2015-06-04

1

NMR

NMR (albo MRI) jest nowoczesną

metodą diagnostyki obrazowej,

dającą podobnie jak CT obraz

przekrojów narządów

wewnętrznych.

Ten „obraz magnetyczny”

dostarcza bardzo dużo dokładnych

informacji dotyczących

rozmieszczenia, wielkości i składu

badanych tkanek ciała.

REZONANS MAGNETYCZNY

MAGNES

Nagroda Nobla 2003 w dziedzinie fizjologii i medycyny

za odkrycie MRI:

PAUL C. LAUTERBUR i SIR PETER MANSFIELD

System wysokopolowy OMR Siemens

Magnetom Sonata Maestro Class

System nisko-polowy OMR

Siemens Magnetom C Obrazy z tomografu MRI

2015-06-04

2

Zasadniczą zaletą NMR (MRI)

jest dobre różnicowanie

w tej metodzie obrazowania

tkanek zdrowych i tkanek

zmienionych nowotworowo.

Na następnym slajdzie

pokazane są obrazy NMR

mózgu osoby zdrowej

i osoby z guzem mózgu.

Teoretyczne podstawy

magnetycznego rezonansu

jądrowego znane od roku 1945

po raz pierwszy zostały

wykorzystane do obrazowania

organizmów żywych przez

Paula Lauterbura w 1973 roku.

MRI nie wykorzystuje promieni

rentgenowskich, lecz oparta jest na

właściwościach magnetycznych atomów,

z których składa się ludzkie ciało.

W silnym polu magnetycznym wytwarzanym przez skaner MRI,

pobudzone impulsem magnetycznym jądra atomów tworzących tkanki wysyłają sygnały elektromagnetyczne.

Takie sygnały odbierają detektory umieszczony wokół pacjenta. Intensywność sygnałów jest różna, w zależności od

typu tkanki.

Komputer przyporządkowuje sygnały odpowiednim punktom w badanych rejonach ciała i przetwarza je na obraz

widoczny na ekranie.

Uproszczony schemat aparatury NMR Zobrazowanie magnetycznego rezonansu jądrowego (ang.

MRI – Magnetic Resonance Imaging)

W technice tej wykorzystuje się trzy pola magnetyczne:

pole służące do ukierunkowania momentów magnetycznych protonów,

które jest polem stałym o natężeniu 0.2 – 2.5 Tesli.

pola gradientowe, które mają za zadanie wybranie jednej z trzech warstw

będącej przedmiotem rekonstrukcji i wyznaczenie współrzędnych obrazu

tej warstwy.

W MRI wykorzystano promieniowanie

pochodzące z atomów wodoru (63%).

Różne tkanki mogą być

identyfikowane dzięki różnym czasom

relaksacji.

2015-06-04

3

Ogólny schemat tomografu NMR

(przekrój boczny).

1 – główny magnes, 2 – cewki korekcyjne, 3 – cewki gradientowe,

4 – cewki odbiorcze, 5 – badany pacjent

Jakie substancje widzi MRI?

Tkanki bogate w tłuszcze i kwasy tłuszczowe

Tkanki bogate w wodę

Tkanki bogate w ATP

(jądra fosforu P)

Jak działa Magnetyczny Rezonans?

Magnetyczny Rezonans Jądrowy działa na jądra atomowe

Szczególne na jądra wodoru (H)

Jak działa Magnetyczny Rezonans?

Gdy brak pola

magnetycznego

momenty magnetyczne jąder

(strzałki) są rozłożone

przypadkowo

Wirujące protony

zachowują się jak małe

magnesy

Jak działa Magnetyczny Rezonans?

Silne pole magnetyczne

wytworzone przez magnes

Rezonansu Magetycznego

porządkuje momenty

magnetyczne jąder

(ustawiają się zgodnie lub

przeciwlegle do linii pola)

Wirujące protony

zachowują się jak małe

magnesy

W zewnętrznym polu

magnetycznym

porządkują się

Schemat wzajemnej orientacji stałego pola magnetycznego

B0 i pola w.cz. B1 wytwarzanego przez cewkę pobudzającą

2015-06-04

4

Jak działa Magnetyczny Rezonans?

Fala radiowa daje protonom

energię, żeby ustawiły się

wbrew działającemu na nie

polu magnetycznemu.

Wirujące protony

zachowują się jak małe

magnesy

W zewnętrznym polu

magnetycznym

porządkują się

W zewnętrznym polu

magnetycznym

porządkują się

Jak działa Magnetyczny Rezonans? Kiedy fala przestaje działać,

protony wracają z powrotem do

„wygodniejszej” dla siebie

„pozycji”. W czasie tego

powrotu protony emitują falę

radiową, czyli „świecą”

promieniowaniem radiowym.

Detektor w MR wykrywa to

promieniowanie i tworzy obraz.

Wirujące protony

zachowują się jak małe

magnesy

W zewnętrznym polu

magnetycznym

porządkują się

Jak działa Magnetyczny Rezonans? Wirujące protony

zachowują się jak małe

magnesy

W zewnętrznym polu

magnetycznym

porządkują się

Kiedy fala przestaje działać,

protony wracają z powrotem do

„wygodniejszej” dla siebie

„pozycji”. W czasie tego

powrotu protony emitują falę

radiową, czyli „świecą”

promieniowaniem radiowym.

Detektor w MR wykrywa to

promieniowanie i tworzy obraz.

