darbesi (a) ve Fourier transformu alınarak oluşturulmuş kesit profili (b). Sinc şeklindeki RF darbesi (c) ve dikdörtgensel kesit profili (d). Sinc darbesinin kesit seçimine daha uygun olduğu görünüyor.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

görülen sinyalin periyodu 6.25 ms, frekansı 160 Hertz’dir. Frekans ise bir saniyede kaç tekrarın gerçekleştiğini söyler ve periyodun çarpmaya göre tersidir. Sinyaller genellikle iç-lerinde birden fazla frekansa sahip bileşene sahiptirler. Ör-neğin, bir gitarda la, mi ve sol notalarına aynı anda basarak fakat tellere vurma şiddetimiz ki bu genliği belirler, la için en çok sol için en az olacak şekilde 80 ms boyunca kaydet-tiğimiz sinyali inceleyelim (Resim 22, 21-23).

Zaman ve frekans için anlatılan bu bağlantıyı, uzam ve frekans arasında kurmak da mümkündür. Nasıl ki birim zamanda hızlı değişen bir sinyalin frekansı daha yüksek oluyorsa, birim uzunlukta sık değişen bir uzamsal bölgenin de frekansı daha yüksek olur. MKS birimleri kullanıldığın-da, zamana bağlı frekansın birimi hertz yani 1/saniye iken uzama bağlı frekansın birimi 1/metredir.

Frekans-zaman ya da frekans-uzam gösterimleri ara-sındaki geçiş Fourier dönüşüm (transformasyon) tekniği olarak formülize edilmiştir. Fourier transformasyon haber-leşme teknolojilerinin en önemli konularından biridir ve günümüzde birçok alanda uygulanır.

[K uzayı]

MRG’de kaydedilen bilgilerin nereye ve nasıl bir düzen-lemeyle kaydedildiği de önemli bir sorudur. İşte burada gradyanların önemi daha da açığa çıkar. Daha önce de

bahsedilen SE yöntemini kullanacağımız sıradan bir MRG deneyini inceleyelim. Burada verinin kaydedilmeye başlan-dığı an, veri toplama süresi ve o andaki gradyan büyüklüğü; veri matrisinin nasıl oluşturulacağını belirler. MRG’de bu veri matrisinin yer aldığı, gradyanların izi sürülerek oluş-turulan frekans uzayına K uzayı denir.

Birbirine eşit aralıklara sahip yatay ve dikey doğrularla oluşturulmuş koordinat düzlemine kartezyen düzlem de-nir. Her bir TR süresinde kaydedilen eko sinyali kartezyen düzlemin özelliklerine sahip olan K uzayında yatay bir çizgi boyunca yerleştirilen verileri oluşturur. Bütün bir K uzayı, kaydedilen eko sinyalleriyle doldurularak iki boyutlu bir ham veri matrisi elde edilir. Bu veri matrisine Fourier transformasyon işlemi uygulanır (Resim 24). Çünkü kay-

Resim 20 u Gradyanların yönü değiştirilerek kaydedilen izdü-şüm bilgileri. Bütün açılarda izdüşümler kaydedildikten sonra, BT’de de kullanılan izdüşüm yapılandırma yöntemiyle görüntü yapılandırılır.

Resim 22 u Farklı frekans ve genliklere sahip üç dalganın, ayrı ayrı ve toplam olarak gösterimi.

Resim 21 u Periyodik bir sinyal.

Resim 23 u Zaman uzayındaki genlik ve frekans bilgileri fre-kans uzayında da vardır. Bir sinyalin Fourier transformu o sinya-lin frekans içeriği hakkında bilgi verir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

dedilen bu sinyallerle oluşturulan veri matrisi, görüntüle-necek objenin veya obje kesitinin frekans uzayındaki ham görüntüsüdür. Yani K uzayında objenin frekans ve genlik bilgisi bulunur. Objenin uzamsal bilgisine ulaşmak için K uzayındaki ham datanın Fourier transformu alınır. Ham veriden oluşan frekans uzayının, iki boyutlu Fourier trans-formunu alınarak oluşturulan objeler Resim 25’te gösteril-miştir. Obje ne kadar ayrıntı içerirse Fourier transformu da o kadar karmaşık olur.

K uzayının daha iyi anlaşılması için frekans ve obje uzaylarını bağdaştırmak gerekir. Obje uzayında hızlı bir değişim yüksek frekans demektir. Yavaş değişim yani düz bir bölge ise düşük frekans demektir. K uzayı frekans bilgi-sini içerdiğine göre, K uzayının merkezine yani orijine ya-kın veri noktaları düşük frekansa sahiptir ve objedeki yavaş değişimlere denk gelen bilgiyi içerir. K uzayının merkez-den uzak noktalarındaki veriler ise yüksek frekansa sahip-tir ve objedeki hızlı değişimlerin, küçük detayların bilgisini içerir. Bu yüzden ileride anlatılacağı gibi çözünürlük ve K uzayında veri alınan en uzak nokta arasında bir bağlantı vardır. Resim 26’da ham veri matrisi verilen bir MRG de-neyinin Fourier transformu, sırasıyla merkezdeki ve kenar-daki bilgilerin yok sayılması durumlarında gösterilmiştir.

Not: Frekans uzayında belirli bir frekans aralığındaki veri noktalarını sıfırlamak filtreleme operasyonudur. Belirlenen frekanslardaki değişimler, filtreleme yöntemleriyle baskı-lanabilir. Görüntü işleme operasyonlarının temelinde bu mantık vardır ve bunun biyomedikal görüntüleme alanla-rının hemen hepsinde uygulamaları bulunabilir. Özellikle görüntülerdeki gürültüyü azaltmaya yönelik aktif filtreler ve yapılandırma işlemlerinden kaynaklanan artefaktları

Resim 24 u K uzayının, kaydedilen eko sinyalleriyle doldurulması.

Resim 25 u Solda Fourier transform, yani frekans uzayı bilgile-ri, sağda görüntü uzayı bilgileri yer almakta.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

yok etmeye yönelik diğer filtreleme teknikleri, MRG’de sık-lıkla kullanılır.

[MRG’de gradyanlar ve fonksiyonları]

X, y ve z diye sınıflandırdığımız gradyanların görüntüle-meye ilişkin fonksiyonlarına göre de sınıflandırılmaları söz konusudur. Buna göre x yönündeki gradyana faz kodlama gradyanı, y yönündekine frekans kodlama gradyanı ve z yönündekine de kesit seçim gradyanı denir. Kesit seçimi-nin ne olduğu anlatılmıştı. Kesit seçim gradyanının özelliği RF uyarımı sırasında uygulanmasıdır. Bu sayede sadece be-lirli bir kesitteki spinler RF ile aynı frekansa sahip olacak-tır ve yalnızca bu spinler uyarıldığı için bu kesitteki doku bilgisi kaydedilecektir. Kesitin yer ve kalınlığı gradyan şid-deti ve RF sinyalinin şekli ayarlanarak değiştirilebilir. Kesit seçildikten sonra uzamsal kodlama problemi iki boyuta indirgenmiş olur.

Faz kodlama gradyanı RF uyarımından sonra açılır. Bu gradyan spinlerin x yönünde değişen fazlara sahip olmasını sağlar yani kesiti değişik fazlı sütunlara böler. Spinler, tıpkı yan yana dizilmiş farklı boylamdaki ülkelerin yerel saatleri gibi aynı anda farklı yönde seyrederler. Ancak aynı sütun-daki spinler eş fazlı olarak devinim hareketlerine devam ederler. Bilgi kaydı başladığı anda açılan frekans kodlama gradyanı ise y yönündeki aynı faza sahip spinlerin devin-me frekansını değiştirir. Frekans kodlama gradyanı kesiti satırlara böler. Dolayısıyla RF alıcı anteni açılıp sinyal kay-dı başladığında, farklı satırdaki spinler farklı frekansta de-vinmektedir ve bütün satırlar devinme frekanslarına göre

kodlanmış olur. Frekans kodlama gradyanı yalnızca sinyal kaydı süresince açık olduğu için bu gradyana ‘okuma grad-yanı’ da denir.

