Nuklearna Magnetna Rezonancija Seminarski

Seminarski rad Petar Ključkovski

1

-SEMINARSKI RAD- iz predmeta

Medicinska elektronika

Tema:

Fiziči principi funkcionisanja Nuklearne magnetne rezonancije (NMR)

mentor: student: prof. dr Goran Stojanović Petar Ključkovski, br. indexa 11511

Novi Sad, 2009


2

Predgovor

Seminarski rad je baziran pretežno na fizičkom principu dobijanja signala iz pacijenta koristeći Nuklearnu magnetsku rezonanciju (NMR) i završava sa opisom najjednostavnijih načina formiranja slike preseka unutrašnjih ograna. Za bolje razumevanje gradiva prezentovanog u radu preporučuje se prethodno poznavanje uloge najvažnijih delova uređaja u NMR kao što su: glavni magnet, gradijentni i RF prijemnik/predajnik.

U prvom delu je kratak uvod o ovoj tehnici. Drugi deo se bazira na fenomenu koji je osnova po kom Nuklearna magnetna rezonancija (NMR) ispituje strukturu tkiva. Treći deo se bavi fizičkom prikazu uticaja glavnog magneta na magnetno polje pacijenta. Četvrti deo objašnjava formiranje signala iz pacijenta putem dovođenja spoljašnjeg impulsa. Peti deo objašnjava pojedinačno informacije dobijene iz primljenog signala, osnovno šta ih karakteriše. Šesti deo govori o složenijem spoljašnjem impulsu (sekvenci impulsa) koji se dovodi da bi formirao signal iz pacijenta. Sedmi deo nabraja i daje osnovni opis tehnika za obradu signala i formiranje 2D slike, koji su osnove za složeniju obradu i formiranje 2D i 3D slika kao što su: DWI (Diffusion weighted imaging), DTI (Diffusion tensor imaging) i ADC mapiranje (Apparent diffusion coefficient mapping). Mala napomena, složenija obrada slike je isključivo softverske prirode i nema nikakvog uticaja na prikupljene signale od pacijenta.

Informacije iz ovog rada biće od koristi u razumevanju osnovnog mehanizna rada uređaja koji spada u “piece of art” ljudske tehnologije, uređaja koji je bacio u prošlost stare tehnike dobijanja slika za anatomiju atlasa, koje su, mogu nazvati, krajnje brutalne (ali su “u ime nauke” postojale). Nadam se da će rad koristiti profesoru dr. Goranu Stojanoviću, koji je morao da čeka čitavu školsku godinu da bi dobio rad ne direktno vezan za DTI metodu u Nuklearnoj magnetnoj rezonanciji, od koje je teme rad počelo da se pravi. Kao što sam već rekao, DTI metoda je čisto programiranje, što nedovoljno zalazi u moju oblast struke.

Petar Ključkovski


3

Sadržaj

1. Uvod.................................................................................................................... 4 2. Fenomen Nuklearne magnetne rezonancije ..………………………………. 5 3. Uticaj spoljašnjeg magnetnog polja na atome vodonika ............................... 6 4. Uloga radio- frekventnih impulsa .................................................................... 7 5. Relaksacije........................................................................................................... 9

5.1 T1 relaksacija ........................................................................................ 9 5.2 T2 relaksacija ..................................................................................... 10 5.3 Uticaj relaksacija na mikroskopskom nivou ..................................... 11 5.4 Uticaj relaksacija na formiranje signala ........................................... 12

6. Spin-eho impulsna sekvenca ....................................................................... 13 7. Kontrasti u dobijanju slike (T1 i T2) ........................................................... 15

7.1 T1 kontrast ......................................................................................... 15 7.2 T2 kontrast ......................................................................................... 16 7.3 Dodatak ............................................................................................ 17

Literatura ............................................................................................................ 18


4

1. Uvod

Medicinsko slikanje organa, anatomskih regiona i patoloških stanja staro je više od 100 godina. U poslednjim decenijama XX veka, ubrzan razvoj tehnike i tehnologije, a naročito eksplozivan razvoj elektronike, računarstva i telekomunikacija, uticao je na usavršavanje tehnika i metoda koje se upotrebljavaju u medicinskom slikanju. Tako je učinjen i brilijantan pomak u razvijanju neinvazivnih tehnika slikanja: ultrazvukom (US), kompjuterizovanom tomografijom (CT), pozitronsko-emisionom tomografijom (PET) i nuklearnom magnetnom rezonancijom (NMR). Poslednja pomenuta tehnika je dala najbolje rezlultate u pogledu odnosa kvaliteta dobijenog snimka sa stepenom izloženosti pacijenta štetnim dejstvima prilikom merenja.