Uproszczony schemat konstrukcyjny

skanera NMR

Widok elementów składowych

tomografu NMR Porządkowanie spinów protonów przez

zewnętrzne pole magnetyczne

2015-06-04

5

Widok skanera NMR Parametry sterowania skanera NMR

lp. akronim nazwa angielska nazwa polska objaśnienie

1. FA Flip angle Kąt odchylenia

namagnesowania

Kąt odchylenia zbiorczego

wektora magnetyzacji M od

kierunku pola magnetycznego

wywołanego przez impuls RF

2. FOV Field of View Pole obrazowania Dwuwymiarowa przestrzeń

kodowania obrazu

3. NEX Number of

excitations Liczba wzbudzeń

Ilość linii przestrzeni k

rejestrowanych podczas skanu

4. TE Echo time Czas echa

Czas od momentu wzbudzenia

impulsem RF do uzyskania

sygnału echa

5. TR Time to repeat Czas repetycji

(powtórzeń)

Czas elementarnej sekwencji,

pomiędzy dwoma

powtarzanymi impulsami echa

spinowego

Przykładowe parametry badania

NMR mózgu

Badanie lokalizacyjne wykonano w projekcji strzałkowej przy

następujących parametrach:

TR 150,0 ms, TE 2,2 ms, FA 70, FOV 24x24 cm, NEX 2

Badanie strukturalne wykonano w projekcji poprzecznej przy

parametrach: TR 2000,0 ms, TE 100,0 ms, aby otrzymać

obrazy T2-zależne

Ustalono 18 warstw skanowania o grubości (ang. slice

thickness) 7,0 mm i rozstawie (ang. slice spacing) 0,0 mm

MRI świetnie nadaje się do badania

mózgu

MRI świetnie nadaje się do badania

mózgu

Guz nowotworowy

MRI jest nieszkodliwy

2015-06-04

6

Można „filmować” pracę organów

Serce szczura

Można „podglądać” myśli

Pomarańczowe regiony – aktywne partie mózgu

Kilka słów o historii powstania

i rozwoju NMR

Jeden z twórców NMR - Raymond Damadian

Jego prace miały ogromne znaczenie dla rozwoju rozważanej techniki,

ale nie zostały uhonorowane Nagrodą Nobla

Laureaci

Nagrody

Nobla,

przyznanej

za prace

związane

z NMR

Byłem jednym z pionierów wdrażania NMR w Krakowie

… …

Przypomnijmy: Nagroda Nobla za odkrycie MRI przyznana została 2003

2015-06-04

7

Ruchy w jądrze atomowym

a – spin elektronu wokół własnej osi,

b – ruch elektronu wokół jądra atomowego,

c – spin jądra indukujący moment magnetyczny atomu

Jądrami posiadającymi spin są

głównie protony (jądra wodoru)

oraz jądra fosforu, wchodzącego

w skład ATP

Wiadomo, że jądra atomowe posiadają spin oraz

moment magnetyczny, związane zależnością:

W uproszczeniu rezonans jądrowy można potraktować jako kwantową absorpcję

promieniowania.

Spin może przejść do wyższego stanu, pobierając kwant energii z pola

magnetycznego, np. wytworzonego przez cewkę okalającą próbkę.

Można pokazać, że energia swobodnego spinu jądrowego umieszczonego

w polu magnetycznym o indukcji B może przyjąć jeden z 2I+1 dyskretnych,

równoodległych poziomów. Odległość między sąsiednimi poziomami wynosi:

Ruch spinowy protonu jądra atomu wodoru,

indukujący pole magnetyczne (na rysunku

zaznaczone w postaci linii sił) opisywany

wektorem momentu magnetycznego m

Momenty magnetyczne m jąder atomów wodoru, wchodzących

w skład tkanek ludzkiego ciała zorientowane są w sposób

losowy.

Po przyłożeniu zewnętrznego pola magnetycznego B0 wektory

m porządkują się równolegle i antyrównolegle w stosunku do

przyłożonego pola (mają zwroty zgodne albo przeciwne niż B0).

W zależności od siły przyłożonego pola i temperatury badanej

tkanki różne są proporcje pomiędzy ilością pierwszych i drugich.

W stanie równowagi cieplnej istnieje jednak przewaga jąder

o momentach magnetycznych zorientowanych równolegle do

przyłożonego pola.

Dają one łącznie wypadkowy wektor magnetyzacji M.

Składowa poprzeczna wektora M jest wynosi zero, ponieważ

losowo skierowane poprzeczne składowe momentów

magnetycznych znoszą się.

Zasada powstawania sygnału NMR

2015-06-04

8

Precesja Larmora

Obecność zewnętrznego pola magnetycznego B0 powoduje, że obok uporządkowania

momentów magnetycznych (a co za tym idzie pojawienia się niezerowej magnetyzacji

M), pojawia się zjawisko precesji polegające na ruchu wektora m po tworzącej stożka

zorientowanego wzdłuż pola B0

Częstotliwość ruchu precesyjnego opisana jest równaniem Larmora:

00 B

gdzie B0, to wartość zewnętrznego pola magnetycznego, w którym znajduje się

tkanka, natomiast stała to tzw. współczynnik żyromagnetyczny, zależny od rodzaju

jądra atomowego.

Częstotliwość 0 nosi nazwę częstości Larmora.

