HITRE METODE SLIKANJAZ MAGNETNO RESONANCO

Seminar v �cetrtem letniku

avtor : Martin Zadnikmentor : doc. dr. Igor Ser�sa

Ljubljana, 19. februar 2003

PovzetekV seminarju sta predstavljeni dve metodi za hitro slikanje predmetov z magnetno re-sonanco, to sta tehnika ve�ckratnega spinskega odmeva in slikanje s planarnim odmevom.Najprej ponovim osnovne pojme magnetne resonance in obi�cajen postopek slikanja z dvodi-menzionalno Fourierovo transformacijo. Nato sledi vpeljava k prostora, kar je podlaga zarazlago obeh hitrih metod. Pri obeh metodah obravnavam postopek rekonstrukcije slike,hitrost v primerjavi z obi�cajno tehniko in uporabo v praksi. Na kratko so predstavljenetudi napake, ki se pojavijo na sliki zaradi neidealnosti v merilnem sistemu.1 Uvod - ponovitev osnovSlikanje z magentno resonanco je danes dobro uveljavljena metoda za nedestruktivno pros-torsko slikanje predmetov in pacientov. Neprestano se pojavljajo izbolj�save in novi postopkiv tej tehniki. Ena izmed smeri, v katerih podro�cje napreduje, je pove�canje hitrosti slikanja.Pogledali bomo dve metodi, ki pomembno skraj�sata �cas, potreben za pridobitev slike. Tosta tehnika ve�ckratnega spinskega odmeva in slikanje s planarnim odmevom. Za za�cetekponovimo osnovne pojme, ki se pojavijo pri magnetni resonanci, in osnovno idejo, kakopridemo do slike.Za magnetno resonanco izkoristimo dipolne magnetne momente jeder. Ko snov, ki imajedra z od ni�c razli�cnim magnetnim momentom, postavimo v magnetno polje, je energijajedrskih dipolov odvisna od orientacije. Razmerje med dipoli, ki se postavijo antiparalelnoin paralelno z magnetnim poljem, izra�cunamo iz Boltzmanoveporazdelitve : NaNp = e�Ea�EpkT = e��EkT in je pri sobni temperaturi in polju velikostnegareda 1T za pribl. 10�6 manj�se od 1 ([1]). Ta razlika v zasedenosti obeh nivojev je mag-netizacija vzorca. Z oscilirajo�cim magnetnim poljem lahko izzovemo prehode med energi-jskima nivojema dipolov, �ce dovedemo ravno energijo �E = ~B0, kjer je giromag-netno razmerje, zna�cilno za vsako jedro, in B0 gostota stati�cnega magnetnega polja. Zatomora biti frekvenca oscilirajo�cega magnetnega polja enaka !0 = �E~ = B0, kar je hkratitudi frekvenca, s katero jedrski dipoli precesirajo okrog B0, in jo imenujemo Larmorjevafrekvenca.Pojav magnetne resonance zadovoljivo opi�semo s klasi�cnim vektorskim modelom, kjerobravnavamo skupno magnetizacijo jeder kot vektor M ([4]). Poleg glavne tuljave, ki us-tvarja polje B0, namestimo �se tuljavo, ki ustvari vrte�ce se magnetno polje B1 z ravninovrtenja pravokotno na B0 in z ravno prav�snjo, t.j. Larmorjevo frekvenco. Ob prisotnostipolja B1 se magnetizacija v �casu tp odkloni od B0 za kot ' = B1tp, po izklopu B1 paprecesira okrog B0 z Larmorjevo frekvenco !0. Takrat tuljavo, ki je ustvarila polje B1,uporabimo kot sprejemnik, ki meri signal proste precesije, to je komponento magnetizacije