Nuklearna magnetna rezonancija je tehnika opservacije unutrašnjosti ljudskog tela koristeći se nekim specifičnim osobinama atoma (npr. precesiono kretanje protona) i njihove interakcije sa okolinom.

Termin Nuklearna magnetna rezonancija, kao naziv ove tehnike, je izbačen iz upotrebe zbog korišćenja reči "Nuklearna" u nazivu. Praksa je pokazala da pomenuta reč kod pacijenata i ostalih ljudi, neupućenih u proces rada uređaja, izaziva strah i nelagodnost jer ih reč asocira na radijaciju i potrebu da se telo ozrači radi ispitivanja. Umesto tog naziva sada se često koristi termin "Magnetna rezonansa" koja iako gramatički neispravna prihvaćena je u širokoj javnosti, pa čak i u naučnom svetu.


5

2. Fenomen Nuklearne magnetne rezonancije

Tehnika se bazira na fenomenu koji nastaje kada se jezgro određenog hemijskog elementa nalazi u homogenom magnetnom polju i ujedno je izloženo drugom oscilujućem magnetnom polju. Za izbor atoma najviše zavisi njegova vrednost magnetnog momenta i spin koji poseduje. Mogu se koristiti samo atomi sa neparnim brojem neutrona (protona). Razlog, takvi atomi pokazuju značajna magnetna svojstva. Zbog toga se mogu posmatrati kao namagnetisane čestice sa jasno definisanim magnetnim momentom.

Vektor magnetnog momenta nije u pravcu spoljašnjeg magnetnog polja već precesira oko njega (slika 1). Frekvencija precesije atoma zavisi od jačine magnetnog polja- B0, ali i od žiromagnetnog odnosa- γ. Žiromagnetni odnos protona, ili bilo kojeg drugog jezgra, je odnos njegovog magnetnog momenta (µ) i spina (I):

γ = µ / I Znači, formula za izračunavanje frekvencije precesije jezgra je:

f = B0 · π · γ/2 i još se naziva rezonantna frekvencija ili Larmorova frekvencija.

Slika 1. Precesiono kretanje protona

Pri ovoj frekvenciji jezgro selektuje i apsorbuje pristigli elektromagnetni talas (foton) tačno te frekvencije da bi posle toga odašiljao energiju koju je i primio, isto u vidu elektromagnetnog talasa. Način odašiljanja elektromagnetnog talasa možemo zaključiti iz njegovih vremena relaksacija- T1 i T2. Prethodno opisani mehanizam je osnova po kome radi NMR snimanje.


6

3. Uticaj spoljašnjeg magnetnog polja

na atome vodonika

Pri dovođenju spoljašnjeg magnetnog polja atomi vodonika se postavljaju tako da im vektor

magnetizacije precesira oko pravca polja. Pri temperaturi bliskoj apsolutnoj nuli atomi bi precesirali u istom smeru sa spoljašnjim poljem- stanje minimalne energije. Pošto je temperatura pacijenta daleko od apsolutne nule, termalna energija iz okoline prebacuje neke atome iz stanja niže energije u stanje više pa im zbog toga vektor magnetizacije precesira i dalje oko spoljašnjeg polja, ali u suprotnom smeru. To uzrokuje da će se neki vektori međusobno poništiti i da će ostati neupareni vektori magnetizacije. Važno je i napomenuti da je razlika između višeg i nižeg nivoa energije (∆E) jednaka energiji homogenog magnetnog polja koji smo uneli.