Pola magnetyczne stosowane we współczesnych tomografach magnetyczno-

rezonansowych mają wartości rzędu 0,04 T – 2,5 T.

Współczynnik żyromagnetyczny dla atomu wodoru wynosi 42,58 MHz/T.

Dla pola 2 T precesja wektora M odbywa się zatem z częstością ok. 85 MHz, co

odpowiada częstości fal radiowych.

Częstości Larmora niektórych

pierwiastków w polu B0 = 1 T

Izotop Częstość Larmora (MHz)

Wodór 1H 42,58

Deuter 2H 6,54

Węgiel 13

C 10,71

Azot 14

N 3,08

Azot 15

N 4,32

Fluor 19

F 40,08

Sód 23

Na 11,27

Fosfor 31

P 17,25

Magnetyczny rezonans jądrowy

Jeśli tkankę będącą w zewnętrznym polu B0, a zatem charakteryzowaną pewną określoną magnetyzacją M,

podda się działaniu impulsu elektromagnetycznego o częstotliwości równej częstości Larmora i o kierunku

prostopadłym do kierunku M i B0, wówczas dochodzi do rezonansu.

Polega on na pochłonięciu energii przez jądra atomowe, których momenty magnetyczne dają wkład do

magnetyzacji M.

W wyniku tego zjawiska wektor M ulega przejściu do płaszczyzny prostopadłej do B0 (płaszczyzna

poprzeczna), wykonując na niej ruch obrotowy z częstością Larmora

Wektor magnetyzacji przed (a), tuż po

wzbudzeniu (b) oraz podczas relaksacji (c).

Na rysunkach (b) i (c) zaznaczono ścieżki precesji wektorów M oraz M

(ściśle rzecz biorąc, wektor M zbiega po spirali do zera, natomiast ruch M jest

wypadkową ruchu M i odtwarzania się składowej Mz)

2015-06-04

9

Aby lepiej zrozumieć mechanizmy zachodzące

w tkance poddanej zjawisku rezonansu magnetycznego

wygodnie jest wprowadzić następującą notację

Wektor magnetyzacji można rozłożyć na sumę dwóch składowych:

M = M + Mz,

gdzie M jest składową poprzeczną magnetyzacji, leżącą w płaszczyźnie

poprzecznej do kierunku pola B0, natomiast Mz składową podłużną, równoległą, do

kierunku B0.

W chwili początkowej (przed wzbudzeniem) brak jest składowej poprzecznej, czyli

M=0, co wynika z faktu, że składowe poprzeczne momentów magnetycznych

poszczególnych jąder są skierowane losowo i w związku z tym znoszą się.

Z kolei, w momencie zaraz po wzbudzeniu, Mz=0 i wektor magnetyzacji leży na

płaszczyźnie poprzecznej.

Istotne zjawisko zachodzi na poziomie

pojedynczych jąder atomowych.

Otóż wszystkie momenty magnetyczne m pojedynczych jąder, które składają się na

magnetyzację M, wirują po wzbudzeniu, w płaszczyźnie poprzecznej,

z jednakowymi częstościami (Larmora) i w zgodnych fazach

Cewka zbierająca

sygnał do analizy

Zasada zbierania sygnału NMR

Jeśli w rejonie takiej „wzbudzonej” tkanki umieści się

odpowiednio nakierowaną cewkę, wówczas zgodnie

z zasadą indukcji magneto-elektrycznej Faradaya

pojawi się w niej prąd zmienny o częstości 0.

Nosi on nazwę sygnału swobodnej precesji

(ang.: FID – free induction decay).

Wielkość tego prądu zależy od wartości magnetyzacji

M, a dokładniej od wartości jej składowej poprzecznej

M, która w początkowej chwili spełnia równanie

M = M.

Relaksacja

Po wyłączeniu impulsu odpowiedzialnego za powstanie rezonansu, następuje zjawisko nazywane

relaksacją.

Relaksacja składa się z dwóch niezależnych od siebie procesów.

1. Odtworzenie składowej podłużnej Mz magnetyzacji.

Wynika ono ze stałej obecności zewnętrznego pola

magnetycznego B0.

2. Wygaśnięcie do zera składowej poprzecznej M.

Zanik M ma dwie przyczyny. Pierwsza to niejednorodność pola magnetycznego B0, druga

związana jest z wzajemnymi oddziaływaniami momentów magnetycznych m sąsiednich jąder.

Podstawowe stałe czasowe Zjawisko powrotu magnetyzacji Mz do wartości

początkowej oraz całkowity zanik wartości M,

odbywają się w różnych skalach czasowych

charakteryzowanych dwiema stałymi T1 i T2,

nazywanymi odpowiednio czasem relaksacji

podłużnej i czasem relaksacji poprzecznej.

Parametr T1 jest zdefiniowany jako czas potrzebny na to, aby

Mz osiągnęło 63% swojej początkowej wartości

(tj. sprzed wzbudzenia),

natomiast T2 jako czas, po którym 63% magnetyzacji poprzecznej

M po wzbudzeniu ulega zanikowi

Zmiana składowych M w procesie relaksacji.

Po lewej: Stała czasowa T1, charakteryzująca odtwarzanie się składowej podłużnej Mz.

Po prawej: Zanik składowej poprzecznej M określony stałą czasową T2

2015-06-04

10

W wyniku relaksacji i zaniku M następuje

spadek napięcia w cewce, w której precesja

magnetyzacji M indukuje prąd

Czasy T1 i T2 przyjmują dla tkanek

ludzkich wartości

między 0,08 s a 2,5 s

i są zależne od rodzaju tkanki.

