Slikanje z magnetno resonanco

• Jedra v močnem magnetnem polju • Jedrska precesija • Signal magnetne resonance • Povprečevanje signala

Zgodovina jedrske magnetne resonance

Večdimenzionalna spektroskopija z jedrsko magnetno resonanco

Uporaba jedrske magnetne resonance v biomedicini

1D NMR spektroskopija (CW)

NQR , “Solid state NMR”, NMR v Zemeljskem polju

Pojav računalnikov

Pulzni NMR

R.R. Ernst (1975)

P.C. Lauterbur (1973) P. Mansfield (1973)

Purcell, Torrey, Pound (1946) Bloch, Hansen, Packard (1946)

Nobelovi nagrajenci

R.R. Ernst 1991 kemija

P. Mansfield 2003 medicina

P.C. Lauterbur 2003 medicina

Odkril je večdimenzionalno NMR in utemeljil Fourierove metode slikanja z MRI

Prvi je razvil je hitre metode slikanja z MRI (Echo planarno slikanje)

Prvi je posnel dvodimenzionlano MRI sliko

Magnetno resonančni tomograf

Klinični sistem B0 = 1,5 T, odprtina 60 cm

Raziskovalni sistem za mikro MRI B0 = 7 T, odprtina 3 cm

Spin in magnetni dipolni moment jeder

Posledica vrtenja jeder (spina) je induciran dipolni moment jeder.

Planeti se vrtijo svoje osi. Podobno kot planeti se tudi večina jeder vrti okoli svoje osi (imajo spin).

Jedrska magnetizacija

Jedrska magnetizacija

0 /M B T� 1000000 : 1000001 Malo več jeder ima orientacijo v smeri magnetnega polja, kot v nasprotni smeri.

Jedrska magnetizacija

m ii

pM

V�� i

i�

Jedrska magnetizacija

01 BN EMN kT T

�

�

�� � � �

expN EN kT

�

�

� � � � �E=0

E=1/2γћB0

E=-1/2γћB0

B0

B0 = 0

ΔE= γћB0

N-

N+

Jedrska precesija

Larmorjeva frekvenca 0 0B� ��

Jedra se v magnetnem polju gibljejo podobno kot vrtalka.

Jedrska precesija

0m

m

d MdtM p Bp �

� �

� �

� �

p 0B0Bmmpppmm

0m

mdp p Bdt

�� � 0

B0

pm

dpm

Jedrska absorpcija

Neresonančni pogoj

Resonančni pogoj 0 0B� ��

0 0B� �� Če je jakost magnetnega RF polja enaka B1, bo po času tp jedrska magnetizacija odklonjena od začetne lege za kot

1 pB t� ��

Preprost pulzni eksperiment z jedrsko magnetno resonanco

B0

tuljava

vzorec

�0

�0 �

t

FT

0 0 2exp( )exp( / )S S i t t T�� �

MR signal

0

0

0 0

sin( )cos( )

mi

m

i

i

dUdt

M tU M tU M

�

� �� ��

�

�

�

�Ui

M

�

MR signal je sorazmeren inducirani napetosti v RF tuljavi:

MR signal

0 0

0

00

iU MBBMT

�� �

�

�

�

20

0iBUT

�

MR signal je sorazmeren kvadratu magnetnega polja in je obratno sorazmeren absolutni temperaturi vzorca

V 3T magnetu dobimo približno 4 x več MR signala kot iz enakega vzorca v 1.5T magnetu (v praksi se izkaže le 1.7 kratno povečanje signala) .

Povprečevanje signala Ui

t

Ui

t

Ui

t

+ =

Signal se poveča 2 x !

U0

U0

2U0

Povprečevanje šuma Ui

t

Ui

t

Ui

t

+ =

σ

σ

Signal se poveča √2 x !