Özetle, MRG ile sinyal alıp görüntü oluşturmak için şu basamakları takip etmek gerekir:

1. RF uyarım darbesi ile birlikte kesit seçim gradyanı uy-gulanır.

2. Faz kodlama gradyanı uygulanır.3. Alıcı sargı ile sinyal kaydedilmeye başlandığında fre-

kans kodlama gradyanı uygulanır.4. 1.-3. basamaklar farklı faz kodlama gradyan seviyeleri

için tekrarlanır.5. Elde edilen veriler iki boyutlu bir k uzayına yerleştirilip

bu bilgilerin iki boyutlu Fourier transformasyonları he-saplanır ki bu da bize görüntüyü verir.

K uzayı farklı yörüngelerde bilgi toplayarak da doldu-rulabilir. K uzayındaki pozisyon ve gradyan şiddeti arasın-da jiromanyetik oran ve zaman bağlantısı vardır: kx = Gtg

2p Resim 27’de farklı gradyan kombinasyonları kullanılarak elde edilen iki boyutlu k uzayı yörüngeleri gösterilmiştir.

MRG’de kaydedilen sinyalin objeye ait frekans bilgisini içermesinin nedeni, MRG matematiğinin temelini oluş-turan Bloch denklemleri incelenerek anlaşılabilir. Bloch denklemleri manyetizasyon vektörünün statik, gradyan ve RF manyetik alanlarıyla etkileşimini ifade eden diferansiyel denklemlerdir. Bu denklemlere T1 ve T2 relaksasyonları da dâhil edilmiştir. Bloch denklemleri, sapma açısı 90o veya

Resim 26 u K-uzayındaki tüm bilgiler kullanılarak yapılandırılmış görüntü (solda). K uzayının ortası (düşük frekans bilgisi) olmadan yapılandırılmış görüntü (sağda). K uzayının kenarları (yüksek frekans bilgisi) sıfırlanarak yapılandırılmış görüntü (ortada). K uzayının kenarları yok edildiğinde görüntüde ayrıntıların azaldığını görüyoruz. K uzayının merkez bölgesi yok edildiğindeyse sadece yüksek frekans bilgisi olan kenar çizgilerini görebiliyoruz.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

daha küçük olacak şekilde RF darbesi uygulandığı durum için çözüldüğünde, kaydedilen sinyal ve manyetizasyon vektörü arasında bir bağlantı bulunur. Bu bağlantı Fourier transformdur. Fourier transform işleminde sinyal ve obje arasındaki dönüşüm Gx ve Gy gradyanlarına göre hesap-lanır. Bu gradyanları kullanarak iki boyutlu k uzayına yer-leştirilen veri matrisinin Fourier transformu alınarak iki boyutlu objeyi temsil eden matrisi hesaplayabiliriz. Fourier transform üç boyut için de hesaplanabilir.

Görüntü ve Sinyal Kaydı Özellikleri

MRG ile elde edilen görüntülerin çözünürlüğü, gerek rad-yolojik değerlendirmeler gerekse bilgisayarlı sayısal de-ğerlendirmeler açısından önemlidir. Çözünürlüğün nasıl kontrol edileceği, çözünürlüğü sınırlayan faktörler ve çözü-nürlüğün etkilediği değişkenler bu kısımda incelenecektir.

Zamansal çözünürlük TR süresine bağlı bir değişken-dir. TR süresi kısa tutularak zamana bağlı değişkenler daha iyi gözlenebilir. Bunun için kullanılacak yöntemler ilerle-yen bölümlerde anlatılacaktır. Uzamsal çözünürlük grad-yanların şiddetine ve uygulanma sürelerine bağlıdır. Bunu daha iyi anlamak için K uzayı ve görüntü uzayı arasında bir eşleştirme yapmak gerekir. Resim 28’de bir K uzayı ve veri noktaları gösterilmektedir. Fourier transform ilişkisinden dolayı K uzayındaki en uzak noktanın çarpmaya göre tersi çözünürlüğü verir. K uzayına bakarak anlaşılabilecek bir diğer parametre de FOV (“field of view”) yani elde edilen görüntünün metre biriminden boyutudur. FOV, K uzayın-daki iki veri noktasının arasındaki mesafenin çarpmaya göre tersidir. FOV ve çözünürlük x ve y yönünde değişebi-lir. Çünkü bu iki yön farklı gradyanlarla tanımlanır.

Gradyan şiddeti ne kadar yüksek olursa o kadar yüksek çözünürlüklü görüntüler elde edilebilir. Aynı şekilde, faz kodlama gradyanı ne kadar uzun süre açık kalırsa, kymax o kadar büyük olur ve çözünürlük artar. Ayrıca çözünürlüğü artırmak için faz kodlama yönünde daha çok veri toplan-ması gerekeceğinden toplam görüntüleme süresi de artar.

MRG’de karşılaşılan en basit artefakt, “aliasing” (ör-tüşme) diye adlandırılan FOV’a sığmayan görüntünün kenarlarından itibaren kendi üzerine örtüşmesidir (Resim 29). Sebebi, faz kodlama yönünde K uzayının yeterince sık taranmamasıdır. “Aliasing” sadece faz kodlama yönünde olur. Çünkü frekans kodlama yönündeki tarama sıklığı alıcı sistemdeki analog/dijital dönüştürücünün bilgi ör-nekleme frekansıyla aynıdır, bu frekans da oldukça yüksek olduğu için frekans kodlama yönünde “aliasing” görülmez.

Buraya kadar spin dinamikleri, temel kontrast meka-nizmaları ve görüntü yapılandırma prensipleri incelendi. Bir sonraki bölümde sekans kavramı açıklanacak; SE ve GE gibi temel sekanslar gösterildikten sonra, daha karmaşık sekanslar örneklerle incelenecektir.

TEMEL SEKANSLAR

MRG’de sekans terimi; görüntülenecek doku veya fanto-mun, radyologun belirlediği özelliklerini ortaya çıkaracak kontrasta sahip olacak şekilde uygulanan RF darbeleri, gradyan alanları ve sinyal kayıt zamanlamalarının bütünü-nü ifade eder.

En basit MRG sinyali FID’dir (“Free Induction Decay” =Serbest İndüksiyon Bozunumu). Manyetizasyon vektörü 90 derece sapma açısı sağlayan bir RF darbesi ile uyarılır ve RF uyarımı biter bitmez sinyal kaydedilir. Görüntü elde etmek için genellikle üç boyutlu izdüşüm yapılandırılması sağlayacak gradyanlar uygulanır.

FID sinyalinin özelliği hem T2 hem de T2* relaksasyon-larına ilişkin bilgi içermesidir. T2 bilgisini elde etmek için kullanılan SE yöntemi bir sonraki bölümde detaylı olarak ele alınacaktır.

Spin Eko (SE)

Eko sinyali almak için, TE/2 zamanında 180 derecelik bir RF darbesinin uygulandığı relaksasyon konusunda anlatıl-mıştı. SE sekanslarında, genellikle kartezyen K uzayı yö-rüngesi izlenecek şekilde gradyanlar uygulanır. Üç boyutlu

Resim 27 u Kartezyen yörünge biçiminde K uzayı çizgiler halinde doldurulur. Her TR süresinde K uzayındaki çizgilerden birine kay-dedilen sinyal yerleştirilir. X gradyanı, K uzayının –kmax ve +kmax arasında doldurulmasını sağlar (solda). X ve y gradyanlarına salınımlar yaptırılarak, spiral şekilde K uzayı doldurabilir. Sinyal kaydı her iki gradyan da açıkken yapılır. Oluşan spiral yörüngeye yerleştirilen bilgi, tam olarak kartezyen düzlemdeki noktalara denk gelmez. Bu nedenle görüntü yapılandırma öncesinde ‘regridding’ denilen matematiksel operasyonlarla kartezyen bilgi noktaları tamamlanabilir (ortada). Başka bir K uzayı doldurma yönteminde (gradyan eko-planar sekansına ait) de yörüngenin sinyal kaydı, negatif x ve y gradyanlarıyla başlangıç noktası –kxmax,-kymax olacak şekilde baş-lar. Bir TR süresinde bütün K uzayı taranarak sinyal küçük ekolar halinde kaydedilip yerleştirilir (sağda).


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

görüntüleme içinse daha önce sözü edilen seçici uyarım metodu kullanılarak, görüntülenecek obje iki boyutlu ke-sitlerin birleşimiyle oluşturulur.