Skrajne przypadki stanowią tłuszcz,

o krótkich czasach relaksacji

i woda, dla której T1 i T2 są duże.

Na przykład T2 wody wynosi 0,2 s,

zaś T2 dla tłuszczu 0,08 s.

Zestawienie czasów relaksacji T1 i T2

dla różnych tkanek i narządów w polu 0.15 T

0 500 1000 1500 2000 2500 3000

Woda

Płyn mózgowo-rdzeniowy

Krew

Mięśnie

Nerki (rdzeń)

Nerki (kora)

Śledziona

Mózg - istota szara

Mózg - istota biała

Wątroba

Ma

teri

ał

bio

log

iczn

y

Czas relaksacji [ms]

T1

T2

W diagnostyce magnetyczno rezonansowej nie stosuje się

pojedynczych impulsów wzbudzających, ale ich sekwencje

Istotną rolę odgrywają tu kolejne dwa parametry czasowe, a mianowicie czas repetycji TR oraz

czas odczekania TE, oba mierzone w milisekundach.

TR jest odstępem między dwoma kolejnymi impulsami, natomiast TE czasem pomiędzy zadaniem

impulsu, a momentem pojawienia się maksymalnego sygnału (prądu) w cewce

Wielkości TR i TE są parametrami

aparaturowymi i jako takie mogą

być zmieniane przez osobę

obsługującą tomograf

magnetyczno-rezonansowy.

Odpowiednie ich ustawienie

gwarantuje nadanie żądanego

kontrastu obrazom uzyskiwanym

w badaniu.

Zasady kontrastowania tkanek

Istnieją trzy sposoby kontrastowania tkanek

w obrazach magnetyczno-rezonansowych.

W dwu pierwszych wykorzystuje się różnice

w czasach relaksacji, T1 bądź T2, pomiędzy

różnymi substancjami, z których zbudowane jest

ciało ludzkie.

W trzeciej różnice w gęstościach protonów

w tychże substancjach.

2015-06-04

11

Dla tzw. obrazów z przewagą T1

(ang.: T1 weighted images,

nazywanych także obrazowaniem

lub kontrastowaniem T1)

istotna jest różnica szybkości,

z jaką w danej tkance odtwarza się

składowa podłużna magnetyzacji Mz.

Czas T1 tłuszczu jest mniejszy od czasu T1 wody.

Po upływie czasu TR wartość składowej podłużnej wektora magnetyzacji dla

tłuszczu będzie większa niż dla wody

Zatem, kiedy po następnym impulsie, oba wektory magnetyzacji zostaną ponownie

„położone” na płaszczyźnie poprzecznej, długość magnetyzacji M dla tłuszczu będzie

większa.

Datego impuls w cewce będzie silniejszy, co da w następstwie jaśniejszy obraz tej

tkanki.

Parametrem umożliwiającym manipulowanie kontrastem jest tu czas repetycji TR,

od którego zależy, na ile składowe Mz, odtworzą się.

Aby osiągnąć zadowalające zobrazowanie stosuje się krótkie TR i TE.

Przy generowaniu tzw. obrazów

z przewagą T2 (ang.: T2 weighted

images, obrazowanie T2,

kontrastowanie T2)

wykorzystywana jest różnica

szybkości z jaką zanika składowa

poprzeczna magnetyzacji

w różnych typach tkanek.

Podobnie jak w poprzednim przypadku, czas

relaksacji poprzecznej T2 dla tłuszczu jest

mniejszy niż dla wody.

Jeśli zatem po zadaniu impulsu

wzbudzającego odczekamy odpowiednio

długi czas TE, wówczas otrzymamy

względnie silny sygnał z obszarów

występowania wody i słaby sygnał (lub jego

brak) z tkanek tłuszczowych.

Dlatego też, w obrazowaniu T2, odwrotnie

niż w T1, tkanki tłuszczowe są koloru

ciemnego, natomiast woda jasnego.

Parametrem wpływającym na jakość

kontrastu jest czas odczekania TE.

Łatwo zauważyć, iż wzięcie zbyt małej wartości TE

spowoduje, że nawet składowa poprzeczna

o krótkim czasie relaksacji T2 (tzn. zanikająca

szybko) nie zdąży wygasnąć na tyle, aby różnica

sygnału generowanego przez nią i sygnałów

generowanych przez składowe poprzeczne innych

tkanek były dostatecznie wyraźne.

Dla obrazów z przewagą T2 dobry kontrast

uzyskuje się przy długich czasach TR i TE.

Trzeci typ kontrastowania to tzw.

obrazowanie z przewagą

gęstości PD

(ang.: proton density weighting).

Bazuje ono na różnicach gęstości protonów (jąder atomów wodoru)

w różnych tkankach i „pomija” różnice między czasami relaksacji dla

poszczególnych typów tkanek.

Aby osiągnąć ostatni warunek ustawia się długi czas repetycji TR i krótki

czas odczekania TE.

Długi TR pozwala odtworzyć się składowym podłużnym magnetyzacji Mz

zarówno w tłuszczu jak i w obszarze z przeważającym udziałem wody

(biorąc te dwa skrajne przykłady), przed zadaniem kolejnego impulsu

wzbudzającego.