√2σ

Razmerje signal/šum

01

USNR�

� 02 1

2 22USNR SNR�

� �

Brez povprečevanja 2 povprečitvi N povprečitev

01N

N USNR N SNRN �

� �

Ui U0

Ui

t

2U0

• Jedrska relaksacija • Spinski odmev • Gradient magnetnega polja • Slikanje z magnetno resonanco

v eni dimenziji

Jedrska relaksacija

Po vzbuditvenem RF pulzu �/2 so vsa jedra usemerjena v smer x osi, kasneje se zaradi:

• Različne hitrosti njihovega vrtenja razidejo v fazi. Njihova povprečna orientacija v ravnini xy se zato zmanjšuje

• Postopno se povečuje orientacija jeder vzdolž osi z (smeri statičnega magnetnega polja).

T1 relaksacija

M0/2

M0

t T1 ln(2)

Mz

x

y

z

x

y

z

x

y

z

x

y

z

T2 relaksacija

M0/2

M0

t T2 ln(2)

Mxy

z

x

y

x

y

x

y

x

y

Relaksacija

M0/2 M0/2

M0 M0

t t T2 ln(2) T1 ln(2)

Mxy Mz

T1 – longitudinalna relaksacija T2 – transverzalna relaksacija

Spinski odmev

Spinski odmev

TE/2 TE/2

����x�� ��y��

odmev

signal

t

t

Gradient magnetnega polja

x

x

B0

B

x

Gx x +

=

Sedlasta tuljava

Maxwellov par

Jedra v gradientu magnetnega polja

Jedra v homogenem magnetnem polju.

Jedra v gradientu magnetnega polja.

0B� �� 0B G x� � �� �

x B

x

B0

65 MHz 65 MHz 65 MHz 65 MHz 66 MHz 64 MHz

Jedra v gradientu magnetnega polja

Gy

ty

y y

t=0 t>ty

t

Slikanje v eni dimenziji

x x B B

�0 � �

0( )x� �� 0( ) xx G x� � �� �

• Slikanje z magnetno resonanco v več dimenzijah

• Fouriereve metode slikanja • Princip k-prostora • Vzbuditev signala znotraj rezine • Metoda slikanja s spinskim

odmevom v 2D

Slikanje v dveh dimenzijah

Metoda slikanja: rekonstrukcija iz projekcij (back projection reconstruction)

Prva MRI slika je bila posneta leta 1973

Lauterbur, P.C. (1973). Nature 242, 190.

Kvadraturna detekcija signala

� � � �

� � � �

* cos( ) cos ( ) cos ( )

cos( )

* sin( ) sin ( ) sin ( )

� � � � �

�

� � � � �

r r r

r r r

t t t

t

t t t

� � � �

� � � � �

12

12

12

12

0 0

0

0 0

odfiltriramo Referenčni signal spektrometra

Singal iz tuljave

My’

Mx’

M

x’

y’

z’

Mx’

My’

Detektiramo lahko x in y komponento magnetizacije v koordinatnem sistemu, ki se vrti s frekvenco �r .

MR slika in k-prostor

Signal (MR slika) v k-prostoru

MR slika

FT

FT-1

����

G

t 0

AQ

kx

ky

0

0

( ) ( ) exp ( ') '

( ') '

( ) ( ) exp( )

t

t

S t r i r G t dt dr

k G t dt

S k r ikr dr

� �

�

�

!� " #

$ %

&

�

' '

'

'

t !!( ') '( ')

t

1( ) ( ) exp( )(2 )Dr S k ikr dk�

�� �'

11

Zajem signala v k-prostoru

kx

ky

RF

AQ

Gx

Gy

S hkratnim vklopom gradienta magnetnega polja in začetkom zajemanja signala, lahko zajememo signal vzdolž poltraka v k-prostoru.

����

Zajem signala v k-prostoru

kx

ky

RF

AQ

Gx

Gy

Negativni gradient pred začetkom zajemanja signala omogoči, da lahko signal zajememo tudi iz negativnega poltraka k-prostora.