SE’nin bir varyasyonu olan HSE sekansında, TE anın-da spinler aynı faza sahip oldukları için sanki deney yeni başlıyormuş gibi düşünülür ve bu ilk ekodan TE/2 kadar zaman sonra tekrar bir 180 derece inversiyon RF darbesi uygulanır. Bu şekilde devam ederek üçüncü, dördüncü ekolar kaydedilebilir (Resim 30). Doğal olarak T2 ve T1 relaksasyonundan ötürü eko seviyeleri giderek düşer. HSE sekansının amacı; tek bir eko yerine birkaç ekodan yararla-narak, obje hakkında daha fazla bilgi edinmek veya incele-me süresini kısaltmaktır. TR süresince kaydedilen eko sayı-sı arttıkça, zaman açısından avantajlı bir durum oluşur. 16 tane TR’da kaydedilecek bilgi, 1 TR’da 16 tane 180 derecelik RF ile kaydedilmiş olur. Dikkat edilmesi gereken nokta ar-dışık ekolardan her birinin farklı bir faz kodlama çizgisine

ait olduğudur. Bu da sekans diyagramında görüldüğü gibi faz kodlama gradyanının şiddeti her ekoda değiştirilerek gerçekleştirilir. Bir sonraki TR’da bir önceki faz kodlama gradyanları eşit miktarda artırılarak, K uzayında eko sayısı kadar daha çizgi taranır. Böylece K uzayında yeterince veri toplanana kadar sekans devam eder.

Resim 31’de HSE yöntemi ile kaydedilen eko sinyalleri kullanılarak oluşturulmuş bir beyin görüntüsü yer almak-tadır. Eko sinyali kaydetmenin diğer bir yolu olan GE yön-temi bir sonraki kısımda incelenecektir.

Gradyan Eko (GE)

180 derecelik ikinci bir RF darbesi yerine pozitif ve negatif gradyanlar kullanılarak da bir eko sinyali oluşturulabilir. Bu eko sinyali, RF uyarımının ardından uygulanmaya baş-layıp TE/2 süresince devam eden gradyanın TE/2 anında zıt yönde ve aynı büyüklükte uygulanmaya başlanması ve TE süresi boyunca uygulanması ile elde edilir. TE anında kaydedilmeye başlanan eko sinyali SE’nin aksine daha kısa sürede elde edilmiş olur (Resim 32). Buna bağlı olarak TR süresi de kısalmıştır. Resim 33’te örnek bir GE görüntüsü yer almaktadır.

SE’ye göre daha hızlı bir yöntem olduğu için yaygın bir kullanıma sahip olan GE’nin de farklı varyasyonları spin-lere ilişkin T1, T2* ya da proton yoğunluğu gibi bilgileri açığa çıkarmak için geliştirilmiştir. GE sekansı hem kartez-yen K uzayı yörüngeleri hem de kartezyen olmayan radyal, spiral gibi yörüngeler oluşturacak gradyanlarla birlikte kul-lanılabilir.

GE’nin bir varyasyonu MR anjiyografi için kullanılır. GE sekansı harekete hassastır ve hareket eden spinler bu sekans kullanılarak belirgin hale gelir. Bu sayede kan akışı-na ilişkin değişimler GE ile görüntülenebilir. Bir diğer var-yasyonu fonksiyonel MRG için kullanılır. SE’ye karşı sağla-dığı hız avantajı diğer yöntemlerle birleştirilerek kardiyak

Resim 28 u Gx ve Gy sırasıyla faz kodlama ve frekans kodlama gradyanlarının büyüklükleridir. tx ve ty toplam faz kodlama ve sinyal okuma süreleridir. Δt ise sinyal kaydında bilgi toplama sıklığı ya da örnekleme periyodudur. Bu durumda sinyal okuma süresinde tx

Dt

tane veri kaydedilir.

Resim 29 u Faz kodlama yönünde Δky; 0,4Δky’ye düşürülünce, bu yönde örtüşme (aliasing) gözlenmiştir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

görüntülemeye de uyarlanabilir. Bu yöntemde GE sekansı, EKG sinyali kaydeden kardiyak sinyal ayırıcıyla senkronize olarak çalışır.

T1 relaksasyonuna dair bilgi almak için uygulanan ‘spoiled’ GE sekansında, T2* etkisini yok etmek için uzun bir TR boyunca beklemek yerine şiddetli ‘spoiler’ grad-yanları uygulanması sonucu spinlerin T1 relaksasyonuna ilişkin bilgi elde edilir. GE sekansında T2* kontrastı tıpkı SE’deki gibi TE süresi değiştirilerek ayarlanabilir. Fakat T1 kontrastı, SE’den farklı olarak hem sapma açısına hem de TR’ye bağlıdır. Dolayısıyla uygun doku kontrastı için se-kans zamanlamasına karar verilirken sapma açısı da hesaba alınmalıdır. GE sekansında optimum sapma açısı Ernst ta-rafından formülize edilmiştir ve bu açıya Ernst açısı denir. Ernst açısı uygun TR ve T1 değerleri bilinerek hesaplanabi-lir. Resim 34’te farklı sapma açıları kullanılarak oluşturul-muş görüntüler yer almaktadır.

Resim 34’teki görüntülerde dikkat çekici bir özellik de sapma açısı arttıkça damarların daha belirgin hale gelmesi-dir. Bu etki kalkış zamanı (“time of flight”) diye adlandırı-lır. Sebebi, görüntüleme kesitine dik bir kan akışı olmasıdır. Akış halindeki dokuya ait spinler, kesitteki sabit spinlere göre farklı bir RF uyarım geçmişine sahiptir. Eğer RF uya-

Resim 30 u Standart SE (solda) ve 4 ekolu HSE (sağda) sekansları. Gz, Gy ve Gx; sırasıyla kesit seçim, faz kodlama ve frekans kodlama gradyanlarıdır. ADC, analog/dijital dönüştürücü demektir ve sinyalin ne zaman kaydedileceği ADC açılıp kapatılarak belirlenir.

Resim 31 u 3 boyutlu HSE tekniği kullanılarak elde edilen T1A sagittal beyin görüntüsü (T1A 3B-SPACE sekansı).

Resim 32 u İki boyutlu GE sekansının basit diyagramı (FLASH).

Resim 33 u Aksiyel planda alınmış 2 boyutlu spoiled GE görün-tü. Sağ temporal lobda, kanama alanları içeren lezyon izleniyor.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

rım açısı Ernst açısını aşarsa statik dokulara ait spinlerin transvers manyetizasyon vektörü küçülür. Dolayısıyla ke-sit dışından gelen akış halindeki dokulara ait spinler Ernst açısına daha yakın bir uyarım etkisinde kaldığından daha yüksek sinyal oluşturur ki bu da anjiyografik kontrast olu-şumuna neden olur.

Ekoplanar Görüntüleme

Ekoplanar görüntüleme de bütün K uzayı bir TR aralığında taranır. Bunu gerçekleştirmek için faz kodlama gradyan-ları çok hızlı değiştirilerek K uzayında Resim 35’teki gibi gradyanlar kullanılarak 27’de en sağda görüldüğü gibi bir yörünge izlenir. Ekoplanar görüntülemenin SE ve GE ver-siyonları vardır.

Satürasyon ve İnversiyon Düzelme

Satürasyon düzelme sekansı 90 derecelik RF dizilerinden oluşur. Aralara görüntüleme için uygun gradyanlar yerleş-tirilir. Normalde bu sekansla FID sinyali kaydedilir, ancak 90 derece RF darbelerinin ardından 180 derece RF darbe-leri uygulanarak SE’ler de kaydedilir. Günlük rutin pratikte az kullanılır.

SE’nin bir varyasyonu olan inversiyon düzelme sekansı, sıklıkla T1 bilgisi elde etmek için kullanılır. Bu sekansta ilk RF uyarım darbesi 180 derecelik bir sapma açısı oluştura-cak şekilde uygulanır. 180 derecelik RF uyarımı manyeti-zasyon vektörünün ters dönmesine neden olur. TI (“Time of Inversion” = inversiyon zamanı) kadar zaman sonra aynı yönde 90 derecelik bir RF uyarım darbesi uygulanır. Bu 90 derecelik RF uyarımından itibaren inversiyon eko sekansı

SE sekansıyla aynı şekilde devam eder. Yani TE/2 zamanın-da bir 180 derece RF uygulanır ve TE anında eko sinyali kaydedilir. Başlangıçta uygulanan 180 derece RF darbesi sayesinde spinler arasındaki T1 relaksasyonu yani uzanım-sal relaksasyon farkı daha belirgin hale gelmiş olur.