To zaś niweluje opisywany wcześniej efekt, wykorzystywany przy

obrazowaniu T1.

2015-06-04

12

Ustalenie krótkiego TE, po którym następuje

odczyt sygnału, gwarantuje, że zanik

składowych poprzecznych magnetyzacji M

w różnych tkankach będzie praktycznie taki

sam. Jeśli tak, to jedynym czynnikiem

decydującym o sile sygnału (długości M)

jest proporcjonalna do gęstości ilość

protonów, których momenty magnetyczne m

dają wkład do M.

Im w danej tkance więcej protonów, tym jej

magnetyzacja M jest większa, sygnał

silniejszy, a jej obraz jaśniejszy.

Typowe czasy repetycji TR i odczekania TE

opisane powyżej jako „krótkie” lub „długie”

przyjmują wartości podane w Tabeli

Długi Krótki

TR 2 s 0,25 s – 0,7 s

TE 0,06 s 0,01 s – 0,025 s

Zmiany intensywności sygnału dla tłuszczu i wody w funkcji

czasu repetycji (TR), dla obrazowania T1 (po lewej) i w

funkcji czasu odczekania, dla obrazowania T2 (po prawej).

Dla lewego wykresu zaznaczono literami A i B czasy repetycji dające odpowiednio

dobre kontrastowanie (różnica sygnałów) i jego brak.

Na prawym wykresie odwrotnie: A jest czasem odczekania, dla którego otrzymuje

się słaby kontrast, zaś dla B dobry

Wyniki obrazowania T1 i T2

Powyższe rozważania można

uzupełnić o matematyczny opis

amplitudy sygnału S docierającego

z badanej tkanki do cewki odbiorczej. Jej wartość jest funkcją stałych tkankowych T1, T2, i parametrów aparaturowych

TR, TE

21 )1( TTETTR eeS

Gdy operator tomografu ustala wartość TR>>T1, wówczas S przestaje zależeć od T1, co

wynika z faktu iż 01

TTRe

Podobnie, gdy TE<<T2, wtedy 12 TTE

ea sygnał S praktycznie nie zależy od T2.

Ustawienie TR i TE tak, aby oba warunki zachodziły jednocześnie pozwala na

uzyskanie obrazu zależnego tylko od koncentracji protonów.

W ten sposób, dobierając właściwe

czasy repetycji i odczekania można

zmieniać rodzaj stosowanego

kontrastowania.

2015-06-04

13

Przykładowe obrazy kolana zarejestrowane dla sekwencji

protonowej (PD), ważone T1, ważone T2 Ten sam obraz mózgu

w kontrastach (od lewej) T1, T2 i PD

Inny przykład zobrazowań T1, T2 oraz PD Jasność wybranych tkanek

organizmu ludzkiego na obrazach

NMR w kontrastowaniu T1 i T2

Tkanka Kontrastowanie z przewagą

T1

Kontrastowanie z przewagą

T2

Mózg

Substancja biała Jasny Umiarkowanie ciemny

Substancja szara Umiarkowanie ciemny Umiarkowanie jasny

Płyn mózgowo-rdzeniowy Bardzo ciemny Bardzo jasny

Stwardnienie rozsiane Pośredni do ciemnego Jasny

Łagodny zawał Ciemny Jasny

Guz Ciemny Jasny

Oponiak Pośredni Pośredni

Ropień Ciemny Jasny

Obrzęk Ciemny Jasny

Zwapnienie Zmienny: słabo widoczny,

ciemny albo jasny

Zmienny: słabo widoczny

albo ciemny

Jasność wybranych tkanek

organizmu ludzkiego na obrazach

NMR w kontrastowaniu T1 i T2 – cd.

Dysk międzykręgowy

Prawidłowy Pośredni Jasny

Zdegenerowany Pośredni do ciemnego Ciemny

Szpik kostny

Żółty Bardzo jasny Umiarkowany do ciemnego

Czerwony Pośredni Umiarkowanie ciemny

Chrząstka

Włóknista Bardzo ciemny Bardzo ciemny

Szklista Pośredni Pośredni

Jasność wybranych tkanek

organizmu ludzkiego na obrazach

NMR w kontrastowaniu T1 i T2 – cd.

Wątroba

Miąższ prawidłowy Umiarkowanie jasny Ciemny

Ogniska choroby Ciemny Umiarkowanie jasny

Naczyniak Ciemny Bardzo jasny

Mięsień Ciemny Ciemny

Płuco Bardzo ciemny Bardzo ciemny

Trzustka Umiarkowanie jasny Ciemny

Śledziona Ciemny Umiarkowanie jasny

Kość korowa Bardzo ciemny Bardzo ciemny

2015-06-04

14

W technice NMR szczególnie dobrze daje się odwzorowywać elementy systemu nerwowego

MRI jest jedną z najlepszych

technik obrazowania kręgosłupa

Narządy jamy brzusznej

obrazowane za pomocą MRI

Wizualizacja MRI wnętrza klatki piersiowej

Wizualizacja MRI kości nadgarstka Staw kolanowy przedstawiony w wizualizacji MRI

2015-06-04

15

Obrazowanie MRI pozwala obecnie przedstawiać narządy

całego ciała

Przykłady

diagnostycznych

obrazów NMR

Pewien problem wiąże się

z faktem, że badanie trwa dość

długo (pół godziny lub więcej)

i pacjent w tym czasie może się

poruszać, a to powoduje, że

uzyskiwane obrazy są nieostre.