����

Zajem signala v k-prostoru

kx

ky

RF

AQ

Gx

Gy

Vklop faznega gradienta lahko prestavi začetek zajemanja signal v poljubno vrstico vzporedno s centralno vrstico ky = 0.

����

Zajem signala v k-prostoru

kx

ky

RF

AQ

Gx

Gy

Z enakomernim povečevanjem faznega gradienta pred vsakim zajemom signala, lahko zajamemo signal iz celotne ravnine k-prostora. Čas med dvema zaporednima zajemoma signala imenujemo TR.

TR

����

Slikanje s spinskim odmevom

kx

ky

RF

AQ

Gx

Gy

Zaporedje za slikanje s spinskim odmevom ima dva pomembna parametra, ki močno vplivata na kontrast slike: TE in TR.

TR

���� ��

TE

exp( / )� �2 2 20t t i t� � exp( ( ) )� �8 0

2 2� � � t

FT

Vzbuditev NMR signala v rezini

�t�

t

1/(2�t)�

��

Z oblikovanim RF pulzom lahko vzbudimo le tista jedra, katerih precesijske frekvence so znotraj njegovega frekvenčnega spektra.

debelina rezine G t� 1�

Slikanje s spinskim odmevom (Spin Echo, SE)

z

y RF

AQ

Gx

Gy

Dodatni parametri slikanja: debelina in orientacija rezine

������

TE

Gz

x

• Kontrast pri slikanju z magnetno resonanco

• T1, T2 in gostotno obtežena slika • Slikanje z inverzijo s povratkom • Slikanje z gradientnim odmevom • Parametri slikanja • Ločljivost MR slike

Kontrast v MR slikah posnetih z zaporedjem s spinskim odmevom

2 1exp( / ) (1 exp( / ))signal TE T TR T�� � � �

TE TR

Gostotna slika 0 (<< T2)

∞ (>> T1)

T1 obtežena slika

0 (<< T2)

T1

T2 obtežena slika

T2 ∞ (>> T1)

Relaksacijski časi tkiv

Tkivo T2 (ms) T1(ms) T1(ms) T1(ms)

Gostota magnet. polja 1,5 T 1 T 0,2 T

siva možganovina 101 921 813 495

bela možganovina 92 787 683 390

možganska tekočina 1500 3000 2500 1200

jetra 43 493 423 229

vranica 62 782 683 400

ledvica 58 652 589 395

mišica 47 868 732 372

Primer slik posnetih z zaporedjem s spinskim odmevom

Gostotna slika • tekočina je temna • siva snov je

svetlejša od bele

T1 obtežena slika • tekočina je temna • siva snov je

temnejša od bele

T2 obtežena slika • tekočina je

svetlejša od sive in bele snovi

Slikanje z več spinskimi odmevi RF

AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

Gz

AQ

��

TE

AQ

��

TE

Slikanje z več spinskimi odmevi

Signal

TE

)/exp( 2TTEAsignal ��

S prilagajanjem parametrov A in T2 intenziteti signala v točki slike ob različnih časih TE lahko izračunamo sliko relaksacijskega časa T2.

Slikanje več rezin hkrati

RF AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

Gz

TR

z

y

x

Znotraj enga časa TR lahko vzbudimo več vzporednih rezin.

RF AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

Gz

RF AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

Gz

RF AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

Gz

Slikanje več rezin hkrati Slikanje z gradientnim odmevom (Gradient Echo, GRE , GRASS, GE, Fast Field Echo, FFE, Field Echo, FAST)

RF

AQ

Gx

Gy • Signal pri slikanju z gradientnim odmevom je močno odvisen od homogenosti magnetnega polja (T2* < T2).

• Če je � < 90° je možno zaporedje hitro ponavljati.