Neupareni vektori potiču od jezgara sa nižeg nivoa energije, njihovi vektori će se sabrati u komponenti vektora paralelnog pravcu prostiranja spoljašnjeg polja, a poništiti u njegovim preostalim komponentama. Rezultujuća magnetizacija je paralelna sa spoljašnjim magnetnim poljem i inteziteta dovoljno jakog da ju je moguće detektovati van pacijenta (ali zanemarljivo malog intenziteta da bi uticao na spoljašnje magnetno polje). Ta rezultujuća magnetizacija se naziva longitudinalna magnetizacija (MZ).

To znači da sa dovođenjem pacijenta u jako magnetno polje i sam pacijent tada postaje magnet, sa svojim sopstvenim vektorom magnetizacije. Ova magnetizacija, zbog svoje jačine, može da indukuje struju u prijemnom kalemu (koji služi za njenu detekciju) ali samo ako se ona menja u vremenu, zbog Faradejevog zakona indukcije.

Pre nego što se ide dalje sa objašnjavanjem, za lakše predstavljanje vektora u prostoru

uzećemo Dekartov koordinatni sistem. Longitudialnu magnetizaciju smo uzeli da se nalazi na z-osi pa je često označavamo sa MZ.

Razlog što je za ispitivanje uzet atom vodonika je zbog njegove strukture i dostupnosti. Vodonik (običan, ne izotop) zbog svoje najprostije građe atoma u periodnom sistemu elemenata i ½ spina ima najbolji žiromagnetni odnos protona. Time u spoljašnjem stalnom magnetnom polju ima najveću Larmorovu frekvenciju što je dobro za ostvarivanje manje rezolucije odbiraka frekvencija (dovođenjem dodatnog magnetnog polja uz pomoć gradijentnih magneta kod nuklearne magnetne rezonancije) a time i kvalitetnije slike. Vodonik je osnova bilo koje složene materije a time i živih bića. Čovečije telo je velikim delom sastavljen od vode, a time je onda i od vodonika. U NMR postoje analize u kojima se ispituje sastav drugih elemenata sa velikom Larmorovom frekvencijom ali su rezultati slabijeg kvaliteta.

Pošto vodonih u sebi ima jedan proton, a spoljašnja magnetizacija najviše utiče na njega (ne utiče da elektron npr. da izađe iz orbite jezgra atoma), u daljem tekstu ćemo govoriti o uticaju spoljašnje magnetizacije na protone.


7

4. Uloga radio- frekventnih impulsa

Magnetizacija se ne može direktno izmeriti. Razlog je izuzetno mala vrednost u odnosu na vrednost magnetizacije dovedenu spolja. Kao što je ranije rečeno, da bi se magnetizacija merila moramo da narušimo ravnotežu, tj. da izvedemo magnetizaciju iz pravca paralelnog sa spoljašnjim poljem. Radio- frekventni (RF) impuls predstavlja prvi korak procesa u kojem se magnetizacija transformiše u upotrebljiv NMR signal.

Ovi impulsi se dobijaju primenom jednog dodatnog oscilujućeg magnetnog polja B1. Ovo polje proizvodi kalem, tzv. transmiter, koji je tako dizajniran i orijentisan da polje B1 leži u transverzalnoj ravni, koja je normalna na spoljašnje polje.

Energija koju unosi RF impuls u magnetizaciju jednaka je ranije pomenutoj razlici energetskih nivoa (∆E). Impuls utiče da jezgra atoma (protone) na nižem energetskom nivou podigne na viši nivo, što će uticati da njihov vektor magnetizacije precesira u suprotnom smeru u odnosu na prethodno stanje.

Slika 2, ilustruje uticaj RF impulsa na protone i na ukupnu magnetizaciju M. Na primer, uzmimo da imamo 6 protona usmerenih u pravcu polja (pod A); posle primene RF impulsa dva protona će preći na viši nivo, tj. biće usmereni suprotno (na slici pod B su prema dole). Doći će do toga da će se magnetne sile dva analogna protona poništiti, tako da se ukupna magnetizacija u longitudinalnom pravcu smanjuje.