2

v smeri B1 (transverzalno magnetizacijo). Ker je Larmorjeva frekvenca velikostnega reda100MHz, imenujemo pulz polja B1 radiofrekven�cni (RF) pulz. RF pulzu, ki obrne magne-tizacijo za kot �=2, pravimo "pulz �=2" in pomeni vzbuditev vzorca za merjenje, saj zavrtimagnetizacijo v ravnino, v kateri merimo signal proste precesije.Signal, ki ga tako izmerimo v sprejemni tuljavi, ima obliko Mxy = M0 ei!0t e� tT�2 . Ni-hajo�ci del v izrazu pomeni precesijo okrog stati�cnega polja B0. Eksponentno pojemanjesignala je posledica lokalnih interakcij med magnetnimi momenti jeder. Te povzro�cijo, daposamezni moment �cuti lokalno polje, ki se nekoliko razlikuje od B0, zato ta momentprecesira s frekvenco, nekoliko razli�cno od !0, zaradi �cesar se izgubi fazna povezava medposameznimi momenti in se izni�ci transverzalna magnetizacija. V T �2 je zajet tudi u�cineknehomogenosti B0, brez le-tega, torej v idealno homogenem polju, govorimo o T2 relaksacijiin velja T2 > T �2 .Poleg transverzalne relaksacije se odvija �se proces longitudinalne relaksacije, karpomeni, da se magnetizacija vra�ca v ravnovesno lego, to je vzporedno zB0. Razlog za to je,da jedrski magnetni momenti po prenehanju RF pulza oddajajo energijo v svojo okolico,zato se ta proces imenuje spin-mre�zna relaksacija. Njeno �casovno konstanto ozna�cimo s T1,tako da velja Mz = M0(1� e� tT1 ), �ce smo magnetizacijo obrnili s pulzom �=2.1.1 Kako dobimo slikoVideli smo, da je frekvenca, s katero niha signal proste precesije v sprejemni tuljavi, odvisnaod gostote magnetnega polja, v katerem je vzorec, ki ga �zelimo slikati : ! = B0. �Cedamo vzorec v polje, ki ima konstantni gradient, npr. v smeri x, bomo iz delov vzorca,ki so na razli�cnih legah x, dobili signale z razli�cnimi frekvencami. �Ce ta signal Fourierovotransformiramo, dobimo spekter, ki predstavlja 1D projekcijo predmeta na smer x (slika1). Jakost signala je namre�c pri vsakem x sorazmerna s tem, koliko jeder se nahaja pri temx, torej od dimenzije vzorca pri danem x.

3

Slika 1 : Kako dobimo 1D projekcijo predmeta

Slika 2 : Iz projekcij lahko rekonstruiramo sliko

Na�celno bi lahko prostorsko sliko predmeta sestavili iz projekcij na razli�cne smeri (slika 2), ataka rekonstrukcija ima nekatere pomanjkljivosti, zato uporabljamo metodo 2D Fourierovetransformacije ([1]). Predmet obi�cajno slikamo po rezinah. Rezino v smeri z izberemo tako,4

da pred vzbuditvijo vzorca z RF pulzom vklopimo gradient magnetnega polja v z smeri, RFpulzu pa dodamo ovojnico Gausove ali podobne oblike, da vsebuje le dolo�cene frekvence,tako da se vzbudijo le jedra na izbrani vi�sini z. Pred vklopom gradienta Gx, ki nam dafrekven�cno kodiranje signala po x smeri, za kratek �cas vklopimo gradient Gy, ki povzro�ci,da jedra na razli�cnih legah y za�cnejo precesirati z razli�cnimi frekvencami in si zato v �casu,ko je Gy vklopljen, pridobijo razli�cne fazne razlike. Postopek izmeni�cnega vklapljanja Gyin Gx ve�ckrat ponavljamo in pri tem v korakih pove�cujemo amplitudo Gy. Tako dobimozaporedje signalov, ki nosijo frekven�cno kodiran zapis predmeta v x smeri in fazno kodiranzapis predmeta v y smeri. Te �crte podatkov transformiramo z 2D Fourierovo transformacijoin rezultat je slika rezine predmeta (slika 3).