��

TE

Gz

TE

Signal exp(-TE/T2)

exp(-TE/T2*)

SE GRE

Slikanje z gradientnim odmevom

TR = 50 ms ��= 15o TE = 5 ms

TR = 25 ms ��= 15o TE = 5 ms

TR = 100 ms ��= 15o TE = 5 ms

Inverzija magnetizacije

TI

t

Mz

RF ������

- M0

M

Mx’

My’

Mz

M

Mx’

My’

Mz

M Mx’

My’

Mz

TI – čas inverzije

��

1 ln(2)TI T�

Inverzija magnetizacije

TI

t

Mz

RF ������

RF ������

T1 < T1

Slikanje z inverzijo magnetizacije (Inversion Recovery, IR)

RF

AQ

Gx

Gy

������

TE

Gz

��

TI

• Kratek čas inverzije (short tau inversion recovery - STIR) izločanje maščob

• Dolg čas inverzije (fluid-attenuated inversion recovery - FLAIR) izločanje tekočin

Slikanje z inverzijo magnetizacije

Izločena maščoba TI = 150 ms STIR

Izločena možganska tekočina TI = 700 ms FLAIR

Parametri slikanja

z

y

x

Geometrijski parametri: • Vidno polje slikanja (FOV) • Dimenzija matrike slike (M1 x M2),

tipično 256 x 256 • Debelina rezine (SlTh) • Število rezin (N) • Orientacija rezin :

• Transvezalna • Koronalna • Sagitalna

FOV

SlTh

N

M1

M2

Parametri slikanja Parametri zajema signala: • Dolžine RF pulzov (�/2 in �, (), oziroma moč RF oddajnika

za oblikovane pulze • Hitrost zajemanja signala �t (frequency bandwidth)

FOV = 2� / (��G �t)

• Nivo sprejemnika (RG - receiver gain)

• Čas spinskega odmeva TE • Hitrost ponavljanja zaporedja TR

Močan vpliv na kontrast slike

�t

Ločljivost MR slike FOVx

N� �

1t

)�� ��

FOVyN

� �

Bralna smer

Fazn

a sm

er

1N t

)� ��

Δt

FT

Ločljivost MR slike Primer : Δt = 20 μs , N = 256 Δν = 100 Hz

1000 Hz

200 Hz 200 Hz

objekt slika

Točka objekta se je razmazala čez 12 točk slike.

Ločljivost MR slike

objekt slika

Slike vzorcev različnih kemijskih komponent so v bralni smeri zamaknjene in neostre.

Ločljivost MR slike

2FOVG t�

��

�

Ločljivost slike v bralni smeri lahko pri danem FOV povečamo tako, da povečamo bralni gradient G in s tem zmanjšamo Δt. Slikati moramo torej pri večjem “frequency bandwidth” parametru.

Primerjava osnovnih MRI zaporedij Spin-echo

(SE) Gradient-echo (field-echo, FLASH)

Inversion-recovery (STIR, FLAIR)

TR, TE �� TI

• Dobro definiran kontrast, ki je lahko močno odvisen od T1 in T2 časov relaksacije

• Počasnost

• Hitrost • Slabo

definiran signal, ki je močno odvisen od B0 homogenosti

• Možnost izločanja signalov posameznih tkiv glede na njihov čas T1 relaksacije

• Prostorsko slikanje • Magnetno resonančna

angiografija • Kontrastna sredstva pri slikanju z

magnetno resonanco

Prostorsko slikanje (3-D Imaging) RF

Gx

Gy

Gz

TR

RF

AQ

Gx

Gy

(�

Gz

z

y

x

z

y

x

3D imaging

“multi slice”

RF

Gx

Gy

Gz

RF

Gx

Gy

Gz

Prostorsko slikanje (3-D Imaging)

• Vzbudimo signal znotraj debele rezine (10-20cm) • Temu sledita sočasna gradienta za fazno kodiranje Gy in Gz s katerima

kodiramo y in z lego v signal. • Oba fazna gradienta se spreminjata v N stopnjah po DG skozi vse možne

kombinacije obeh faznih gradientov. Celoten signal tako zajamemo v N2

korakih => 3D slikanje traja dolgo časa.