Slika 2. Dvostruko dejstvo radio talasa na protone: a) neke protone podiže na viši energetski nivo (usmereni su na dole, suprotno od smera spoljašnjeg polja- na slici je u smeru z-ose); b) dovodi do toga da protoni

vrše precesiju sinhronizovano, tj. u fazi, što prvo rezultuje smanjenju longitudinalne magnetizacije a potom uspostavlja novu magnetizaciju u xy-ravni

Slika 3. Magnetizacija koja je sad isključivo

transverzalne prirode

Osim toga, RF impuls sinhronizuje protone i to je još jedan veoma važan efekat: RF impuls je talas koji dovodi faze magnetnih momenata u koherentan odnos. Kada nema dejstva RF impulsa protoni


8

su slobodno orijentisani, i analogni se međusobno poništavaju. Usled dejstva RF impulsa protoni nisu više slobodno orijentisani, već se kreću sinhronizovano, tj. u fazi su. Orijentisani su u istom smeru u isto vreme i zbog toga se njihovi magnetni vektori sabiraju u tom smeru (ista slika, pod B). Ugao za koji RF impuls rotira magnetizaciju naziva se flip ugao. Flip ugao se povećava sa povećanjem amplitude i vremena trajanja RF impulsa. Može se dobiti bilo koji flip ugao, izbor zavisi od imidžing metode. U nastavku ćemo govoriti o flip uglu od 90º.

Zaključujemo da RF impuls prouzrokuje transverzalnu magnetizaciju. Ovaj novouspostavljeni magnetni vektor se takođe precesiono kreće, zajedno sa protonima oko z-ose (pravac spoljašnjeg polja) sa Larmorovom frekvencijom (slika 3, bila bi pod C sa slike 2). U skladu sa Faradejevim zakonom indukcije precesija komponente M u transverzalnoj ravni indukuje napon na prijemniku. Ovaj napon se kasnije transformiše u NMR signal. (slika 4).

Slika 4. Vektor transverzalne magnetizacije, zbog svog

precesionog kretanja, konstantno menja smer i indukuje signal u anteni


9

5. Relaksacije

Signal na slici 4 bi bio kad bi protoni sinhronizovano rotirali, u fazi, i kada se ništa ne bi menjalo. Međutim, po prestanku dejstva RF impulsa, ceo sistem se vraća u stanje ravnoteže. U tom prelaznom periodu razlikujemo dva stanja koja zovemo vremena relaksacije. Longitudinalna magnetizacija počinje da se oporavlja, tj. ponovo raste (longitudialna relaksacija ili T1), a novouspostavljena transverzalna magnetizacija se smanjuje (transverzalna relaksacija ili T2). Važno je napomenuti da se ta prelazna stanja ne nadovezuju već im se vremenski intervali preklapaju. U nastavku sledi objašnjenje tih relaksacija. 5.1 T1 relaksacija

Posle gašenja RF impulsa, protoni se vraćaju sa višeg energetskog stanja na niže (slika 5). Ovaj proces se događa postepeno. Na slici, zbog pojednostavljenja, protoni nisu u fazi iako do njihovog defazovanja ne dolazi odmah.

Slika 5. Vraćajući se na niži energetski nivo, protoni su ponovo orijentisani u pravcu spoljašnjeg magnetnog polja,

tako da nema međusobnog poništavanja magnetskih sila. Longitudialna magnetizacija ponovo raste i na kraju dostiže svoju prvobitnu vrednost.

Šta se tu dešava? Energija RF impulsa, prilikom ove relaksacije, se predaje okruženju oko

protona odnosno tzv. rešetki. Zbog toga se ceo proces naziva relaksacija spin-rešetka. Vreme koje je potrebno longitudinalnoj magnetizaciji da se oporavi naziva se longitudinalno relaksaciono vreme ili T1. Oporavak longitudialne magnetizacije maže da se opiše matematički: MZ=M0· (1-e-t/T1)

Vidimo da je T1 eksponencijalna vremenska konstanta i predstavlja vreme koje je potrebno longitudinalnoj magnetizaciji da ponovo dostigne 63% svoje početne vrednosti. Ako grafički prikažemo longitudialnu magnetizaciju, u zavisnosti od vremena, dobijamo krivu kao na slici 6, desno.


