This document is posted to help you gain knowledge. Please leave a comment to let me know what you think about it! Share it to your friends and learn new things together.
Principi MRI su već dobro poznati. Jezgre atoma, kada se stave u magnetno polje i stimulišu
radiovalovima odreĎene frekvencije, emituju mjerljiv radio signal. Ovaj fenomen je
karakteristika svih stabilnih atomskih jezgri koje sadrže neparan broj protona, neutrona ili i protona i neutrona. Ove čestice posjeduju dva ključna svojstva, spin i magnetski momenat.
Približno dvije trećine svih stabilnih atomskih jezgri imaju spin i magnetski momenat. Jezgra
vodika ili proton je najjednostavnije jezgro tog tipa. To je takoĎe najobilniji elemenat u tijelu,
u kojem preovladava voda. Kod opisivanja ponašanja jednog atomskog jezgra neophodno je
koristiti matematički model kvantne mehanike. Ovo meĎutim vodi ka rezultatima koji nisu
lako shvatljivi. Zbog toga studije ponašanja protona nisu fokusirane na pojedinačnu jezgru,
već uglavnom na sumu mnogih jezgri. Zajedno one su prihvatljive za proceduremakroskopskog m jerenja i mogu biti obraĎivane u skladu sa ustanovljenim modelima klasične
fizike.
Kada se tijelo stavi u jako magnetno polje, postaje privremeno namagnetisano. Ovo stanje je
postignuto jer su se jezgre vodika u tijelu poredale u smjeru jakog magnetnog polja. U ovom
stanju, tijelo će odgovoriti na odgovarajući način kod izlaganja radiovalovima posebne
frekvence. Kod ove frekvence radioprijemnik prihvata odgovor od tijela. Kada su skenirane
multiple radiofrekvence ne dešava se ništa, ali kod odreĎene frekvence, emitovan je od tijela
signal poput ehoa. Za date jezgre , frekvenca kod koje se dešava taj spin-eho fenomen poznata
je kao Larmorova frekvenca i ona zavisi od jačine magnetnog polja u tom trenutku. Sam
fenomen je poznat kao “rezonanca”.
Pažljiva analiza spin eho signala pokazuje odakle svaka komponenta frekvence dolazi.
Namjerno učinjeno je da frekvenca rezonance bude različita, kod svakog položaja povremeno
pridodatog dodatnog magnetnog polja, koje obrazuje gradijent magnetnog polja. Ova
prostorna informacija kod MRI sadržana je u f rekvenci signala, za razliku od slika zasnovanih
na bazi X-zračenja poput CT-a.
Fizikalne karakteristike elementa volumena ili » voxel-a« tkiva su prevedene od kompjutera u
dvodimenzionalne slike sastavljene od elemenata slike ili » pixel-a«. Kod MRI on odražava
gustinu vodonika. Tačnije MR signal odražava gustinu pokretnih jezgri vodonika
modificiranu hemijskom okolinom, to jeste, magnetskim relaksacionim vremenima, T1 i T2, i
perzistira, odnosno koliko sporo transverzalno namagnetisanje opada od njene početne
maksimalne vrijednosti. Ovo opadanje zavisi od T2 supstance.
Upotrebom kratkog TR dobije se različit signal od tkiva sa kratkim ili dugim T1 vremenom,
odnosno signal tkiva sa kratkim T1 je jači, pa se ove slike zovu T1 ovisnim slikama. Uočavase da supstance sa niskim vrijednostima T1 imaju jači intenzitet signala na T1W slikama. Zato
je T1 uravnotežena slika, slika dobijena sa kratkim TR i TE. Supstance sa dugim T2
vremenima obrazovat će jače signale od supstanci sa kraćim T2 vremenima kada su dobijene
sa istim TE i sličnom gustinom protona i T1. Povećavajući TE raste razlika u T2
relaksacionim vremenima izmeĎu supstanci, povećavajući T2W. T2 uravnotežene slike ističu
razlike u T2 karakteristikama tkiva.
Sa dugim TR dobije se sličan signal iz različitih tkiva. Kada je TR produženo, sve supstance
potpuno oporave longitudinalno namagnetisanje izmeĎu ponavljanja i intenzitet piksela ne
ovisi od T1. Kod kratkog TE, efekat T2 opadanja je smanjen i ono što nam ostaje je slika koja
ovisi u prvom redu od razlika u gustini protona, odnosno to je uravnotežena slika gustine
protona - PDW ( proton density-weighted image). Ove slike ovise o bogatstvu protona u
odreĎenom tkivu. Područje u kome nema protona biti će bez signala. Ako različita tkiva imaju
jednako T1 vrijeme, signali su im različiti kod razlike u gustini protona.