Prostorsko slikanje (3-D Imaging)

MR mikroskopija (izotropna ločljivost 100 μm)

Prostorsko slikanje (3-D Imaging) MRI angiografija (Flow Imaging) Angiografija je slikanje krvnega pretoka v arterija in venah.

V preteklosti je bilo možno angiografsko slikanje le s pomočjo x-žarkov s posebnimi kontrastnimi sredstvi. Na ta način, ni bilo možno razločiti tekoče krvi od mirujoče, magnetno resonančna angiografija (MRA) pa to omogoča. Intenziteta signala MRA slik je namreč proporcionalna hitrosti krvi. V osnovi ločimo tri vrste MRA:

• “time-of-flight” angiografija • “phase contrast” angiografija • “contrast enhanced” angiografija

“time of flight” angiografija

Če ima rezina s katero vzbudimo signal isto lego, kot rezina v kateri izvedemo ��pulz in je žila pravkotna na to rezino, potem bomo videli le signal iz mirujočih delov ni nič signala tekoče krvi.

Če je rezina s katero vzbudimo signal vzporedno premaknjena na rezino v kateri izvedemo ��pulz in je žila pravokotna na to rezino, potem bomo videli le signal tekoče krvi in nič signala iz mirujočih delov.

“phase contrast” angiografija (PCA)

* �a a bpx G dt� ' * �b b bpx G dt� � 'x xa b a b� + �* *

x x va b a b a b� + � � �* * * *

Mirujoči spini

Gibajoči spini

Bipolarni gradientni par lahko dodamo poljubnemu zaporedju za slikanje. Na mirujoče spine nima učinka, na gibajoče pa ga ima. Faza teh v sliki je namreč proporcionalna njihovi hitrosti.

a

b

“phase contrast” angiografija (PCA)

Mirujoči spini

Gibajoči spini

Mirujoči spini

Gibajoči spini

Signal = 0

Signal je sorazmeren hitrosti

“phase contrast” angiografija (PCA) Primer zaporedja za PCA. Signala obeh zaporedij moramo odšteti, da dobimo PCA sliko.

Primer dveh PCA slik žilja glave in možganov.

“contrast enhanced” angiografija

“Contrast enhanced” angiografija temelji na T1 kontrastu med krvjo z vbrizganim kontrastnim sredstvom za MR slikanje in okoliškim tkivom v katerega kontrastno sredstvo še ni utegnilo prodreti. Slike posnamemo s hitrimi metodami prostorskega slikanja.

Kontrastna sredstva

• Kontrastno sredstvo je snov, ki jo vbrizgamo v telo z namenom, da spremenimo MR kontrast med različnimi tkivi.

• Kontrast se spremeni zaradi vpliva kontrastnega sredstva na relaksacijske čase T1 in T2 tkiv.

• Tipično kontrastno sredstvo je kompleks s paramagnetnim kovinskim ionom (na primer gadolinij Gd). Paramagnetni ioni ustvarjajo močna lokalna polja, ki vplivajo na relaksacijske čase tkiv (jih skrajšajo).

• Na žalost so mnogi paramagnetni ioni toksični in zato neuporabni za klinično MR slikanje.

Kontrastna sredstva Kontrastna sredstva

T1 obtežena predkontrastna slika TR/TE = 450/15 ms

T1 obtežena pokontrastna slika TR/TE = 450/15 ms

T2 obtežena slika TR/TE = 3000/90 ms

• Difuzijsko slikanje • Hitre metode slikanja (RARE,

EPI) • Funkcijsko slikanje • “magnetization transfer”

slikanje

Difuzijsko slikanje različni načini gibanja vode

Transcelularno gibanje

Intercelularno gibanje

Extracelularno gibanje

Interkapilarno gibanje

D = 2 *10-9 m2/s Difuzija v vodi

Difuzija in spinski odmev RF

AQ

G

,�

���� ��

��

0 2

2 2 2

( ) exp( / )exp( )

2 ( / 3)

Signal t Signal t T bD

b G� , ,

� � �

� � �

Difuzijsko obteženo slikanje (diffussion wegihted imaging – DWI)

Difuzijsko slikanje je podobno “phase contrast” angiografiji. Razlika je v mnogo večji jakosti bipolarnih gradientov s katerimi lahko zaznamo počasna gibanja povezana z molekularno difuzijo.