10

Slika 6. Grafička zavisnost longitudialne

magnetizacije od vremena posle gašenja RF impulsa, tzv. T1 kriva 5.2 T2 relaksacija

Jak rezultujući NMR signal daju protoni zbog svoje identične faze koju su stvorili kad je na njih primenjen RF impuls od 90º.

Posle gašenja RF impulsa protoni postepeno prestaju sinhronizovano da se kreću, tj. izlaze iz faze (slika 7). Proces se odvija postepeno, sve manje i manje protona je usmereno u istom pravcu tako da transverzalna magnetizacija s vremenom nestaje, smanjuje se.

Slika 10. Posle prestanka RF impulsa protoni gube faznu koherentnost.

Na donjem delu ilustracije prikazan je pogled odozgo. Zbog jednostavnosti, prikazani su samo neupareni protoni To se dešava zbog dva uzroka: 1) na makroskopskom nivou- prostorna nehomogenost spoljašnjeg magnetnog polja; 2) na mikroskopskom nivou- magnetne interakcije između susednih molekula.

Sledeći slideshow (slideshow 1) pokazuje defazovanje transverzalne magnetizacije nepostedno posle gašenja RF impulsa. Transverzalna magnetizacija se s vremenom smanjuje (slika 8)a vremenska konstanta koja opisuje koliko brzo se taj proces dešava jeste T2 ili transverzalno vreme relaksacije. Ovaj proces se može prestaviti matematički: Mxy(t)= Mxy(0)·e-t/T2*

Slika 8. Zavisnost transverzalne magnetizacije od vremena


11

Iz prethodnog sledi definicija vremena T2: "Vreme potrebno da vrednost transverzalne magnetizacije opadne do 63% od početne vrednosti naziva se transverzalno vreme relaksacije- T2" Vreme T2 opisuje gubitak transverzalne magnetizacije prouzrokovano isključivo mikroskopskim uzrocima. Zbog toga se ovo vreme naziva još i spin- spin interakcija. Defazovanje prouzrokovano kombinacijom oba navedena faktora (mikroskopski i makroskopski) jeste T2* i ono se izračunava jednačinom: 1/T2*= 1/T2 + 1/T2 nehomogeno

Slideshow 1. Prikaz defazovanja transverzalnih vektora kod 3 pojedinačna protona. Zbog jednostavnosti, zanemareno

je smanjenje intenziteta vektora koji se odvija uporedo sa defazovanjem. 5.3 Uticaj relaksacija na mikroskopskom nivou

Dužina vremena relaksacije zavisi od strukture okoline kome protoni predaju energiju apsorbovanu RF impulsom.

Kao što je već rečeno, T1 je relaksacija spin-rešetka jer tokom procesa protoni predaju okruženju energiju. Pošto okruženje protona, rešetka, takođe ima svoje promenljivo magnetno polje (kao što ima i sam proton) najefikasnija predaja energije bi bila u slučaju da magnetna polja protona i rešetke osciluju istom frekvencijom (frekvencijom protona- Larmorovom frekvencijom). Kada se rešetka sastoji od čiste tečnosti, protoni teže predaju energiju jer se mali molekuli vode kreću veoma brzo pa se zbog toga sporije vraćaju u svoje osnovno stanje- vreme T1 je dugačko. Ako se u rešetki nalaze molekuli srednje veličine (npr. molekuli masti) njihovo magnetno polje se menja sa frekvencijom bliskom Larmorovoj frekvenciji precesije protona, pa zbog toga dolazi do


12

brže razmene energije- T1 je kraće. Važno je napomenuti da sa porastom spoljašnjeg magnetnog polja raste i vreme T1 za svako tkivo (koliko će porasti zavisi od vrste tkiva). Razlog je povećana precesiona frekvencija.

Sa druge strane, zbog velike brzine kojom se kreću molekuli vode lokalno magnetno polje je homogenije i time manje utiču na defazovanje protona- vreme T2 je tada duže. U slučaju tečnosti koje nisu čiste, već sadrže neke veće molekule, varijacije u lokalnom magnetnom polju su veće, protoni se brže defazuju i time je T2 kraće. 5.4 Uticaj relaksacija na formiranje signala

Generalnio, T1 je duže od T2 i kod bioloških tkiva T1 se kreće od 260 do 2000 ms, a T2 od 30 do 150 ms. Oba procesa su prouzrokovana potpuno različitim mehanizmima, dešavaju se nezavisno ali u isto vreme.