Faz-Kontrast sine MR

Faz-kontrast tekniği MR anjiyografide ve BOS akım MR’da yararlanılan tekniklerden biridir. Faz-kontrast sekansında okuma gradyanı pozitif ve negatif olmak üzere çift sinyal kaydı alınır. Oluşturulan görüntüler birbirinden çıkarıl-dığında sabit görüntüler silinirken, geriye sadece vasküler yapılar ve beyin-omurilik sıvısı (BOS) gibi hareketli olu-şumlar kalır. Bu sekans ile kan akış hızı yavaş olan damarlar veya BOS akımı da incelenebilir (Resim 36).

Yağ Baskılama

MRG’de sık kullanılan hazırlık darbelerinden biri de yağ baskılama darbeleridir. Görüntüleme öncesi uygulanan bu darbeler yağ dokusundan sinyal gelmemesini ve sadece su ve diğer dokulardan gelen sinyallerle görüntü oluşturulma-sını sağlar. Birden çok yağ baskılama tekniği olmakla bera-ber en yaygın kullanılan teknikler ‘kısa zamanlı inversiyon düzelme’ ve ‘spektral seçici uyarım’ teknikleridir.

[Kısa zamanlı inversiyon düzelme]

Kısa zamanlı inversiyon düzelmede yine 180 derecelik bir inversiyon darbesi manyetizasyon vektörünü ters çevirir. Kısa bir süre sonra (yağ manyetizasyonunun uzanımsal bi-leşeni sıfır olduğu anda) 90 derecelik uyarım darbesi uygu-

Resim 34 u Sapma açıları 10, 25, 50, 75 ve 90 derece olan 5 adet aksiyel plan GE görüntü. Görüldüğü gibi maksimum sinyal seviyesi 25-50 sapma açısında elde edilir. Bu da demektir ki GE sekansında maksimum sinyal seviyesi için 90 derece değil, Ernst açısı kadar RF uyarımı gerçekleştirilmelidir.

Resim 35 u GE ile başlayan eko-planar sekans diyagramı (sağda) ve bu sekans kullanılarak 1 TR süresinde kaydedilmiş 24 kesitli bir beyin görüntüsü.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

lanır. Ancak bu noktada yağ manyetizasyonun uzanımsal bileşeni sıfır olduğu için transvers düzleme yatırılacak bir yağ manyetizasyonu bulunmaz. Ancak su ve diğer dokula-rın manyetizasyon vektörleri transvers düzleme yatırılarak sinyal alınır. Resim 37’de bu teknik ile elde olunmuş örnek bir görüntü yer almaktadır.

[Spektral seçici uyarım]

RF darbeleri belirli bir Larmour frekans aralığındaki spin-leri uyarmak için tasarlanmıştır. Yani belirli bir uyarım ara-lığına sahiptirler. Bir RF darbesinin uyarım aralığı Fourier transformu alınarak anlaşılabilir. Yağ ve sudaki hidrojen atomlarının Larmour frekansları, moleküllerin kimyasal yapılarından ötürü statik manyetik alan şiddetine de bağlı olarak çok az farklıdır. Bu farka kimyasal fark denir. Yağ ile su arasında 3,5 ppm kadar kimyasal fark vardır. 1 Tesla manyetik alan etkisinde yağ ve suya ait spinlerin Larmo-ur frekansları arasında 150 Hz fark bulunur. İşte bu fark-tan yararlanarak sadece yağ ya da sadece su dokularına ait spinleri uyaran RF darbeleri tasarımlamak mümkündür. Bu yönteme spektral seçici RF uyarımı denir.

Spin Etiketleme

RF etiketleme darbeleri bir fiziksel ya da fizyolojik özelliğin gerçekleştiği yeri uzamsal olarak etiketlemek için kullanılır. En yaygın etiketleme yöntemi, görüntüyü küçük karelere bölecek yatay ve dikey çizgiler, yani etiketler oluşturarak gerçekleştirilir. Bu çizgilerin deforme olduğu bölgeler kul-lanılarak o bölgelerin fizyolojik veya fiziksel özellikleri hakkında yorum yapılabilir. Etiketler, normal görüntüleme sekansları öncesi uygulanan (tıpkı inversiyon düzelmedeki ilk 180 derecelik RF darbesi gibi) manyetizasyon hazırlık darbeleridir. RF etiket darbesi ile birlikte uygulanan etiket-leme gradyanları, kimi fizyolojik olayların uzamsal olarak belirlenmesini sağlar. Resim 38’de ızgara tipi etiketleme ile kardiyak hareketlerinin incelenmesini sağlayan görüntüler yer almaktadır.

RF etiketleme darbeleri hareket halindeki dokulara ait spinlere uygulanarak o spinlerin hareket ederken oluştur-duğu sinyal değişimlerinden yararlanıp kan akış dinamik-

leri veya perfüzyon gibi fizyolojik olaylar hakkında yorum yapılmasına olanak sağlar. Bu yöntemin genel adı arteriyel spin etiketlemedir.

Ultra Hızlı Görüntüleme

MRG araştırmalarının önemli bir kısmı görüntüleme hı-zını artırma yönündedir. Bu yönde pek çok teknik ve yak-laşım bulunmaktadır. Tablo 3’de bu teknikler, geliştirilen çözüm stratejileri, yöntem, sonuç ve klinik uygulama kı-sımları altında sınıflandırılarak özetlenmiştir.

Paralel MRG

Görüntüleme hızı, klinik MRG’nin en önemli problem-lerinden bir tanesidir. Diğer hızlı görüntüleme yöntem-lerinin aksine paralel MRG tekniği, gradyan performans limitlerini zorlamadan görüntüleme hızını önemli ölçüde artırır. Paralel MRG’de tek bir alıcı anten yani RF sargı yeri-ne, aynı anda görüntüleme yapan bir alıcı anten dizisi kul-

Resim 36 u Akuaduktus stenozlu ve endoskopik 3. ventrikülostomili hastanın; faz-kontrast tekniği ile elde olunmuş, BOS akım MR görüntüleri. Soldaki magnitude görüntüde akım yönü bilinemezken; orta ve sağdaki faz görüntülerde akım, yönüne bağlı olarak siyah veya beyaz renkte kodlanmıştır.

Resim 37 u Kısa zamanlı inversiyon düzelme (STIR) sekansı ile elde olunmuş, yağ baskılı koronal plan T2A beyin görüntüsü.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

lanılır. Dizideki her bir RF sargı, kendi hassasiyetiyle sınırlı olan bölgeden sinyal toplar ve her bir sargı için ayrı ayrı yapılandırılan görüntüler daha sonra sargıların hassasiyet-lerine uygun matematiksel oranlarla birleştirilerek tek bir görüntü oluşturulur.

Paralel MRG’de hızlandırma faktörü ve geometri fak-törü olmak üzere iki temel parametre vardır. Teorik olarak sargı dizisindeki sargı sayısı kadar görüntüleme hızlandı-rılabilir. Eğer bir paralel MRG alıcı dizisinde 16 tane sargı varsa hızlandırma faktörü R=16’ya kadar yükseltilebilir. Fakat görüntülenecek objenin tekdüze değil de ayrıntılı bir yapıya sahip olmasıyla birlikte, artan hızlandırma faktörü-nün sinyal/gürültü oranını da beraberinde artırması, teo-rik limite ulaşılmasını engeller. Uygun hızlandırma faktörü orijinal görüntüyle karşılaştırılarak seçilebilir.

Geometri faktörü (g faktörü) hızlandırma faktörünü sınırlayan gürültü artışını açıklar. Paralel görüntü yapılan-dırması sonucunda görüntüdeki gürültü seviyesinde bir artış görülür. Çünkü her bir sargıda yapılandırılan görüntü parçalarında daha önce de bahsettiğimiz örtüşme problemi vardır. 1≤g≤1,5 kaliteli görüntü yapılandırmak için yeterli bir geometrik faktör olarak açıklanmakla birlikte bu değer yine R faktörüne bağlı olarak belirlenir. Sinyal/gürültü ora-nı ve paralel MRG faktörlerin arasında şöyle bir ilişki var-dır: SNRparalel = SNR 1

g RKlinikte uygulanan en yaygın paralel MRG yapılandır-

ma algoritması SENSE (“Sensitivity encoding” = Hassasiyet kodlama) alıcı RF sargı dizisindeki sargıların hassasiyetle-rine göre gerçekleştirilen bir paralel görüntü yapılandırma tekniğidir (Resim 39). Bir diğer görüntü yapılandırma tek-niği olan GRAPPA ise paralel sargı dizisindeki elemanlar-dan gelen bilgileri frekans uzayında değerlendirerek birleş-tirir.