V prizadetem delu možganov se po kapi zmanjša količina medcelične tekočine. Več vode je znotraj celic. Ta je omejena v gibanju in zato je difuzija tam počasnejša, signala je več in prizadeti del je na sliki svetel.

Slikanje difuzijske konstante (apparent diffussion coeffieceint (ADC) mapping)

Diffusion Tensor Imaging (DTI) sledenje živčnim vlaknom

Difuzija je v različnih smereh različna. Z merjenjem difuzijskega tenzorja lahko spremljamo smer največje difuzije in s tem sledimo smeri živčnih vlaken.

“Fast Spin-Echo” slikanje (FSE, RARE, turbo spin-echo, TSE)

kx

ky

“Fast spin-echo” zaporedje ima več spinskih odmevov. Z vsakim od njih zajamemo signal različnih delov k-prostora.

“Echo-Planar” slikanje (funkcijski MRI) (EPI)

“Echo-Planar” slikanje je hitra metoda MR slikanja, ki omogoča filmsko hitrost slikanja. Celotna slika je posneta znotraj ene same TR periode. Standardne metode slikanja omogočajo zajem ene same vrstice k-prostora v času TR. Čas slikanja teh metod je zato TR krat število vrstic v sliki.

Funkcijski MRI BOLD – Blood Oxygenation Level Dependent

Hemoglobin Deoxyhemoglobin

Močno paramagneten Šibko diamagneten

• Možganska aktivnost poveča zahteve po kisiku

• Več oksigenirane krvi priteče v aktiven del možganov

• V močneje oksigeniranih področjih je relaksacijski čas daljši in zato so v T2* obteženih slikah ta področja videti svetla

Funkcijski MRI

“Magnetization Transfer” slikanje (MTI, magnetization transfer contrast, MTC)

• Za MT potrebujemo vsaj dve vrsti spinskih sistemov v opazovanem področju, ki lahko med seboj izmenjujeta energijo.

• Eden od obeh sistemov mora imeti tudi precej krajši T2 čas relaksacije od drugega. Na primer voda (dolg čas T2) in proteini (kratek čas T2).

dodatni RF pulz s katerim damo energijo proteinom

“Magnetization Transfer” slikanje

Z RF pulzom lahko energijo vložimo samo v vodno črto, ki ni sklopljena s proteini. Potem bo vsa energija odtekla v mrežo.

Energijo lahko vložimo tudi v proteinsko črto, ki je sklopljena z okoliško vodo. V tem primeru bo energija iz proteinskega rezervoarja počasi prehajala tudi v vodni rezervoar. Dobili bomo drugačen (MT obtežen) kontrast med vodo in proteinom.

voda voda voda voda protein protein

“Magnetization Transfer” slikanje

Zdrav prostovoljec Poškodovanec s poškodbami glave

Magnetization transfer (MT) slika bolnika po poškodbi glave.

• Magnetno resonančna spektroskopija

• Napredne metode slikanja z magnetno resonanco: • Paralelno slikanje, • Slikanje s hiperpolariziranimi

plini

Prostorsko selektivna spektroskopija

• z oblikovanjem statičnega magnetnega polja • s površinskimi tuljavami • z večkratnim spinskim odmevom iz ortogonalnih rezin • z manipulacijo signalov iz ortogonalnih rezin • s slikovnimi metodami

Prostorsko lokalizacijo NMR signala lahko dosežemo :

Brez metod za lokalizacijo signala bi lahko zajeli signal NMR le iz celotnega vzorca. To zmanjšuje uporabnost NMR spektroskopije v diagnostične namene.