Za formiranje slike, nama nije dovoljno samo longitudialni ili transverzalni vektor magnetizacije u određenom tkivu. Nama je potreban njihov zbir- rezultujuća magnetizacija datog tkiva. Koristi se za posmatranje procesa relaksacije umesto pojedinačnih prethodno pomenutih vektora. Pošto ceo sistem vrši precesiono kretanje, ukupan vektor se kreće spiralno (slika 9).

Slika 9. Spiralno precesiono kretanje ukupnog

magnetnog vektora

Slika 10. RSI (raspad slobodne indukcije) signal

Promenljiva magnetna sila indukuje električnu struju koja predstavlja NMR signal. Na ovaj način, pomoću prijemnog kalema antene dobijamo NMR signal (slika 10). Ovaj tip signala se naziva RSI signal što je skraćenica od raspada slobodne indukcije (engl. Free Induction Decay - FID). Može se primetiti da povezivanjem vrhova amplituda, u pozitivnom delu signala, dobijamo karakteristiku transverzalne magnetizacije u zavisnosti od vremena.

Jačina primljenog signala zavisi od dužina vremena T1 i T2 ali i od gustine protona, u datoj zapremini. Dovoljno je da se neki od sledećih parametara promeni i intenzitet signala će porasti: -smanjenje T1; -porast T2; -porast gustine protona.


13

6. Spin-eho impulsna sekvenca

U ovom poglavlju razmotrićemo na koji je način moguće dobiti kontrast u NMR slici. Pošto imamo tri parametara za određivanje vrste tkiva (relaksacije T1 i T2 i gustina protona), potrebna nam je metoda koja će prilikom dobijanja NMR signala eliminisati uticaj dva parametra a prikazati razliku između tkiva preko trećeg parametra. Ponekad se tkiva ispituju i preko dva parametra, u kome je jedan od parametara gustina protona. Jedna od metoda koja se najčešće primenjuje je spin-eho impulsna sekvenca.

Spin-eho impulsna sekvenca se sastoji od jednog RF impulsa od 90º za kojim slede jedan ili više RF impulsa od 180º. U nastavku sledi objašnjenje uticaja sekvence na formiranje signala. Kao što je ranije rečeno, dejstvom RF impulsa od 90º rotira se vektor magnetizacije sa čisto longitudialne na čisto transverzalnu ravan. U tom trenutku, transverzalna komponenta magnetizacije Mxy ima maksimalnu vrednost i indukuje RSI signal u prijemnom kalemu. Nakon kratkog vremena protoni počinju da izlaze iz faze, odnosno njihovi magnetni momenti nisu više usmereni u istom pravcu nego dolazi do njihovog "širenja" u transverzalnoj ravni. Da bi se efekat razilaženja faza eliminisao, nakon vremenskog perioda τ emituje se RF impuls od 180º (još zvani i refokusirajući impuls) usled čega dolazi do rotacije vektora magnetizacije oko x- ose za ugao od 180º. Sledeći slajdshow pokazuje dešavanje vektora transverzalne magnetizacije za 3 protona (slajdshow 2), novi indukovan RSI signal se naziva eho. Vremenski interval od centra RF impulsa od 90º do centra prvog signala eha naziva se vreme eha i označava se sa TE i dužine je 2·τ. Analogno tome, oznaka TEn označava vremenski interval od impulsa od 90º do centra n-og signala eha, u posmatranoj sekvenci.

Šta se dešava u to vreme sa drugom komponentom magnetizacije? Longitudialna komponenta magnetizacije MZ nakon refokusirajućeg impulsa orijentisana je u negativnom pravcu z ose. Neposredno nakon RF impulsa ponovo otpočinje relaksacija ali u suprotnom smeru, u trenutku maksimalne amplitude eho signala (vreme TE= 2·τ) longitudialna amplituda je opet jednaka nuli i tada počinje normalna relaksacija. Posle vremena 3·τ vektor magnetizacije će izgubiti svoj transverzalni deo, i novi refokusirajući impuls može (ali ne mora) biti emitovan.