Da se maksimaliziraju longitudinalna i transverzalna komponenta, koristi se dugo TR i kratko
TE. Ove slike daju informacije o gustini protona - PD ( proton density ). Upotrebom različitih
radiofrekventnih impulsa na MR slici mogu jače ili slabije istaći pojedine tkivne
karakteristike, odnosno T1 i T2 osobine pojedinih tkiva, čime se postiže dobijanje različitih
impulsnih sekvenci vizuelizacije.
Ove impulsne sekvence su rezultat kombinacije elektromagnetnih impulsa od 90° ili 180°,
koji prenose energiju radi podražaja protona. Ovisnost signala od ovih parametara varira za
različite korištene mjerne sekvence. Od izbora impulsne sekvence ovisi i intenzitet signala u
tkivu.
Kod sekvenci obnove saturacije ( saturation recovery ) ili djelimične obnove saturacije
( partial saturation pulse sequences), koriste se samo impulsi od 90°, dva takva impulsa koja
se razlikuju samo po dužini TR. D jelimična saturacija je poseban tip impulsne sekvence sa
kratkim TR, u kojoj prethodni impulsi ostavljaju spinove u stanju zasićenja, oporavak u
vrijeme slijedećeg impulsa dešava od početnog stanja bez namagnetisanja, čime se dobija
• trodimenzionalne metode sekvencijalnih tačaka, itd.
Za slikanje presjeka ljudskog tijela in vivo najviše se koristi planarna metoda. Princip MR
lokacije je jednostavna procedura za lociranje mjerenja, pri čemu je detektovan samo MR
signal ograničenog elementa volumena, ispitivanog objekta. Uzastopnim mjerenjima nizova
voksela ljudskog tijela, može biti napravljena slika sloja. Za planarni metod slikanja, da se
izdvoji željeni sloj, prvo je uključeno gradijentno polje okomito na ravan sloja, to znači, na
primjer, za aksijalni sloj gradijent leži u sm jeru osovine tijela. Ako je MR prijemnik usklaĎen
sa frekvencom homogenog dijela volumena, tada je dobijen spektar sa pikovima samo od
ovog dijela volumena.
Debljina sloja snimanja
Debljina sloja se može odrediti na dva načina : umjesto monofrekventnog RF impulsa se
pošalje impuls koji sadrži veći broj frekvenci unutar odreĎenog frekventnog raspona ( band
width ), variranjem širine tog frekventnog raspona mijenjat će se i debljina sloja snimanja, ili
da se koristi samo jedna širina frekventnog raspona radiofrekventnog impulsa, a debljinu sloja
je moguće mijenjati strminom gradijenta magnetskog polja za odabrani sloj, s tim da strmiji
gradijent uz istu širinu frekventnog raspona daje uži sloj, a blaži gradijent deblji sloj.
PRAVLJENJE MR SLIKA
U odnosu na X zračenje koje je pravilno usmjereno, svojstva radiovalova ne dozvoljavaju
direktno prepoznavanje signala koji potiče iz različitih tačaka organizma. Ovo razlikovanje
kod MR zahtijeva korištenje spektralnog kodiranja. Ovo kodiranje koristi osnovnu jednačinu
ω=γB, gdje je ω frekvenca precesije ili Larmorova frekvenca, γ žiromagnetski odnos, a B
jačina polja magnetske indukcije. Ako primijenjeno magnetsko pol je varira linearno duž jednog pravca, frekvencija signala ovisi od pozicije emitujućih jezgri duž tog pravca. Kada se
MR koristi za formiranje slike, jednostavno detektovanje prisustva protona vodika nije
dovoljno. Mora biti odreĎena njihova relativna pozicija u tijelu. Za MR slikanje neophodno je
diferencirati doprinos MR signalu iz različitih regiona tijela koji se ispituju.
Stvaranje MR slike zahtijeva kombinaciju prostornih i informacija o intenzitetu. Prostorna
informacija je kodirana u frekvencijama k oje sadrži spin eho signal. Frekvence rezonance
ovise od lokalne vrijednosti magnetskog polja. Premda je glavno magnetno polje dizajnirano
Atom sam po sebi proizvodi ekstremno kratak signal T1 i T2 reda nekoliko milisekundi, jasno
je da samo velika koncentracija jezgri može dati dovoljno jak signal za snimanje, obradu i
prezentaciju.
Obzirom da više varijabli utiče na intenzitet signala t j. na kontrast slike, opasno je
karakterizirati tkivo samo na bazi jednog jedinog snimanja. Kako postoje tri različite
varijable, H koncentracija i prosječni T1 i T2 vodonika sadržanog u vokselu, neophodna su
najmanje tri snimanja sa različitim TR i TE, da bi se riješile ove tri nepoznan ice. Smanjenjem
veličine voxela, raste prostorna rezolucija, ali se istovremeno smanjuje i jačina signala, a time
odnos signal/šum ili kontrastna rezolucija. Biranjem veličine voksela odabire se izmeĎu
prostorne ili kontrastne rezolucije, jer jedna ide na račun drug.