Lokalizacija signala s površinskimi tuljavami

tuljava a

��

����

0 z

r

B zI a

a z10

2

2 2 3 22( )

( ) /��

- Signal � � �sin( )

Lokalizacija signala z metodo spinskega odmeva

Vsakemu RF pulzu priredimo vzbuditev signala v eni od treh pravokotnih rezin. Končni signal ustreza presečnemu področju rezin. Metoda: PRESS (Point-Resolved Spectroscopy)

Manipulacija signala NMR iz ortogonalnih rezin

Metoda: ISIS

Gx Gy Gz AQ

0 0 0 + 1 1 1 - 1 1 0 + 1 0 1 - 0 1 1 + 1 0 0 - 0 1 0 + 0 0 1 -

Gx

Gy

Gz

AQ

RF

�� �� �� ����

Slikovne metode (spektroskopsko slikanje)

tumor normalno

1H spektroskopsko slikanje

Cho Cho NAA NAA

RF

AQ

Gx

Gy

(�

Gz

Primer uporabe v diagnostiki

Center prostate

Periferno področje (68% rakastih obolenj)

holin holin

holin

kreatin kreatin

kreatin

citrat citrat

citrat

tumor normalno

ozdravljen

Anatomija: • zmanjšanje

signala Metabolizem: • povečan holin • zmanjšan citrat

Slikanje s hiperpolariziranimi plini Nekatere žlahtne pline lahko hiperpolariziramo. Na primer 129Xe ali 3He. Hiperpolariziran plin daje zelo močan signal, čeprav nastopa v zelo majhnih koncentracijah. To je zato, ker so praktično vsi spini plina orientirani v smeri polja (hiperpolariziranost).

Spin-echo slika glave zajca.

Na sliko glave zajca je superponiran signal hiperpolariziranega 129Xe, ki ga je zajec dobil v telo z dihanjem.

Reakcija pri kateri nastane hiperpolariziran 129Xe

• Uvedba “whole body” magnetov večjih jakosti

1.5 T 3 T

• Paralelno slikanje (SENSE) hitrost slikanja narašča sorazmerno s številom

neodvisnih sprejemnih tuljav

Tehnološke novosti

Prepolovimo FOVy, obdržimo ločljivost RF

AQ

Gx

Gy

���� ��

TE

S

kx

ky

M/R

M

tp

FOVy FOVy /R R = 2

R – field of view reduction factor

Nehomogena RF tuljava

1 1 2 2 1 2 'a a a a af S f S S S S� � � �

Sa

Nehomogena občutljivost tuljave

'( ) ( / ) ( / )a a y yi

S r f r iFOV j R S r iFOV j R� � �� )

Sa’ x

y

1

2

Tuljava b

Tuljava a Slika signala tuljave a

Slika signala tuljave b

Sa’

Dve nehomogeni RF tuljavi

Sb’

1

2

1 2 1 1 2 2

1 2 1 1 2 2

''

a a a a a

b b b b b

S S S f S f SS S S f S f S

� � � �

� � � �

Še za vse ostale točke

Sa’

Sb’

= S

0 0

0 0

0 0

0 0

Primer z dvema tuljavama

Sa’

Sb’ = S

Primer s štirimi tuljavami

0 0 0 0 0 0 0 0

0 0 0 0 0 0 0 0

0 0 0 0 0 0 0 0

0 0 0 0 0 0 0 0

Sc’

Sd’

R = 2 R = 4

Paralelno slikanje: metode SENSE

Tuljava a

Tuljava b

Tuljava c

Tuljava d

Delne slike Slika rekonstruirana z metodo SENSE

Pred rekonstrukcijo z metodo SENSE je potrebno izmeriti matriko občutljivosti vseh sprejemnih tuljav. To storimo le enkrat (prvič).