Difüzyon ve Perfüzyon Görüntüleme

Difüzyon her gün karşılaştığımız fiziksel bir olaydır. Mad-deler sıcaklığa bağlı olarak gelişigüzel bir harekete sahiptir. Bu harekete Brownian hareket denir. İçinde sıcak su olan bir fincana çay koyduğumuzda çay yapraklarının açılıp siyah rengin bütün bir bardağa yayıldığını gözlemleyebi-liriz. Bu yayılma sıvılarda difüzyon ile açıklanır ve sebebi de su moleküllerinin gerçekleştirdiği Brownian harekettir (Resim 40). Gazlar ve katılarda da difüzyondan bahsedilir ancak burada suyun, daha doğrusu sıvı insan dokularının difüzyonuyla ilgilenilmektedir. Difüzyon, hücresel düzey-deki morfolojik ve metabolik değişikliklerin önemli bir öl-çüsüdür. Ayrıca dokuların mikro-yapıları hakkında önemli detaylar sunar.

Difüzyonun gerçekleşmesi için belirli bir zamana ihti-yaç vardır ve bu zaman sıvının sıcaklığı arttıkça kısalır. Her ne kadar difüzyon rastgele hareketler sonucu gerçekleşen bir olay olsa da istatistiksel yöntemlerle parçacıkların orta-lama yer değiştirmeleri hesaplanabilir. Serbest ve izotropik bir ortamda ortalama net yer değiştirme şu formül kulla-narak bulunabilir:

x = 2nDd

Bu formülde n=1,2,3 uzamsal boyut sayısı, Δ difüzyon süresi, D ise difüzyon sabitidir. Difüzyon sabiti, difüzyo-na uğrayan moleküllerin hareket etme kabiliyetlerini yani mobilitelerini gösteren ortamın sıcaklığına bağlı bir sabit-tir. MRG de kullanılan bazı difüzyon sabiti değerleri şöyle-dir: Dsu (20oC) = 0.002 mm2/ms; Dsu (37oC) = 0.003 mm2/ms; Dgri-madde (37oC) = 0.008 mm2/ms. Serbest ortamdaki bu difüzyon sabitleri doku içerisinde değişecektir. Çünkü doku serbest bir ortam değildir ve dokudaki difüzyon ha-reketi hücrelerarası boşluk, damarlar arası geçiş, hücre zarı gibi engellerden dolayı sınırlanır. Bunlar göz önüne alın-

Resim 38 u Izgara tipi etiketleme sayesinde, kardiyak fonksiyonlarının doğru çalışıp çalışmadığı bozulan ızgara çizgilerinden anla-şılabilir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

Tablo 3

RF darbesi ve veri

kaydı arasındaki

zaman

boşluğunu

azaltma

TR kısaltılır;

Sinyal kayıt

frekans bandı

daraltılır; Hızlı

GE sekansları

(bSSFP gibi).

Manyetizasyon

hazırlık

darbeleri da

dahil edilir.

Sinyal/gürültü

oranı azalır; TR

azaldığı için T1

ağırlığı artar;

Sekans optimizas-

yonunda yaygın

olarak kullanılır

Veri Okuma Verimliliğini Artırma

Çö

züm

Yö

nte

mSo

nu

çK

linik

Ku

llanım

Daha Az Veri Toplama

Ardı ardına eko

toplama

Hızlı spin eko

(FSE, TSE) ve

eko planar

görüntüleme

(EPI)

HSE: SAR (Özgül

soğurma

ısısı) artışı, T2

bulanıklığı;

Ekoplanar:

Geometrik

bozulma

Gerçek zamanlı

MRG, fMRG,

difüzyon,

perfüzyon

Kartezyen

olmayan

K uzayı

yörüngeleri

kullanma

TR başına

düşen sinyal

kayıt oranı

artırılır spiral,

konik K uzayı

yörüngeleri;

regridding ve

faz düzeltme

uygulanması

gerekir

Ufak

donanımsal

kusurlara

karşı hassas;

görüntüde

bulanıklaşma

ve örtüşme

Gerçek zamanlı

MRG, fMRG,

difüzyon,

kardiyak

K uzayının

belirli

parçalarını

kullanma

Kısmi eko

kaydı; kısmi

yapılandırma;

k uzayındaki

köşeleri dâhil

etmeme

Sinyal/gürültü

oranı azalır;

faz bilgisinin

kaybı,

çözünürlüğün

azalması

Yarım-Fourier:

Tek darbe

HSE, 3

boyutlu

görüntüleme

İstatistiksel

yapılandırma

Radyal k uzayı

Yörüngeleri

izdüşüm

yapılandırma

ile Compressed

sensing

(sıkıştırmalı

algılama)

kullanarak

seyreltilmiş

tarama ve

dağınık

yapılandırma

Görüntü

yapılandırmanın

uzun sürmesi

Hiperpolarize

MRG,

Anjiyografi, kan

akışı

Paralel

görüntüleme

Çok kanallı alıcı

anten dizileri

kullanılarak

geometriye

bağlı bir

hızlanma elde

edilir. Örneğin;

SENSE, GRAPPA.

Sinyal/gürültü

oranı azalır;

hızlandırma

arttıkça

artefaktlar

oluşur

Bütün

uygulamalara

uyarlanabilir.

Resim 39 u Paralel görüntüleme. İki sargıdan faz kodlama yönünde aynı anda veri toplanarak zamandan kazanç sağlanabilir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

dığında eğer difüzyon süresi çok kısa değilse yukarıdaki eşitlik geçerliliğini yitirir.

Biyolojik dokulardaki difüzyon engellerle sınırlandı-rılmakla birlikte çoğunlukla izotropik de değildir. Yani difüzyon şiddeti yönlere göre değişiklik gösterebilir. Örne-ğin sinir dokularındaki fiberler boyunca difüzyon serbest difüzyon gibi davranırken, fiberlere dik yönlerde oldukça sınırlandırılmıştır. Anizotropi etkisini de dâhil eden di-füzyonun matematiksel modeline difüzyon tensör modeli denir. Bütün bu istatistiksel modelleme ve moleküler dü-zeydeki formülizasyonlara rağmen, MRG ile gerçekleştiri-len difüzyon sabiti ölçümleri 1 mm kadar ayrıntılı olabilir ve bütün saydığımız faktörlerin bir ortalamasını teşkil eder.

Resim 41’de difüzyon ağırlıklı beyin görüntüleri yer al-maktadır. Difüzyonun MRG ile ayırt edilebilmesi için grad-yanlardan yararlanılır (Resim 42). Bu gradyanlar sayesinde eğer spinler difüzyon yoluyla hareket ediyorsa sinyal kaybı görülür. Difüzyonun olmadığı durumda 180 derecelik RF darbesinden önce ve sonra uygulanan gradyanlar herhan-gi bir faz değişimine sebep olmazken, difüzyon görüldüğü zaman bir faz kaybı oluşur ve sonuç olarak sinyal seviyesi azalır. Difüzyon hızını görüntünün parlaklığından anlaya-biliriz. Difüzyon hızı yani difüzyon sabiti ne kadar yüksek-se faz farkından kaynaklanan sinyal düşüşü o kadar fazla olur. Difüzyon sabiti ve sinyal seviyesi arasında üssel bir orantı vardır. Ancak bu yöntem, sadece uygulanan gradyan yönüyle paralel yöndeki difüzyonu gösterir. Dolayısıyla üç boyutlu difüzyon bilgisi için üç ayrı gradyan kullanılarak her bir yönde alınan difüzyon görüntüleri birleştirilir.

Kan akışı dinamiklerinin hastalık teşhisi için önemi büyüktür. Perfüzyon ise kan akışıyla ilgili bir ölçümdür ve 100 gr dokudaki kan akış hızı olarak tanımlanır. Dokuların büyüklüğü farklılık gösterdiği için tek başına kan akış hızı birim hacim veya kütleye göre belirtilmedikçe fayda sağla-maz. Perfüzyon değeri aşağıdaki formüle göre hesaplanır:

P – BFW

BF kan akış hızı ve W doku kütlesidir. Örneğin; be-yindeki ortalama perfüzyon 0,5-0,6 mL/dk.gr’dir. Fakat perfüzyon bölgeden bölgeye oldukça farklılık gösterir. Gri maddenin perfüzyonu 0,8-1,3 mL/dk.gr değerleri arasın-

dayken bu değer beyaz maddede yaklaşık olarak 0,2 mL/dk.gr olarak ölçülür.