Svakim novim refokusirajućim impulsom maksimalna amplituda eha se smanjuje (zbog toga što longitudialna komponenta tada ne kreće iz nule nego iz negatine vrednosti) dok na kraju ne izgubimo eho signal posle emitovanja dotičnog impulsa. Brzina opadanja tih amplutuda je eksponencijalne prirode sa vremenskom konstantom jednakom vremenu T2, u idealnom slučaju (slika 11). U praksi, nama ne trebaju spin-eho impulsne sekvence sa više od dva refokusirajuća impulsa. Često je dovoljan samo jedan takav impuls u sekvenci.

Slika 11. Prikaz spin-eho impulsne sekvence sa 2 eho

signala. Maksimum svakog sledećeg eho signala opada eksponencijalno, sa vremenskom konstantom T2.

Vreme između dva susedna RF impulsa od 90º kod spin-eho impulsne sekvence naziva se vreme ponavljanja i označava se sa TR (engl. Repetition time). Vreme između poslednjeg


14

refokusirajućeg impulsa i sledećeg impulsa od 90º (početak sledeće sekvence) naziva se time delay i označava se sa TD.Sa promenom dužina TE i TR (a samim tim i TD) mi selektujemo uticaj jednog (ponekad i dva) parametra koji će svojom razlikom između dva ili više NMR signala pokazati razliku između tkiva. Bitan je i trenutak odabira, trenutak kada se vrednost signala uzimaju za obradu. Promenom trenutka odabira mi menjamo razliku između tkiva što će se na slici prikazati kao promena kontrasta. Ovde ćemo obraditi uticaj T1 i T2 parametra na kontrast slike (i samo napomenuti uticaj gustine protona), jer se za njih koristi prethodno opisana impulsna sekvenca. Te metode se zovu T1 i T2 kontrasti.

Treba još napomenuti da za dobijanje NMR slike potrebno je više puta ponoviti impulsnu

sekvencu, pri kome je prva sekvenca pobudna i iz nje se ne uzima informacija.

Slideshow 2. Grafički prikaz uticaja refokusirajućeg impulsa na linije vektora transverzalne magnetizacije. U gornjem

desnom delu nalazi se vremenski dijagram primljenog signala na prijemnoj anteni.


15

7. Kontrasti u dobijanju slike (T1 i T2)

Podsećanje u vezi prirode T1 i T2 relaksacije: -pobuđuje ih RF impuls od 90º -dešavaju se istovremeno -različite su prirode njihovog nastanka -njihova dužina je karakteristična za svako tkivo i zavisna je od jačine spoljašnjeg polja

Važno je još napomenuti da iako su pomenute rekalsacije po prirodi nastanka različite,

postoji veza između njih. Ako je za neko tkivo T1 dugačko- T2 će isto biti dugačko, i obrnuto. Za dobijanje kvalitetne

slike neke oblasti potrebno je poznavati osobine relaksacije okolnih tkiva, da bismo znali koji kontrast da koristimo. 7.1 T1 kontrast

Karakteristično za ovu metodu je nedozvoljavanje potpune relaksacije magnetnog vektora, za tkiva sa velikim vremenom T1. Zbog toga je TR kratko (manje od 600 ms). Da bi eliminisali uticaj T2 vreme TE mora biti manje od T2. Zbog malog TE uticaj refokusirajućeg impulsa je zanemarljiv pa sličan efekat dobijamo sa impulsnom sekvencom od čisto impulsa od 90º. Signal za obradu slike se uzima u trenutku TE. Kontrast slike zavisi od dužine TE i na sledećim slajdovima je ona prikazana, vrednosti TE su respektivno 10 ms, 30 ms, 40 ms za vrednost TR 400 ms (slajdshow 3). Na slajdovima su prikazani vremenski dijagrami magnetne T1 i T2 relaksacije u nama bitnim vremenima za dve različite vrste tkiva (belu i sivu moždanu masu), matrica po kojoj se signal transformiše u kontrast i izgled dobijene slike (presek mozga).