Do usuwania skutków „kręcenie się”

pacjenta stosuje się program „Propeller”

Lepsze obrazy uzyskuje się przy

większych natężeniach pola (~3T)

Obrazowanie wielkości przepływu krwi

przez poszczególne rejony mózgu

na podstawie obrazu T2 NMR

2015-06-04

16

Obrazy pokazujące perfuzję krwi w mózgu można konstruować

opierając się na różnych metodach kodowania pomierzonych

parametrów za pomocą sztucznie dobranych kolorów Angiografia oparta na MRI

Tętnice mózgowe uwidocznione

w obrazie MRI

Rekonstrukcja danych MRI

w postaci obrazu 3D

Porównanie

MR i CT

pod względem

źródeł błędów

zobrazowania

Teraz trochę szczegółów

technicznych

2015-06-04

17

Identyfikacja płaszczyzny przekroju

W tomografie magnetyczno-rezonansowym, w którym znajduje się badany

pacjent, istnieje w przybliżeniu jednorodne pole magnetyczne B0.

Po podaniu wzbudzającego impulsu o częstości Larmora 00 B

dobranej dla atomu wodoru (czyli dla stałej jądra wodoru 1H), wszystkie jądra tego

pierwiastka ulegną zjawisku rezonansu magnetycznego.

Gdyby jednak przyłożone pole magnetyczne nie było stale

równe B0, ale zmieniało się liniowo wzdłuż osi Z, od

wartości np. B0–B do B0+B, wówczas częstość Larmora

także byłaby liniowo zależna od Z

Wówczas warunek rezonansu byłby spełniony tylko dla pewnej współrzędnej Z = ZR,

w której 0 = B(ZR) równa jest częstości wzbudzającego impulsu.

Inaczej mówiąc wzbudzeniu uległaby tylko warstwa o określonej współrzędnej ZR

Sposób przyłożenia gradientu pola W tomografach NMR istnieją tzw. cewki

gradientowe wywołujące opisany efekt

liniowego spadku pola magnetycznego

wzdłuż osi Z, a wartość gradientu pola jest

parametrem aparaturowym pozwalającym

na sterowanie grubością warstwy, z której

zbierany jest sygnał.

Stosowane w tomografach NMR gradienty

są najczęściej rzędu 1-5 mT/m, co oznacza,

że na 1 m długości komory, w której

spoczywa pacjent zmiana pola B jest rzędu

1-5 mT.

Zasada doboru warstwy do

obrazowania na osi z Sposób identyfikacji przekroju

2015-06-04

18

Identyfikacja punktów na

płaszczyźnie przekroju

Mając daną płaszczyznę przekroju o ustalonym Z, pozostaje jeszcze odpowiedzieć na pytanie: jaki sygnał płynie z punktu o współrzędnych (X,Y) tego przekroju.

Aby to osiągnąć wykorzystuje się opisany już efekt gradientu pola B0, tyle, że nie w kierunku osi Z

(teraz Z jest już ustalone i nie zmienia się), ale najpierw w kierunku Y, a potem, w kierunku X.

Zbieranie danych potrzebnych do odtworzenia

obrazu w płaszczyźnie XY, polega na

wielokrotnym powtórzeniu trójetapowego

eksperymentu „pojedynczego”:

1. Zadanie impulsu wzbudzającego określoną warstwę Z (omówione w poprzednim punkcie)

2. Włączenie na ustalony czas t1 gradientu pola w kierunku Y

3. Po czasie t1, wyłączenie gradientu pola w kierunku Y i włączenie gradientu pola w kierunku X. W tym stanie przeprowadzany jest próbkowany odczyt sygnału po zmieniającym się ze stałym krokiem, czasie t2.

Prosta sekwencja impulsów pozwalającą zarejestrować

obraz wybranej warstwy w płaszczyźnie xy

Po etapie 1 magnetyzacje poszczególnych tkanek precesują w płaszczyźnie XY, w zgodnych fazach i z jednakowymi

częstościami.

W etapie 2 zostaje włączony gradient pola w kierunku Y: będzie ono zmieniać się wzdłuż Y od B0–B do

B0+B. W kierunku X jest ono stałe.

Na mocy równania 0 = B0 w „paskach” znajdujących się

powyżej Y dla których pole zmniejszy się, częstości precesji

zmaleją, natomiast w tych, dla których pole wzrośnie, precesja

„przyspieszy”.

Ta różnica częstości precesji wektorów

magnetyzacji w poszczególnych paskach

spowoduje, że powstaną między nimi

przesunięcia w fazie:

Magnetyzacje w słabszym polu (zatem o

mniejszych prędkościach) pozostaną w tyle, te

zaś, które znajdują się w polu silniejszym

przyspieszą.

W pasku o współrzędnej Y, dla której pole nie

zmieniło się, częstość precesji też nie ulega

zmianie. Ten etap nazywany jest etapem

kodowania fazowego.

Po czasie t1 przechodzimy do etapu 3, w którym następuje

przełączenie gradientu z kierunku Y na kierunek X.

Jego zmiana spowoduje kolejne zróżnicowanie

częstości precesji, tym razem w poszczególnych

„wierszach” (w chwili zakończenia etapu 2,

w każdym wierszu częstość jest jednakowa.