Slika 3 : Rekonstrukcija slike z 2D Fourierovo transformacijo

Preden predstavim obe hitri tehniki slikanja, je potrebno povedati �se, kaj je spinski odmev([5]). Pri pravkar opisanem postopku rekonstrukcije slike bi lahko uporabili signal prosteprecesije, ki se pojavi po pulzu �=2. V praksi pa nekoliko zatem, ko ta signal zamre,izvedemo pulz �, ki obrne magnetizacijo, t.j. ob tem �casu �ze raztresene spine, za 180�.Zato se po �casu, ki je enak �casu med pulzoma �=2 in �, spini spet zberejo skupaj in vsprejemni tuljavi dobimo signal - spinski odmev. Tega uporabimo kot signal za zgorajopisane transformacije, ki dajo sliko.

5

2 Vpeljava k prostoraPri 2D Fourierovi transformaciji, ki da sliko, smo kot vhodne podatke uporabili signaljeder iz slikanega predmeta, ki ima prostorsko odvisno frekvenco (v x smeri) in fazo (vy smeri). Namesto s tema dvema koli�cinama lahko operiramo z valovnim vektorjem k, kiima komponenti kx in ky. Vpeljemo ga na naslednji na�cin ([3]).Ko vzbudimo izbrano rezino s pulzom �=2, se celotna transverzalna magnetizacija v tejrezini izra�cuna kot

MT (t) = ZZrezinam(x; y) e�i R t0 !(x;y;t0)dt0 dx dy;

kjer je m(x; y) porazdelitev magnetizacije po rezini takoj po prenehanju pulza �=2. �Ceobravnavamo pulz kot trenuten in zanemarimo transverzalno relaksacijo ter nehomogenostipolja B0, je edino odstopanje magnetnega polja od B0 posledica gradientov. V mo�cnemmagnetnem polju so pomembni le gradienti z komponente polja :G = rBz:

Precesijsko frekvenco spinov v rezini lahko zapi�semo takole :!(x; y; t) = !(r; t) = Bz(r; t) = G(t) � r:

Ker so gradienti konstantni, veljaZ t0 !(x; y; t0) dt0 = GxxTx + GyyTy = kx x+ ky y;

kjer sta Tx in Ty �casa vklopov gradientov Gx in Gy, komponenti vektorja k pa smo de�niralikot kx = GxTx oz: kx(t) = Z t0 Gx(t0) dt0;

ky = GyTy oz: ky(t) = Z t0 Gy(t0) dt0:

Transverzalno magnetizacijo lahko kon�cno zapi�semo kotMT (t) = ZZ

xym(x; y) e�i�kx(t)x+ky(t) y� dx dy:Ker sta kx in ky odvisna od �casa, MT pa tudi, lahko gledamo MT kot odvisno od kx; ky,torej MT (kx; ky), tako da nam zgornja ena�cba pove, da sta koli�cini m(x; y) in MT (kx; ky)Fourierov par, prva nastopa v ravnini x; y, druga pa v ravnini kx; ky. Z metodo spinskegaodmeva izmerimo MT v ravnini kx; ky in izra�cunamo m(x; y), ki pomeni sliko rezine, zobratno Fourierovo transformacijo :

m(x; y) = 12�ZkxZky MT (kx; ky) e+i(kx x+ky y) dkx dky:

6

V praksi je mre�za to�ck, na kateri imerimo MT , diskretna in uporabimo diskretno FT.Najmanj�sa vrednost kx in ky, ki jo izmerimo in pomeni kar korak, s katerim se pomikamopo mre�zi to�ck v k prostoru, dolo�ca najve�cjo valovno dol�zino in s tem vidno polje avp :�x;y max = 2�kx;y min = avp:

Najve�cji k pa dolo�ca najmanj�so valovno dol�zno in s tem lo�cljivost slike :�x;y min = 2�2 kx;y max = avpN ;

kjer je N �stevilo izmerkov v dani smeri oz. �stevilo stolpcev ali vrstic matrike izmerjenihto�ck. Polovica nastopa zato, ker od N izmerkov v vrstici pol odpade na pozitivne, pol pana negativne vrednosti kx ali ky.Klju�cna ideja k prostora je torej, da za zajem slike na nekem obmo�cju (rezini) v ravninix; y izmerimo transverzalno magnetizacijo na diskretni mre�zi to�ck v ravnini kx; ky, po katerise premikamo z vklapljanjem gradientov Gx in Gy. Izmerjeno matriko transformiramo z2D FT in tako dobimo matriko s sliko predmeta, to je gostoto jeder, ki prispevajo kmagnetizaciji.3 Tehnika ve�ckratnega spinskega odmevaPri obi�cajni tehniki slikanja s spinskim odmevom s pulzom �=2 vzbudimo jedra vzorcaznotraj rezine v precesijo. Z gradientom Gy nato izberemo vodoravno vrstico k ravninez lego ky in ob vklopljenem gradientu Gx posnamemo spinski odmev, t.j. eno vrstico kravnine ([3]). Po vsaki taki meritvi je treba po�cakati vsaj �cas 5T1, da se magnetizacijavrne v ravnovesno lego, preden ponovimo pulz �=2 z drugim Gy za drugo vrstico (drugky). �Ce ponavljamo vzbuditve s �casom TR, tak postopek slikanja torej trajaN TR, �ce delamona matriki N �N . Tipi�cna vrednost T1 je nekaj 100ms, to pomeni, da je TR velikostnegareda sekunde.Ideja tehnike ve�ckratnega spinskega odmeva je, da po eni vzbuditvi s pulzom �=2 z ve�czaporednimi pulzi � ustvarimo ve�c spinskih odmevov, s katerimi posnamemo razli�cne delek ravnine. Zaporedje pulzov in gradientov je prikazano na sliki 4, gibanje po k ravnini pana sliki 5. Po vzbuditvi smo v izhodi�s�cu k = 0. Z vklopom gradienta Gx se pomaknemov to�cko A, od koder nas pulz � prezrcali v to�cko B. Pulz � namre�c spremeni predznakfazi, kar pomeni spremembo predznaka pri kx in ky, torej zrcaljenje �cez izhodi�s�ce k rav-nine. S kratkim vklopom Gy se premaknemo v to�cko C, nato pa vklopimo bralni gradientGx, ki premika vektor proti to�cki D. Med tem �casom vzor�cimo signal spinskega odmeva.Ko dose�zemo maksimalni kx, se z vklopom Gy, ki ima nasproten predznak kot prej, pre-maknemo v to�cko A, od tam z novim pulzom � v to�cko B in od tam enako kot prej, le zdrugo vrednostjo Gy, posnamemo neko drugo vrstico z naslednjo vrednostjo ky.

7

Slika 4 : Pulzno zaporedje pri tehniki ve�ckratnega spinskega odmeva

Slika 5 : Pot po k ravnini pri tehniki ve�ckratnega spinskega odmeva

To branje vodoravnih vrstic k ravnine lahko s pulzi � ponavljamo tako dolgo, dokler T2relaksacija ne pokvari signala. Poglejmo, za koliko se v praksi pove�ca hitrost slikanja.Tipi�cna velikost slikovne matrike je 256 � 256. Obi�cajno slikanje tako traja 256TR, karje velikostnega reda 256s. �Ce po vsaki vzbuditvi posnamemo 16 odmevov in s tem 16vrstic k ravnine, moramo vzbujanje in z njim povezano �cakanje na relaksacijo ponovitile 256=16-krat. Tako sliko rezine dobimo v �casu 16TR, kar je bolj�se za faktor, ki je enak�stevilu spinskih odmevov, ki jih lahko posnamemo po eni vzbuditvi.Pojavi se vpra�sanje, v kak�snem zaporedju je pametno meriti vrstice v k ravnini ([3]). �Cebi se s ky pomikali linearno, torej naravnost navzgor ali navzdol po k ravnini, bi nastopilete�zave zaradi T2 relaksacije. Po vsaki vzbuditvi so signali zaporednih odmevov zaradi terelaksacije vse manj�si, do zadnjega odmeva, ki ima najmanj�si signal. Nato sledi nova vzbu-ditev in zaporedje novih odmevov, ki se spet za�cne z najve�cjo vrednostjo signala in njenimpostopnim zmanj�sevanjem. �Ce posamezni odmevi v �casovnem zaporedju pripadajo za-porednim vrsticam z danimi ky, pomeni, da je zaradi vpliva T2 relaksacije v ky smeri8