Sa dijagrama se vidi posledica veze između dužina T1 i T2 koje sam napomenuo u uvodu o kontrastima. Sa dužim T1 tkiva će slati RSI signal manje amplitude u odnosu na tkiva sa kraćim T1 i time će slika biti svetlija za tkiva sa kraćim T1, npr. signal dobijen od bele mase. Slika dobijena ovom metodom daje kontrast tkiva kakav bismo imali kad bi tkivo videli uživo, prilikom operacije. Zaključak bi bio sa se prilikom “farbanja tkiva” preko specijalizovanih programa verovatno koriste baš ove slike.

Tipično vreme TE je manje od 25 ms. Treba da bude što kraće kod ove metode jer postoji mogućnost komplikacije pri kome se gubi kontrast između tkiva. Razlog je u presecanju krivih T2 kod nekih tkiva prilikom dužeg vremenskog perioda. Kod T2 kontrasta takav problem ne postoji.


16

Slideshow 3. Prikaz zavisnosti vremena odbirka signala od kontrasta slike, dobijene u T1 kontrastu. Tkiva koja

ispitujemo su bela i siva masa u mozgu. Na vremenskom dijagramu, između dva impulsa od 900 prikazana je njihova T1 karakteristika, posle je prikaz T2 karakteristike.

7.2 T2 kontrast

Ova metoda, suprotno od prethodno opisane, daje dovoljno vremena da se protoni tkiva relaksiraju pre nego što ponovo budu pobuđeni impulsom od 90º. Zbog toga je TR veliko, čime se eliminiše uticaj T1. Još jedna prednost korišćenja spin-eho sekvence, kod ove metode, je i eliminacija uticaja nehomogenosti spoljašnjeg magnetnog polja (ranije pomenuti- makroskopski uticaj).

Vrednost kontrasta (separacija T2 između tkiva) jako zavisi od vremena odabira, koji je TE i prikazana je na sledećim slajdovima (slajdshow 4). Separacija je najveća za TE jednakoj prosečnoj vrednosti T2 uzetoj od okolnih tkiva iz kojih se informacija uzima. Znači, TE zavisi od lokacije iz koje se signal posmatra. Slično kao u T1 kontrastu, ovde veza između T1 i T2 daje prednost tkivima sa dužim T2, signal im je jači pa je na slici prikazan svetlije. Slika dobijena tom metodom je negativ. Zanimljivo je napomenuti da se slična slika dobija i kod T1 kontrasta, kad bi vreme TE bilo dovoljno dugo, ali se to ne praktikuje.

Vrednost TR za ovu metodu je tipično veće od 1800 ms, a TE je veće od 80 ms.


17

Slideshow 4. Prikaz zavisnosti vremena odbiraka od kontrasta slike dobijene u T2 kontrastu. Zbog jednostavnosti i

znanja da su T1 karakteristike u saturaciji, sa diagrama je izbačeno T1 karakteristika. Vremena TE sa slideshow-a su, gledano u smeru kazaljke na satu, respektivno 20 ms, 60 ms, 100 ms i 140 ms; za vrednost TR jednaku 2500 ms.

7.3 Dodatak

U ovim metodama je prisutan uticaj gustine protona na stvaranje NMR signala ali je on zanemarljiv u odnosu na uticaj selektovanog parametra. Jedini način da uključimo uticaj gustine protona je da minimizujemo uticaj prethodna dva parametara. Iz saznanja za dobijanje prethodnih metoda, može se izvesti zaključak da za dobijanje signala koji će zavisiti isključivo od gustine protona TR mora biti veliko a TE malo. Takavu spin-eho impulsnu sekvencu nazivamo Proton Density Weighted. U literaturi nisam našao da se ova metoda dobijanja slike koristi u praksi, iako su mi na Institutu za onkologiju u Sremskoj Kamenici pokazali da je koriste.


18

Literatura 1.) Nuklearna magnetna rezonancija u onkologiji, Vladimir Vit. Baltić, Institut za

onkologiju Sremska Kamenica, 2002. 2.) Phusical principles- signal generation.ppt , Philips, 2003.

Documents

Nuklearna Magnetna Rezonancija Seminarski