Perfüzyonla ilgili bir diğer ölçüm de ortalama geçiş sü-residir (MTT) ve kana enjekte edilen bir maddenin doku-dan ortalama geçiş süresini belirler. MTT aşağıdaki formü-le göre hesaplanır:

MTT = RBVBF

RBV bölgesel kan hacmidir. MRG de kullanılan kont-rast ajanlarının takip edilmesinde bu ölçümlerden yarar-lanılır. Kan dolaşımına ilişkin perfüzyon ölçümlerinde gerçek zamanlı görüntü yapabilen hızlı sekanslardan yarar-lanılır. Genellikle fonksiyonel MRG deki gibi gradyan eko-planar sekansı kullanılır. Kontrast madde, bulunduğu böl-gelerde relaksasyonu ve suseptibiliteyi değiştirir. Genellikle TR 1,5-2 saniye arasında seçilir. Kontrast madde enjekte edildikten sonra, sinyalin zamana bağlı değişimi gösterilir. Genellikle kontrast ajanları T2* değerini kısaltarak sinyalin önemli ölçüde düşmesine sebep olur. Bu sayede farklı do-kular arasındaki perfüzyon miktarları karşılaştırılarak tanı yapılabilir.

Fonksiyonel MRG

MRG ile manyetizmaya sahip değişkenler içeren metabo-lik fonksiyonları gözlemlemek mümkündür. Bunlardan bir tanesi kanın oksijenlenme miktarına bağlı değişimleri

Resim 40 u Brownian hareketin iki boyutlu düzlemde simü-lasyonu.

Resim 41 u Difüzyon ağırlıklı görüntüleme. Aksiyel b1000 gö-rüntüde, sol pariyetal lobda, apseye ikincil kısıtlanmış difüzyon izleniyor (solda). Aynı seviyeden geçen ADC haritasında; apse hipointens izlenirken, lezyon çevresindeki ödem hiperintens gö-rünümde (sağda).

Resim 42 u Difüzyon ağırlıklı görüntülemenin sekans diyagra-mı. Bu diyagramda sadece difüzyon bilgisini ayırt eden gradyan-ların uygulanması gösterilmiştir. Sonrasında görüntü oluştur-mak için eko planar sekansından yararlanılabilir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

gözlemlemek için özellikle nöroradyoloji araştırmalarında sıkça kullanılan BOLD fMRI’dır (“Blood Oxygenation Le-vel Dependent Functional Magnetic Resonance Imaging”= Kan oksijenlenme seviyesine bağlı fonksiyonel MRG). He-moglobin oksijene bağlandığında yani oksihemoglobin halinde diyamanyetik özelliğe sahipken, deoksijenize oldu-ğunda paramanyetik hale gelir. Manyetik özelliklerindeki bu farklılık, bol oksijenli ve az oksijenli kan dokusunda MRG ile ayırt edebilen sinyal farklılıklarına yol açar. Para-manyetik deoksihemoglobin kanın suseptibilitesini değişti-rerek bulunduğu bölgelerde manyetik alan bozunumlarına yol açar. Bu durum MR sinyalinin azalmasına neden olur-ken deoksihemoglobin miktarının azalmasına bağlı olarak oksijenli kanda sinyal seviyesi artar. Artan nöral aktiviteyle birlikte artan enerji ihtiyacı, beyin korteksindeki kılcal da-marların taşıdığı oksijen miktarının artmasıyla karşılanır. Aslında nöral aktivitenin hemen ardından ilgili nöronun etrafındaki kılcal damarlarda anlık bir oksijen azalması gö-rülür. Bunu bölgeye kan akışının arttığı bir zaman aralığı izler ve sonuç olarak nöral aktivitenin başlangıcından kısa bir süre sonra bu bölgedeki kan oksijen seviyesi artar.

Standart fonksiyonel MRG (fMRG) sekansları 2 mm uzamsal çözünürlük ve 1 sn zamansal çözünürlük sağ-layacak GE ölçümü yapan eko-planar hızlı görüntüleme sekanslarıdır. Bu şekilde belirli bir deney esnasında alınan eko-planar görüntülerin her bir piksel için zamana bağ-lı sinyal seviyesi değişimi bulunur. Bu sinyal değişiminin beklenen hemodinamik tepki fonksiyonuna ne kadar ben-zediği istatistiksel olarak hesaplanır ve pikseller az benzer-den çok benzere doğru yeşilden sarı renge kadar bir değer alır. Hemodinamik tepki fonksiyonu bir fMRG deneyinde dinlenme ve görev periyotlarına göre BOLD sinyalinde

beklenen bölgesel değişimleri ifade eder. Genellikle nö-ral aktiviteden birkaç saniye daha gecikmeli başlar. Resim 43’de anatomik beyin görüntüleri üzerinde renklerle ifade edilen istatistiksel analiz sonuçları yer almaktadır.

Genel MRG Problemleri

Bu kısımda MRG araştırmacılarının üzerinde çalıştığı te-mel problemlerden söz edilecektir. Bu problemler için ge-liştirilen çözümler donanımsal ya da yazılımsal olabilir.

Artefaktlar

Gerçekte olmayan bir yapının, görüntüde izlenmesidir. Başlıcaları aşağıda açıklmıştır.

[Hareket Artefaktı]

Sinyal kaydı sırasındaki hareketten veya akımdan kaynak-lanır (Resim 44A). Görüntünün geometrik ve kontrast çö-zümlemesinde kayıp meydana gelebilir. Bu artefakt en sık faz kodlama yönünde görülür. Çok az bir hareket bile faz değişikliğine neden olarak, tüm görüntüde artefakt izlen-mesine neden olabilir. Faz kodlama yönünde objenin soluk bir kopyası çıkar. Bu nedenle “Ghost” (hayalet) artefaktı da denilmektedir. Frekans kodlama yönünde hareketin etki-si daha azdır. Çünkü eko sinyalinin ortaya çıkışı, frekans kodlaması ve örnekleme aynı anda çok hızlı yapılır (birkaç milisaniye sürer).

[Metal Artefaktı]

Metaller; etrafındaki manyetik alanı, duyarlılık farkından ötürü bozarak sinyal kaybına yol açar. Resim 44B’de, kafa arkasındaki metalin yarattığı sinyal kaybı gösterilmiştir.

Resim 43 u Kelime tanımaya yönelik fMRG deneyinin analiz sonuçları. Yeşil-mavi renk arası, negatif korelasyon seviyesini gösterir-ken; sarı-kırmızı renkler, pozitif korelasyon seviyesini gösterir.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

[Kimyasal yer değiştirme]

Yağ dokusu ve su dokusu birbirine yakın olduğu zaman, spinler arasındaki Larmour frekans farkı, görüntüde yer değiştirme olarak ortaya çıkar. Resim 44C ve 21-44D’de; bir bardak yağ ve suyun farklı frekanslardaki RF darbeleri ile uyarımlarında, aralarındaki mesafenin değişimi göste-rilmiştir.

Sinyal/gürültü Oranı (SGO)

MRG’de gürültü kaynağı moleküllerdeki ısıya bağlı tit-reşimlerden kaynaklanan termal gürültüdür. Görüntüde görünen parazitler termal gürültüden kaynaklanır. Bunun dışında özellikle fonksiyonel görüntüleme yöntemlerinde kimi fizyolojik etkiler de gürültüye katkıda bulunabilir. Ör-neğin kan akışındaki bölgesel değişimler ya da beklenme-dik bir metabolik değişiklik gürültü miktarını artırabilir. MRG görüntüsünde gürültü miktarı, herhangi bir sinyal olmayan karanlık bir bölgeden seçilen birkaç yüz pikselin standart sapması olarak hesaplanabilir. SGO ise bir pikse-lin sinyal seviyesinin hesaplanan gürültüye bölünmesinden elde edilir. SGO kullanılarak hesaplanabilecek bir diğer değer de kontrast/gürültü oranı (KGO)’dır. KGO, görün-tüdeki iki bölgenin sinyal seviyelerini karşılaştırmak için kullanılır. Buna göre, A ve B ayrı bölgelerde bulunan doku-lara ait pikseller olmak üzere KGO= SGOA – SGOB olarak hesaplanır.