nalo�zena periodi�cna ovojnica s periodo ponavljanja na toliko vrstic, koliko odmevov pos-namemo za eno vzbuditvijo. To nam prinese napake na sliki. Namesto slike to�ckastegapredmeta, ki je postavljen v sredi�s�cu vidnega polja, dobimo poleg to�cke �se dve navideznisliki na razdalji 256=16 to�ck gor in dol iz sredi�s�ca, �ce delamo s 16 odmevi in N = 256.Na sliki 6 vidimo ute�zitev posameznih vodoravnih vrstic k ravnine zaradi T2 relaksacijein sliko (=spekter) to�ckastega predmeta v y smeri. Vi�sini stranskih vrhov v primerjavi zvi�sino centralnega vrha sta odvisni od razmerja amplitude periodi�cne ovojnice, s katero jemoduliran signal, in amplitude samega signala.

Slika 6 : Ute�zitev vrstic k ravnine zaradi T2 relaksacije in posledica { dodatninavidezni sliki predmeta

Bolj�sa strategija je, da po vsaki vzbuditvi najprej posnamemo signale, ki pripadajo naj-manj�sim vrednostim ky. �Ce ozna�cimo razli�cne ky z indeksi, ki povedo, v kateri vrstici gorali dol iz sredi�s�ca k ravnine so, je primer zaporedja izbranih ky po eni vzbuditvi lahko 0,16, -17, 32, -33, 48, -49 ,64, - 55, 80, -81, 96, -97, 112, -113, 128. To je 16 vrednosti ky,ki jih posnamemo s 16 zaporednimi spinskimi odmevi. Ostale dobimo tako, da navedenozaporedje namesto v 0 za�cnemo v -8, -7, -6,...,+7 ( razen 0). Tako zajamemo vseh 256 to�ckk ravnine.Pri taki izbiri so slike to�ckastih predmetov le na njihovih pravih mestih. So pa te to�ckena sliki manj ostre, saj se vrhovi v (x; y) ravnini, ki ustrezajo tem predmetom, raz�sirijov y smeri (slika 7, enaka grafa kot na sliki 6). Ra�cunsko bomo to raz�siritev obdelali vpoznej�sem razdelku.

Slika 7 : Izbolj�sava stanja s slike 6 { po vzbuditvi najprej posnamemo vrstice znajmanj�simi ky9