Odnos signal/šum je proporcionalan intenzitetu magnetnog polja. MeĎutim aparati sa jakim
poljima imaju i neke svoje nedostatke kao što su: produženje T1 tkiva, što zahtijeva duža TR
vremena, a dolazi i do zagrijavanja tkiva zbog porasta frekvence podražajnog
radiofrekventnog vala, a takoĎe su skuplji zbog korištenja kompleksne tehnologije.
Digitalna obrada MR signala
Sve tehnike slikanja CT, UZ, MR ispituju tkivo sa raspoloživim energijama, da bi dobili
detektabilan odgovor tkiva, u vidu strujnog impulsa (tzv. analogni signal ili video signal)detektiran pomoću nizova detektora. Ovaj odgovor (analogni signal) se zatim postepeno
pretvara u broj, pomoću analogno numeričkog pretvarača, koji se pohrani u kompjuteru na
matematičkoj matrici, sastavljenoj od redova i kolona, koji formiraju male kvadratiće, tzv.
elemente slike ili piksele.
Ova matematička slika, čija brojčana ili numerička vrijednost nosi u sebi informaciju o
intenzitetu video signala, može se u numeričko analognom pretvaraču pretvoriti u intenzitete
sivila prema nizovima sive skale, gdje su dvije osnovne boje crna i bijela, sa svim prelazima
izmeĎu te dvije boje. Ovako se na osnovu video signala, od brojeva formira crno-bijela slika.
Broj (intenzitet signala kod MR) i njegov položaj na slici (piksel) su u skladu
(korespondiraju) sa središnjim odgovorom volumena tkiva (voksel), lociranim u prostoru u
tačno istoj poziciji u sloju, kao da je sloj beskonačno tanak. Razlike u intenzitetu signala
dobijene iz svakog voksela sačinjavaju kontrast slike. Formiranje slike se odvija prema
Adekvatnim manipulisanjem ovim parametrima mogu se dobiti brze sekvence (korištenje pola
K prostora i malog broja centralnih linija). U K prostorima se pohranjuju informacije o
frekvenciji signala i o mjestu odakle oni dolaze. Budući da je frekvenca zapravo i promjena
faze u jedinici vremena, vrijednosti faznog pomaka pojedinih fazno obilježenih protona se
pretvaraju u frekvencije, tako da se obrazuje sinusna valna krivulja koja povezuje sve fazne
vrijednosti pridružene odreĎenom faznom pomaku. Takva krivul ja ima svoju
pseudofrekvenciju. Za svaku promjenu amplitude gradijenta za fazno obilježavanje dobija se
nova pseudofrekvencija koja se smješta u odgovarajuću liniju K prostora.
ZAKLJUČAK
MR mašina je jedan veoma kompleksan sistem koji je baziran na složenim fizikalnim principima koji vladaju unutar atoma. U odnosu na savršeno usmjereni snop X-zraka,
svojstva radiovalova ne dopuštaju razlikovanje signala porijeklom iz različitih tačaka
organizma. Ovo razlikovanje zahtijeva korištenje spektralnog kodiranja. Ovo kodiranje koristi
osnovnu jednačinu ω=γB. U ovoj jednačini, frekvenca ω, predstavlja frekvencu precesije ili
Larmor-ovu frekvencu, B je jačina magnetskog polja, izražena u Gauss-ima ili Tesla-ma (T)
(1Tesla =10 kg Gauss-a), i γ je žiromagnetski odnos, koji je konstanta za svaki tip jezgri.
Većina teškoća ove tehnike dolazi od slabog intenziteta zbirnog signala i neophodnosti da se
dobije najbolji mogući odnos signal/šum ( od Engleskog signal to noice ratio-SNR). Ovaj
odnos ovisi od više faktora, a naročito od intenziteta magnetskog polja. Odnos SNR je
proporcionalan intenzitetu magnetnog polja.
Aparati sa jačim poljem pokazuju i neke nedostatke: produženje T1 tkiva, što zahtijeva duže
vrijeme ponavljanja (TR), zagrijavanje tkiva od porasta frekvencije podražajnog talasa,
skuplji su. Tehnike proistekle iz skanografije dopuštaju da se restituiše cjelokupan objekt
počev od dobijene projekcije, postavljajući gradijent polja uzastopno u više pravaca prostora.
Impuls selektivne ekscitacije primijenjen simultano na gradijent polja dozvolit će posmatranje
sloja objekta. Ove tehnike dopuštaju dobijanje cijelog objekta u jednom jedinom posmatranju
i one daju najbolji odnos signal/šum (signal to noise ratio- SNR) zato su nazvane 3-
dimenzionalnim (3D).
REFERENCE
Bešlić, P. (2011). Magnetna rezonanca ( MRI ) . Sarajevo: Zalihnica, Sarajevo.