RF Güvenliği

İki farklı RF güvenlik problemi vardır. Birincisi SAR (öz-gül soğurma hızı), ikincisi ise metalik implant ısınmaları. “Food and Drug Administration” (FDA) düzenlemelerine göre maksimum ısınma uzuvlarda 3oC, gövdede 2oC ve beyinde 1oC olarak belirlenmiştir. Metalik implant ısınma-ları RF uyarım dalgalarının metaller üzerinde oluşturduğu akımdan kaynaklanır. RF uyarım dalgalarının hücrelerde yarattığı etkileşimler hücrelerde enerji depolanmasına ve dolayısıyla artan kinetik enerji sonrasında doku ısınma-larına sebep olur. RF uyarım frekansı ne kadar artarsa bu ısınma da o kadar artar. Lokal ve genel SAR olmak üzere iki kavram vardır. Genel SAR, sekansın RF uyarım sinyali-nin toplam enerjisinin uyarılan toplam bölgenin kütlesine bölünmesiyle elde edilir. Lokal SAR ise B1 dağılım hari-tasına bakarak (B1 haritalama teknikleri için referanslara bakınız) bölgesel enerji depolanmasını hesaplar. Özellikle

yüksek frekanslı RF uyarımında, yani yüksek statik alan-lı MRG cihazlarında, hasta üzerinde lokal yüksek enerjili noktalar oluşabilir ki bu da dokuların tahmin edilenin üze-rinde ısınmasına yol açabilir.

MRG EKİPMANLARI

Bu kısımda MRG cihazlarındaki temel ekipmanlar fonk-siyonları ve genel teknik detaylarıyla anlatılacaktır. Stan-dart bir klinik MRG cihazında statik manyetik alan, üç ayrı yönde gradyan manyetik alanları, RF elektromanyetik alanı, veri kayıt ve görüntü yapılandırması fonksiyonlarını gerçekleştiren elemanlar bulunur (Resim 45).

Ana Mıknatıs

Ana mıknatıs, statik manyetik alanı yani Bo alanını sağ-layan kalıcı mıknatıs veya elektromıknatıstır. Bo alanının yönü aynı zamanda spinlerin devinme eksenidir. Ana mık-natısın şiddeti miliTesla seviyesinden 30 Teslaya kadar çı-kabilir. Klinik uygulamalarda en yaygın statik alan şiddeti 1,5 Tesla, ardından son yıllarda yaygınlaşan 3 Tesladır. Bo kuvveti aynı zamanda spinlerin dönme frekansını da be-lirlediği için RF uyarımının frekansı da buna bağlıdır. Yani statik alan şiddeti arttıkça Larmour frekansı, dolayısıyla RF elektromanyetik alan frekansı da artar. Statik alan şiddeti-nin yanı sıra, Larmour frekansının görüntülenecek objede-ki bütün spinlerde aynı olması için Bo’nun homojenitesi de çok önemlidir.

Kalıcı mıknatıslar 0.3 Tesla’ya kadar statik manyetik alan sağlayabilir. Ancak bu manyetik alan ile genellikle ye-terli sinyal seviyesi elde edilemeyeceğinden elektromıkna-tıslar kullanılır. Bir elektromıknatıs, iletken bir teli solenoid şeklinde sararak ve içinden doğru akım geçirerek oluşturu-labilir. Standart MRG cihazlarında genellikle süperiletken telden sarılmış elektromıknatıslar kullanılır. Süperiletken telin süperiletkenlik özelliğini koruması için bir helyum pompası yardımıyla sistem sürekli soğutularak sıcaklık 4 Kelvin (-269 oC) seviyesinde tutulur. Bu sayede iletkenlere oranla süperiletken kablolar çok daha fazla akım geçirebilir ve dolayısıyla daha yüksek manyetik alanlar elde edebilir. MRG sisteminin en önemli güvenlik konusu ana mıknatı-sın oluşturduğu yüksek statik manyetik alanın ferroman-yetik maddelere uyguladığı çekim kuvvetidir. Bu durum pek çok kazaya yol açabilmektedir. Bu nedenle MRG cihazı uyumlu malzemeler kullanılması çok önemlidir.

Resim 44 u A: Hareket artefaktlı hali. B: Metal artefaktlı hali. C: Yağ ve su arasındaki mesafe kimyasal farktan ötürü, suyun Larmour frekansındaki uyarımda 7,3 mm iken d: yağ frekansındaki uyarımda 11.7mm olarak ölçülmüştür.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK

REZ

ON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLE

ME

FİZİĞİ

Kullanım alanına göre ana mıknatısın şekli ve çapı be-lirlenir. Resim 46’da ana mıknatısları açık ve boru şeklinde olan iki farklı MRG cihazı gösterilmiştir.

Gradyan Sargılar

Uzamsal kodlama için gereken gradyan elektromanyetik sargılar ana mıknatısın iç tarafına, her üç yönde doğrusal manyetik alan oluşturacak şekilde yerleştirilmiştir. X ve y gradyanları karşılıklı ikişer dikdörtgen sargıdan oluşurken z gradyanı ana mıknatısın başına ve sonuna olmak üzere karşılıklı dairesel sargılardan oluşur. Standart bir klinik MRG cihazı için gradyan manyetik alan frekansı kilohertz seviyesindedir ve maksimum büyüklüğü de 40 miliTesla seviyesindedir. Gradyan sargıları için önemli bir parametre ‘slew rate’ denilen, birim zamandaki gradyan alanının artış miktarıdır. Bu parametre gradyanların ne kadar hızlı açılıp kapatılabileceğini belirler. Genellikle üst limit 180 mT/m/ms civarındadır. Yani gradyan şiddetinin sıfır seviyesinden 45 mT/m seviyesine çıkması için en az 250 mikro saniye süre gereklidir. Bu limitin aşılması çevresel sinir sistemi fi-berlerinin istemsiz uyarımına sebep olabilir.

Gradyan sargılarından genellikle çok yüksek akım ge-çer ve özellikle gradyanların hızlı açılıp kapatılarak kulla-nılması ve statik manyetik alan etkisi bu sargılar üzerinde ‘Eddy Current’ denilen akımların oluşmasına yol açar. Bu akımlar da sargılar üzerinde fiziksel bir kuvvet uygular ve gradyan sargıları sürekli hareket etmek ister. Bu yüzden gradyan sargıları sisteme çok sağlam yerleştirilmiştir. Buna rağmen oluşan sarsıntılar MRG’de bazı sekanslar çalışırken oluşan yüksek gürültü ve titreşimlerin kaynağıdır.

RF Sargıları

RF sargıları temel olarak radyo antenleridir. Görüntülene-cek bölgeye göre şekilleri, özellikleri değişebilir. MRG’de

temel olarak iki farklı RF sargı türü kullanılır: Hacim sargı-ları ve yüzey sargıları. Hacim sargılarının özelliği kapladık-ları hacimde daha homojen bir B1 alanı oluşturmalarıdır. Yüzey sargılarının ise sinyal/gürültü oranı sargı yüzeyine yakın bölgelerde daha yüksek olduğu için tercih edilir. Re-sim 47’de fare görüntüleme için kullanılan 2 cm çapında sekiz alıcı-verici sargıdan oluşan bir yüzey RF sargı dizisi ve sağda sekiz kanallı bir alıcı-verici hacim sargı dizisi yer almaktadır. Bunlar dışında aktif ve pasif kateter sargıları da kullanılmaktadır.

RF sargısı, iki fonksiyonu yerine getirir: Birincisi RF uyarımı, ikincisi de MR sinyal kaydıdır. Homojen RF uya-rımı sağlaması için hacim sargılarından yararlanılırken, sinyal kaydı için yüzey sargılarından yararlanılabilir. Bu-nunla birlikte tek bir RF sargısı, hem uyarım hem sinyal alımı için de kullanılabilir. Standart klinik MRG sistemle-rinde ana mıknatısın iç tarafına yerleştirilmiş silindirik bir hacim sargısı bulunur ve bu sargıya ‘body coil’ yani vücut sargısı denir. Genellikle; RF uyarımı için vücut sargısından yararlanılırken sinyal alımı kafa, spinal matriks veya diz sargısı gibi daha yerel sargılar tarafından gerçekleştirilir.