Podobnie jak dla wierszy w etapie kodowania

fazowego, teraz każda kolumna o grubości X

będzie się znajdowała w innym polu B (zmiennym

liniowo wraz z X), a więc i częstości precesji

w każdej z nich będą różne.

Należy zauważyć, iż następujące po etapie 2 przełączenie gradientu z Y na X

w etapie 3, powoduje „nałożenie” się na siebie różnic w częstościach precesji.

W ten sposób „zakodowana” zostaje niejako historia eksperymentu

pojedynczego.

Po ustalonym czasie t2 zmieniającym się od np. 510-7 s do 1,2810-4 s, co 510-7 s (256 pomiarów), dokonujemy pomiaru

sygnału.

Etapy 1-3 powtarzamy ze zmieniającym się czasem t1, przy czym zmiany następują w tych samych granicach i z takim samym

krokiem, jak dla czasu t2 w etapie 3, otrzymując łącznie 256256 pomiarów.

Jak można łatwo zauważyć z każdym elementem (X,Y) płaszczyzny obrazowania skojarzona jest prędkość 1

„odziedziczona” przez wiersz Y w etapie 2 i prędkość 2 kolumny X z etapu 3.

To skojarzenie jest jednoznaczne: mając sygnał dla elementu (1,2) mamy go dla punktu (X,Y).

Ostatnią rzeczą jest więc obliczenie sygnału S(1,2) (czyli de facto S(X,Y)).

Wyliczenie to można zrobić biorąc dwuwymiarową dyskretną transformatę Fouriera sygnału S(t1,t2) mierzonego w dziedzinie

czasu dla różnych t1 i t2 (są one zmieniane w porządku omówionym powyżej).

2015-06-04

19

Zauważmy, że im więcej pomiarów dla t1 i

t2, tym więcej punktów (X,Y), w których

obliczany jest sygnał, a zatem teoretycznie

większa rozdzielczość.

Górnym ograniczeniem jest tu jednak

rozmiar elementu objętości.

Gdy jest on zbyt mały, wtedy za słaby jest

sygnał (generowany przez magnetyzację

tego elementu), który mamy rejestrować.

Dla danego przekroju Z=const. potrafimy obliczyć sygnał S(X,Y),

pochodzący z punktu (X,Y) tkanki, a dokładniej

z określonego elementu objętości XYZ zlokalizowanego w

punkcie (X,Y) i zwanego wokselem.

Rozmiar woksela jest zdeterminowany ilością próbkowań

w etapie 3 i ilością zastosowanych czasów t1 przyłożenia

gradientu w kierunku Y.

Jeśli z wielkością S(X,Y) skojarzymy jasność piksela, wówczas

S(X,Y) po ewentualnej normalizacji możemy interpretować jako

funkcję definiującą bitmapę będącą wizualizacją badanego

przekroju.

Piksel o współrzędnych (X,Y) ma jasność S(X,Y). Rozdzielczość

obrazka uzyskanego dla podanych wyżej, przykładowych

zakresów czasów t1 i t2, wynosi

256256 pikseli.

Proces uzyskiwania bitmapy B obrazującej

badaną tkankę, na podstawie zmierzonego

sygnału S, można schematycznie przedstawić

w postaci ciągu operacji:

gdzie:

–FFT oznacza dyskretna transformatę Fouriera;

–Grad jest procesem mapowania częstości precesji (1, 2) na współrzędne (X,Y), w oparciu o znajomość gradientów zastosowanych w etapach 2 i 3 eksperymentu pojedynczego;

–Norm to normalizacja funkcji S do stosowanej w bitmapie B skali jasności.

),(),(),(),( 2121 YXBYXSSttSNormGradFFT

Schemat blokowy układu do obrazowania

magnetyczno-rezonansowego

W porównaniu z konkurencyjnymi technikami (przede

wszystkim tomografią komputerową CT) obrazy MRI

charakteryzują się bardzo dobrą dyskryminacją tkanek

miękkich (możliwości obrazowania tkanek twardych są

bardzo ograniczone).

Swobodny jest wybór badanej płaszczyzny.

Przy zachowaniu odpowiednich środków ostrożności przebywanie pacjenta w silnym polu magnetycznym nie

wywołuje skutków ubocznych.

Również fale radiowe wykorzystywane w badaniu nie stanowią zagrożenia.

Jednym z nielicznych przeciwwskazań do badania jest posiadanie przez pacjenta wszczepionego rozrusznika

serca.

Problemem mogą być również metalowe obiekty wewnątrz ciała.

W porównaniu z tomografią komputerową gorsza

jest natomiast jakość uzyskiwanych obrazów

(rozdzielczość, stosunek sygnału do szumu,

obecność różnego typu artefaktów).

Jedną z głównych wad jest występowanie dystorsji

geometrycznych związanych z samym

urządzeniem, w szczególności z

niejednorodnością pola

magnetycznego wewnątrz magnesu głównego

2015-06-04

20

Oryginalny wynik badania MRI

ma postać zbioru „plasterków”

Odtwarzane komputerowo przekroje są

najczęściej stosowaną formą prezentacji

zobrazowania MRI

Rekonstrukcja obrazu MRI 3D z fragmentów

przekrojów biegnących w różnych kierunkach

Trójwymiarowe rekonstrukcje graficzne używane

dla prezentacji wyników badania MRI

Podniesienie przydatności diagnostycznej zobrazowań MRI

po podaniu kontrastu Obrazy medyczne głowy tego samego

pacjenta, odpowiednio: CT i NMR

2015-06-04

21

Przykładowy obrazy NMR i ich

interpretacje

Zbiór wybranych przekrojów MRI

głowy kobiety

Pęknięty tętniak Cysta

Krwiak Guz mózgu

2015-06-04

22

Guz o innej lokalizacji Jeszcze jeden guz

Obrazowanie NMR

można polepszać

stosując magnetyczne środki

kontrastujące

MRA - magnetic resonance angiography

Często zachodzi potrzeba uzupełniania informacji

zawartej w obrazie NMR (u góry) przez informacje

zawarte w obrazie CT (u dołu).