Uporaba: kardiovaskularno slikanje Višja ločljivost (v enakem času slikanja)

Standardna metoda (ločljivost 128 x 128)

SENSE (ločljivost 256 x 256)

Uporaba: časovno ločljiva 3D MRA Dodatna težava je povezana s tempiranjem začetka slikanja z vbrizgom bolusa kontrastnega sredstva. Ena od možnosti, ki omogoča pravočasno zaznavo bolusa kontrasta v ožilju je visoko časovno ločljivo slikanje CE-MRA, pri katerem zajamemo več slik v času prehoda bolusa. Z običajnimi metodami bi pri tem naleteli na težavo, saj bi bila ločljivost pri potrebni hitrosti slikanja preslaba, z metodo SENSE pa to ni več ovira. Čas slikanja: 4 s / 3D frame

SENSE R = 3: 1.6 x 2.1 x 4.0 mm3

• Velik korak naprej v hitrosti slikanja in kvaliteti slik

• Veliko hitrejša zaporedja za MR slikanje (krajši časi TE, TR, boljši SNR)

• 8 neodvisnih sprejemnikov (16 kvadraturnih sprejemnikov), prilagojen za možnost paralelnega slikanja

• Hitrejši sprejemniki, ki omogočajo zelo kratek čas zajema signala

• Večja moč procesiranja podatkov, praktično ni več zamika med zajemom slike in njenim prikazom na zaslonu

Moderni MRI sistemi

Primer: nove tuljave za (GE Signa EXCITE) sistem, ki je opremljen z 8 kanalnim sprejemnikom. • 8-Channel Brain Array, ASSET-compatible with 8 independent coil elements • 8-Channel Neurovascular Array, ASSET-compatible with 13 independent coil elements • 8-Channel Torso-Pelvic Array, ASSET-compatible with 12 independent coil elements • 8-Channel Cardiac Array, ASSET-compatible double oblique cardiac imaging with 8 independent coil

elements • 8-Channel CTL Spine Array, optimized for SNR and uniformity with 12 independent coil elements

Večelementne RF tuljave Pregled MRI zaporedij Spin-echo (SE) Dobro definiran

kontrast TE, TR

Gradient-echo (GE) (field echo, FLASH)

Občutljivost na homogenost Bo

(�

Inversion Recovery (IR) (STIR)

Izločanje tkiv glede na T1

TI

Magnetization Transfer (MT)

Kontrast je posledica interakcije med proteini in vodo

Nastavitve obsevalnega RF pulza

Difuzijsko slikanje (DWI, DTI)

Tkiva z manjšo difuzijo vode so videti svetla

b

osnova

kontratst

Pregled MRI zaporedij RARE (Fast Spin-echo, Turbo spin-echo)

Močno skrajša čas zajema T2 obteženih slik

Turbo faktor

Echo Planar Imaging (EPI)

Najhitrejša slikovna metoda; uporaba za funkcijsko slikanje

Time of Flight angiografija (TOF)

Osnovna metoda, ne omogoča merjenja hitrosti pretokov

Phase Contrast angiografija (PCA)

Merimo lahko hitrosti pretokov

Contrast Enhanced angiografija

Žilje vidimo zaradi visokih koncentracij kontrastnega sredstva takoj po vbrizgu

Čas vbrizga kontrasta (smartprep)

hitrost

angiografija

Pregled MRI zaporedij Spektroskopija s površinskimi tuljavami

Zelo groba lokalizacija

Dimenzije tuljave

ISIS, OSIRIS, PRESS, STEM, ...

Opazujemo kubično področje s poljubno lego v telesu

Dimenzije in lega področja

Spektroskopsko slikanje (SI, CSI)

Točka slike je predstavljena s spektrom

Hiperpolarizirani plini Omogoča študij dihal 3He, 129Xe

Paralelno slikanje (SENSE)

Močno izboljšana ločljivost in hitrost slikanja

spektroskopija

novosti