Resim 45 u Standart bir MRG cihazının temel elemanları.

Resim 46 u Açık mıknatıs ve silindirik mıknatıslı MRG cihazları.


KIS

IM 2

0 u

MA

NY

ETİK R

EZON

AN

S G

ÖR

ÜN

TÜLEM

E FİZİĞİ

Alıcı RF sargıların paralel görüntülemede sargı dizileri halinde kullanılmasından söz edilmişti. Aynı şekilde para-lel transmit RF sargı dizileri de vardır. Bu sistemlerin genel adı ‘transmit array’ (verici dizi) sistemleridir. Transmit sar-gı dizileri ile dizi elemanlarının faz ve büyüklüğü ayarlana-rak istenilen B1 alan dağılımına sahip RF uyarımı gerçek-leştirilebilir. Bu konunun MRG araştırmalarında pek çok uygulaması vardır.

Sinyal Kayıt Bölümü

Alıcı sargı ile saptanan, spinlerin relaksasyonu sonucu in-düklen akım; çok düşük gürültü faktörlü bir yükseltici yani preamfi ile yükseltilerek, bir sonraki elemana iletilir. Bir sonraki aşama ‘quadrature detection’ denilen aşamadır ve burada MR sinyali kompleks bir sayıya dönüştürülür, yani hem gerçek hem de sanal bileşeni olan sayılarca ifade edi-lir. Sonrasında aslında RF frekansında bir sinyal olan MR sinyalinden Larmour frekansındaki bileşen ayrılarak geriye sadece eko sinyali kalır. Bu analog sinyal, dijital bir sinyale dönüştürülmek üzere analog/dijital dönüştürücüye (ADC) gönderilir.

Görüntü Yapılandırma Bilgisayarı

ADC’den gelen veriler K uzayını oluşturacak şekilde dü-zenlenir ve uygun izdüşüm yapılandırma veya hızlı Fourier transform algoritmaları uygulanarak görüntü oluşturulur.

Protokol Bilgisayarı

Sekans parametreleri ve görüntü incelenmesinin ara yüzle-rine sahip bu bilgisayarla MRG sekanslarını kontrol edebi-lir ve çıkan sonuçlar (görüntüler) analiz edilebilir.

KaynaklarAbragam A. Principles of Nuclear Magnetism, Oxford University Press,

1961Akca IB, Ferhanoglu O, Yeung CJ, Guney S, Tasci TO, Atalar E. Measu-

ring local RF heating in MRI: Simulating perfusion in a perfusionless phantom, J Magn Reson Imaging 2007; 26:1228--1235.

Algın O, Hakyemez B, Taşkapılıoğlu Ö, Parlak M, Turan F. Imaging of ac-tive multiple sclerosis plaques: eff iciency of contrast-enhanced mag-netization transfer subtraction technique, Diagn Interv Radiol 2010; 16:106–111.

Atalar E, Ménard C. MR-guided interventions for prostate cancer, Magn Reson Imaging Clin N Am 2005; 13:491--504.

Atalar E. Radiofrequency safety for interventional MRI procedures, Acad Radiol 2005; 12:1149--1157.

Bernstein MA, King KF, Zhou XJ, Handbook of MRI Pulse Sequences, El-sevier Academic Press, London, 2004.

Bracewell R. Th e Fourier Transform and Its Applications, 3rd ed. McGraw-Hill, New York 1999.

Carr H, Purcell E. Eff ects of diff usion on free water precession in nuclear magnetic resonance experiments, Phys Rev 1954;94: 630–638.

Enz CP. No time to be brief: A scientifi c biography of Wolfgang Pauli. Ox-ford University Press, Oxford, 2002.

Ernest Rutherford, Baron Rutherford of Nelson. (2012). Encyclopædia Britannica. http://www.britannica.com/EBchecked/topic/514229/Ernest-Rutherford-Baron-Rutherford-of-Nelson.

Eryaman Y, Oner Y, Atalar E. Design of internal MRI coils using ultimate intrinsic SNR, MAGMA 2009; 22:221--228.

Farrar TC, Becker ED. Pulse and Fourier transform NMR: introduction to theory and methods. Academic Press, New York, 1971.

Feynman R, Leighton R, and Sands M. Th e Feynman Lectures on Physics. 3 volumes 1964, 1966

Gatehouse PD, Keegan J, Crowe LA. Applications of phasecontrast ?ow and velocity imaging in cardiovascular MRI, Eur Radiol 2005;15:2172–2184.

Griswold MA. Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions (GRAPPA), Magn Reson Med 2002; 47(6):1202–1210.

Haacke EM, Brown RW, Th ompson MR, Venkatesan R, Magnetic Reso-nance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley & Sons, USA 1999.

Hahn EL. Spin echoes, Phys Rev 1950;80:580–594.Hendee WR, Ritenour ER, Medical Imaging Physics, John Wiley & Sons,

USA 2002.Hennig J, Nauerth A, Friedburg H. RARE imaging: A fast imaging method

for clinical MR, Magn Reson Med 1986; 3:823-33.Larkman N. Parallel magnetic resonance imaging, Phys Med Biol 2007;

52:15-55.Lauterbur PC. Image formation by induced local interactions: Examples

employing nuclear magnetic resonance, Nature 1973; 242: 190-191.Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, LavalJeantet

M. MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diff usion and perfusion in neurologic disorders, Radiology 1986; 161:401–407.

Lustig M, Donoho D, Pauly JM. Sparse MRI: Th e application of compressed sensing for rapid MR imaging. Magn Reson Med 2007; 58:1182-95.

Mistretta CA, Wieben O, Velikina J. Block W, Perry J, Wu Y, Johnson K. Highly constrained backprojection for time-resolved MRI, Magn Re-son Med 2005; 55:30-40.

Morelli JN, Runge VM, Ai F, Attenberger U, Vu L, Schmeets SH, Nitz WR, Kirsch JE. An image-based approach to understanding the physics of MR artifacts, Radiographics 2011; 31: 849-66.

Morris PG, Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine and Biol-ogy, Clarendon Press, Oxford, 1986.

Nishimura DG, Principles of Magnetic Resonance Imaging, 1996Ocali O, Atalar E. Intravascular magnetic resonance imaging using a loop-

less catheter antenna, Magn Reson Med 1997; 37:112--118.Plewes DB, Kucharczyk W, Physics of MRI: A Primer, Journal of Magnetic

Resonance Imaging 2012; 35:1038–1054.Pruessmann KP. SENSE: Sensitivity encoding for fast MRI, Magn Reson

Med 1999; 42(5):952–962. Qiu B, El-Sharkawy AM, Paliwal V, Karmarkar P, Gao F, Atalar E, Yang X.

Simultaneous radiofrequency (RF) heating and magnetic resonance (MR) thermal mapping using an intravascular MR imaging/RF heat-ing system, Magn Reson Med 2005; 54:226--230.

Qiu B, Karmarkar P, Brushett C, Gao F, Kon R, Kar S, Atalar E, Yang X, De-velopment of a 0.014-inch magnetic resonance imaging guidewire, Magn Reson Med 2005; 53:986--990.

Roemer PB, Th e NMR phased array, Magn Reson Med 1990;16(2):192–225.

Sodickson DK, Manning WJ. Simultaneous acquisition of spatial harmon-ics (SMASH): Fast imaging with radiofrequency coil arrays, Magn Reson Med 1997; 38(4):591– 603.

Stehling MK, Turner R, Mansfi eld P. Echo-planar imaging: magnetic reso-nance imaging in a fraction of a second, Science 1991; 4:43-50.

Tsao. Ultrafast imaging: principles, pitfalls, solutions, and applications, J Magn Reson Imaging 2010; 32(2):252-66.

Twieg DB. Th e k-trajectory formulation of the NMR imaging process with applications in analysis and synthesis of imaging methods, Med Phys 1983;10:610–621.

Resim 47 u Açık mıknatıs ve silindirik mıknatıslı MRG cihazları.

Documents

Kısım 21 MRG Fizik - UMRAM - NEWSergin/mycv/mypubs/Algin2015.pdf · 2018-09-17 · Kısım 21 u Manyetik Rezonans Görüntüleme Fiziği 3 KISIM 20 u MANYET İ K REZONANS GÖRÜNTÜLEME