Problem polega jednak

wtedy na tym, że

niezależne

skanowanie ciała

pacjenta

w jednym drugim

tomografie daje

kolekcje przekrojów,

które trzeba do siebie

wzajemnie

dopasować.

Jest to ułatwione, jeśli oba tomografy są

mechanicznie połączone

2015-06-04

23

W takim tomografie trzeba dbać

o samopoczucie pacjenta, żeby

nie ulegał klaustrofobii

Przykład fuzji obrazu CT i NMR

Przy dopasowywaniu wykorzystuje się technikę

histogramów dwuwymiarowych

Histogram przed dopasowaniem Histogram po dopasowaniu

Cel, do jakiego zmierzamy, polega na znalezieniu

takich parametrów transformacji, które zapewniają

maksimum funkcji informacji wzajemnej

Wykres zależności informacji wzajemnej od 2 parametrów transformacji (Tx i Ry)

przy pozostałych 4 ustalonych w optimum

Parametry transformacji dla

optymalnego dopasowania zbiorów

Przykłady dopasowanych par

2015-06-04

24

Pary dopasowane w przekrojach strzałkowych Sprawdzenie jakości dopasowania poprzez

nałożenie obrazów w pseudo-kolorach

Sprawdzenie jakości dopasowania poprzez

zastosowanie metody szachownicy Dopasowanie obrazów CT i NMR jest

niekiedy wręcz konieczne, ponieważ na

obrazie NMR widać lepiej zmianę

nowotworową, którą trzeba operować,

natomiast obraz CT (zwłaszcza czaszki

w ramie stereotaktycznej) daje

charakterystyczne punkty odniesienia,

w nawiązaniu do których możliwa jest

precyzyjna nawigacja narzędzia

neurochirurgicznego.

Dopasowywane obrazy

Wynik dopasowania i nałożenia

dopasowanych obrazów

Złożenie kilku

zobrazowań typu

NMR w celu

zaplanowania

operacji

neurochirurgicznej

2015-06-04

25

NMR stosuje się do wszystkich

narządów ciała

(tu elementy szkieletu)

Przykładowy obraz naczyń

krwionośnych, uzyskany metodą MRI

Obraz tomografii NMR

narządów jamy brzusznej

Rekonstrukcja danych MRI

w postaci obrazu 3D

Badanie mózgu metodą fMRI

fMRI (Functional Magnetic Resonance Imaging) jest nową techniką obrazowania

bardziej lub mniej aktywnych obszarów tkanki nerwowej

Efekt badania fMRI

2015-06-04

26

Obrazy fMRI pokazujące w sposób zależny od czasu

(kolejne obrazy dotyczą kolejnych chwil czasu)

zmienność aktywności wybranych struktur mózgu

Technika fMRI wykorzystuje magnetyczny

rezonans jądrowy do wydzielanie aktywnych

obszarów w mózgu

Żartobliwe porównanie MRI z fMRI Obraz fMRI jest mniej dokładny od obrazu MRI

uzyskanego podczas skanowania strukturalnego,

ale pokazuje funkcje

Przykładowe parametry badania

fMRI

Badanie funkcjonalne przeprowadzono w projekcji poprzecznej

wykorzystując sekwencję EPI przy następujących parametrach:

TR 3000,0 ms, TE 60,0 ms, FA 90, FOV 24x24 cm, NEX 1.

Ustalono 50 skanów każdej z warstw i minimalne opóźnienie przy

akwizycji danych.

Uwaga: sekwencja EPI (ang. echo-planar imaging) umożliwia

rejestrację zmiany aktywności mózgu podczas wykonywania

określonego zadania przez pacjenta.

Typowa sekwencja aktywności

i spoczynku w badaniu fMRI

spoczynek

stymulacja

30 60 90 120 150 [s]

2015-06-04

27

Opis przeprowadzonego badania w standardzie

DICOM Określenie progu istotności w badaniu fMRI

Wynik analizy obrazów mózgu badanej pacjentki wykonanych

podczas poruszania palcami lewej kończyny górnej Wynik analizy obrazów mózgu badanej pacjentki wykonanych

podczas poruszania palcami lewej kończyny dolnej

Obraz przedstawiający aktywność neuronalną oraz

guz obrysowany zieloną linią

Przekrój nr 11 mózgu pacjentki z oznaczonym kolorem żółtym

obszarem aktywności ruchowej kończyny górnej lewej oraz

kolorem zielonym – obszarem aktywności kory przedczołowej

2015-06-04

28

Obrazy z zaznaczonym

artefaktem spowodowanym

obecnością metalowego klipsa

Przykładowe wyniki

Obraz mózgu uzyskiwany metodą fMRI

w zadaniu pamięciowym