Povejmo �se, kaj je glavna uporabnost te metode. To je mo�znost, da hitro dobimo gostotnoali T2 ute�zeno sliko. Pri standardnem slikanju je namre�c za taki sliki potrebno �cakati dolgo�casa, kar se vidi iz ena�cbe, ki pove, kako se v odvisnosti od parametrov meritve spreminjasignal spinskega odmeva : signal / � e�TET2 (1� e�TRT1 );kjer je TE �cas od vzbuditve do pojava spinskega odmeva, TR �ze prej omenjeni �cas medposameznimi vzbuditvami in � gostota jeder v vzorcu. �Ce torej �zelimo sliko, kjer bo kontrastodvisen od gostote � ali �casa T2, moramo v obeh primerih zagotoviti TR ! 1 (oz. TR �T1), da izni�cimo vpliv longitudinalne relaksacije. To pa pomeni dolg postopek slikanja,velikostnega reda nekaj minut za N = 256. Z uporabo tehnike ve�ckratnega spinskegaodmeva ta �cas skraj�samo za faktor npr. 16. Ute�zitev slike z � oz. T2 izbiramo z nastavitvijoTE. �Ce nastavimo TE � T2, izni�cimo vpliv transverzalne relaksacije in ostane gostotnaobte�zitev. Pri izbiri TE � T2 pa na kontrast vpliva T2.4 Slikanje s planarnim odmevomZ razvojem zmogljivej�sih gradientnih napajalcev je postalo mo�zno postopek slikanja izpel-jati tako hitro, da dobimo celotno 2D sliko z le eno vzbuditvijo in znotraj ene TR periode([1]). To se zgodi pri slikanju s planarnim odmevom ali ehoplanarni metodi, kjer lahkogovorimo o �lmski hitrosti slikanja.Po vzbuditvi s pulzom �=2 s hkratnim vklopom Gx in Gy vektor k odpeljemo v desnizgornji kot k ravnine, torej k = (kx max; ky max). Nato prehodimo celotno k ravnino povijugasti poti, kjer se po vodoravnih vrsticah premikamo izmeni�cno v levo in desno ; Gxmora zato menjati predznak (sliki 8 in 9). Za prehod iz ene vrstice v drugo za kratek�cas vklopimo Gy. Mo�zna je tudi pot ob stalno vklopljenem gradientu Gy, vendar v temprimeru ne hodimo po izbranih diskretnih to�ckah k ravnine, tako da moramo pred obdelavoizmerjeni signal interpolirati v te to�cke.

Slika 8 : Pulzno zaporedje pri slikanju s planarnim odmevom

10

Slika 9 : Pot po k ravnini pri slikanju s planarnim odmevom

Ob vsaki spremembi smeri gradienta Gx se pojavi gradientni odmev. Fazne razlike medspini v smeri x se pri pozitivni vrednosti Gx namre�c s �casom pove�cujejo, ko pa obrnemopredznak gradientu Gx, se �cez �cas faze spet uskladijo in dobimo odmev. Amplitude za-porednih odmevov se zmanj�sujejo zaradi relaksacije, tako da moramo ravnino prehoditi v�casu velikostnega reda T �2 , to je nekaj 10ms. Od tu izvira zahteva za zelo hitra vezja, ki na-pajajo gradientne tuljave. �Ce take hitrosti elektronika ne more dose�ci, lahko, kot pri tehnikislikanja z ve�c spinskimi odmevi, izvedemo razdelitev k ravnine na ve�c vodoravnih pasov,ki jih prepotujemo z ve�c vzbuditvami. Tudi pri tej metodi se zaradi opisanega zaporedjabranja vrstic k ravnine pojavijo te�zave z navideznimi slikami in metoda ima v splo�snemznatno manj�so lo�cljivost in razmerje signal/�sum v primerjavi s standardnimi tehnikami. Aklju�cna prednost je seveda hitrost.4.1 Napake zaradi izvenresonanceRazpad signala zaradi T �2 relaksacije je posledica dejstva, da so precesijske frekvence jedernekoliko raztresene okrog resonan�cne frekvence. To upo�stevamo kot dodaten faktor vizrazu za izra�cun magnetizacije v rezini tik po vzbuditvi ([3]) :

m0(x; y) = 12�ZkxZky MT (kx; ky) e+i(kx x+ky y) e� tT�2 dkx dky:

Posledica je, da je prava vrednost magnetizacijem konvoluirana s Fourierovo transformacijotega faktorja :m0(x; y) = m(x; y)FT �e� t(k)T�2 �:

11

Poglejmo najprej, kolik�sna je v x smeri razmazanost to�cke na sliki zaradi T �2 relaksacije vprimerjavi z razmazanostjo zaradi kon�cnega �casa merjenja T . Slednjega v MT (t)upo�stevamo tako, da dodamo faktor, okensko funkcijo, ki je enaka 1 za �T=2 < t < T=2,sicer pa je enaka 0. To za sliko to�cke prinese funkcijo sin( Gx xT=2) Gx xT=2 , kar da razmazanost to�cke�x = 1:2�=( Gx T ). Fourierova transformacija faktorja, ki je posledica T �2 relaksacije, jeLorentzova funkcija Gx T �21+i Gx T �2 x , ki prinese razmazanost �x = 2=( Gx T �2 ). Razmerje obehrazmazanosti je tako �xT �2�xT � T2T �2 � 1;saj je T velikostnega reda ms ali manj, T �2 pa nekaj 10ms.V y smeri uporabimo enaka izraza za obe razmazanosti, le �cas merjenja T moramonadomestiti z N T , saj se v ky smeri pomikamo N -krat po�casneje kot v kx smeri. Takodobimo �yT�2�yT � N T2T �2 , kar je velikostnega reda 1.Poglejmo �se, koliko k napaki slike prispeva sama nehomogenost polja. To razi�s�cimo zaprimer x smeri, upo�stevajo�c linearni pribli�zek �B = � + �x. Tako izraz za MT (kx) preidev :

MT (kx) = Zxm(x) e�ikx x dx �!M 0T (kx) = Z

xm(x) e�i(kx x+ �B t) dx == Z

xm(x) e�i Gx t(x+�=Gx+�x=Gx) dx;ki ga lahko nadomestimo z obi�cajno FT, �ce vpeljemo x0 = x(1 + �=Gx) + �=Gx. Dobimo

M 0T (kx) = 11 + �=GxZxm(x0) e�i Gx x0 t dx0;

kar pomeni, da je signal (=intenziteta slike) pomno�zen s faktorjem 11+�=Gx , polo�zaj jepremaknjen za x� x0, obmo�cje slike pa pove�cano s faktorjem dx0=dx.4.2 Uporaba slikanja s planarnim odmevomZaradi dejstva, da sliko rezine dobimo takoreko�c v trenutku, lahko metodo planarnegaodmeva uporabimo za funkcijsko slikanje mo�zganov. To pomeni, da so na sliki vidnaobmo�cja mo�zganov, ki so bila v trenutku slikanja aktivna, npr. motori�cni center, �ce pacientmed slikanjem premika prste na roki. Postopek izkori�s�ca dejstvo, da je v delu mo�zganov,ki je aktiven, poraba kisika ve�cja kot v drugih delih. Zato je tam ve�c deoksigeniranegahemoglobina, t.j. takega, ki je �ze oddal kisik. Ta ima druga�cno kemijsko sestavo in zatodruga�cen relaksacijski �cas. Posledica je druga�cen kontrast na sliki, tako da aktivni predelmo�zganov izstopa. Ker je razlika relativno �sibka, je treba za izbolj�sanje razmerja signal/�sumnarediti vsoto ve�cih slik, to pa je mo�zno ravno zaradi velike hitrosti slikanja.

12

5 Zaklju�cekPredstavljeni hitri tehniki slikanja omogo�cata meritve, ki so postale vsakodnevno uporabnein izkori�s�cane v praksi, prvenstveno v medicini. Mo�zna je tudi kombinacija obeh metod,ki odpravi nekatere pomanjkljivosti vsake izmed njiju. Tehniki sta postali izvedljivi, koje merilna oprema postala dovolj zmogljiva, to �se posebej velja za ehoplanarno slikanje. Zrazvojem �se zmogljivej�se opreme bodo omogo�cene �se druga�cne tehnike z novimi krivuljami,po katerih premerimo k prostor. To odpira magnetni resonanci nove mo�znosti in zagotavljarazvoj in izpopolnjevanje tudi v bodo�ce.6 Literatura

1. F. Dem�sar, V. Jevti�c, G. Ba�ci�c, Slikanje z magnetno resonanco, Littera Picta, 19962. I. Ser�sa, Osnove MR, prezentacija, 20023. M. T. Vlaardingerbroek, J. A. den BoerMagentic Resonance Imaging, Springer, 19964. P. T. Callaghan, Principles of Nuclear Magnetic Resonance Microscopy, Clarendon,19915. H. H. Schild, MRI made easy, Shering, 1990

13