Slikanje z magnetno
resonanco
Zgodovina jedrske magnetne resonance
Purcell, Torrey, Pound (1946)
Bloch, Hansen, Packard (1946)
1D NMR spektroskopija
(CW)
•
•
•
•
Jedra v močnem magnetnem polju
Jedrska precesija
Signal magnetne resonance
Povprečevanje signala
Nobelovi nagrajenci
R.R. Ernst
1991 kemija
Odkril je večdimenzionalno NMR in utemeljil
Fourierove metode slikanja z MRI
Pulzni NMR
Pojav računalnikov
P. Mansfield
P.C. Lauterbur (1973)
P. Mansfield (1973)
R.R. Ernst (1975)
Večdimenzionalna
spektroskopija z jedrsko
magnetno
resonanco
Uporaba jedrske
magnetne resonance
v biomedicini
NQR ,
“Solid state NMR”,
NMR v Zemeljskem polju
2003 medicina
Prvi je razvil je hitre metode slikanja z MRI
(Echo planarno slikanje)
P.C. Lauterbur 2003 medicina
Prvi je posnel dvodimenzionlano MRI sliko
Magnetno resonančni tomograf
Spin in magnetni dipolni moment jeder
Planeti se vrtijo svoje osi.
Klinični sistem
B0 = 1,5 T, odprtina 60 cm
Jedrska magnetizacija
Posledica vrtenja jeder
(spina) je induciran dipolni
moment jeder.
Raziskovalni sistem za mikro MRI
B0 = 7 T, odprtina 3 cm
Jedrska magnetizacija
M v B0 / T
Podobno kot planeti se tudi
večina jeder vrti okoli svoje
osi (imajo spin).
1000000 : 1000001
Malo več jeder ima orientacijo v smeri
magnetnega polja, kot v nasprotni smeri.
Jedrska magnetizacija
¦p
mi
M
i
V
Jedrska magnetizacija
Jedrska precesija
B0
B0 = 0
E=1/2γћB0
E=0
N-
ΔE= γћB0
E=-1/2γћB0
N+
N
N
Mv
§ 'E ·
exp ¨
¸
© kT ¹
N
'E B0
1 |
v
N
kT
T
Z0
Mdt
M
pm u B0
pm
J*
Jedra se v magnetnem polju gibljejo
podobno kot vrtalka.
Larmorjeva frekvenca
Jedrska absorpcija
Jedrska precesija
d*
JB0
B0
dpm
Neresonančni pogoj
Z0 z JB0
pm
dpm
dt
J pm u B0
Če je jakost magnetnega RF polja enaka
B1, bo po času tp jedrska magnetizacija
odklonjena od začetne lege za kot
T
Resonančni pogoj
Z0
JB0
J B1 t p
Preprost pulzni eksperiment z jedrsko
magnetno resonanco
S
tuljava
MR signal
MR signal je sorazmeren inducirani
napetosti v RF tuljavi:
S0 exp(iZ0t ) exp(t / T2 )
Z0
dIm
dt
Im v M 0 sin(Zt )
Ui
t
M
FT
B0
Z
vzorec
U i v M 0Z cos(Zt )
Ui
Z0
U i 0 v M 0Z
Z
MR signal
MR signal je sorazmeren kvadratu
magnetnega polja in je obratno
sorazmeren absolutni temperaturi
vzorca
Povprečevanje signala
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) .
Ui
U0
Ui
2U0
t
U i 0 v M 0Z
Z J B0
M0 v
B0
T
B0 2
Ui0 v
T
Ui
U0
=
+
t
t
Signal se poveča 2 x !
Povprečevanje šuma
Razmerje signal/šum
Brez povprečevanja
Ui
Ui
SNR1
σ
U0
V
N povprečitev
2 povprečitvi
SNR2
2U 0
2V
2 SNR1
SNRN
N U0
N SNR1
NV
t
Ui
√2σ
=
+
Ui
t
Ui
2U0
U0
σ
t
t
Signal se poveča √2 x !
Jedrska relaksacija
•
•
•
•
Jedrska relaksacija
Spinski odmev
Gradient magnetnega polja
Slikanje z magnetno resonanco
v eni dimenziji
Po vzbuditvenem RF pulzu S/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
z
z
z
y
x
T2 relaksacija
y
x
z
y
x
z
y
y
x
x
Mz
Mxy
M0
M0
M0/2
M0/2
t
T1 ln(2)
T2 ln(2)
Relaksacija
Mz
Mxy
M0
M0
M0/2
M0/2
T1 ln(2)
T1 – longitudinalna relaksacija
t
T2 ln(2)
T2 – transverzalna relaksacija
y
x
y
x
t
Spinski odmev
t
y
x
Gradient magnetnega polja
Spinski odmev
S>x@
B0
S>y@
x
odmev
+
Gx x
t
TE/2
TE/2
x
signal
=
Sedlasta
tuljava
t
Jedra v gradientu magnetnega polja
Z J B0 J G x
Z J B0
B0
x
B
Maxwellov par
x
Jedra v gradientu magnetnega polja
y
y
B
x
Gy
ty
65 MHz
65 MHz
65 MHz
Jedra v homogenem
magnetnem polju.
64 MHz
65 MHz
Jedra v gradientu
magnetnega polja.
66 MHz
t=0
t
t>ty
Slikanje v eni dimenziji
B
x
Z0
Z ( x ) Z0
Z
B
Z
Z ( x ) Z0 J G x x
Slikanje v dveh dimenzijah
Metoda slikanja: rekonstrukcija iz projekcij
(back projection reconstruction)
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
Prva MRI slika je bila posneta leta 1973
Lauterbur, P.C. (1973). Nature 242, 190.
MR slika in k-prostor
Kvadraturna detekcija signala
z’
Detektiramo lahko x in y komponento magnetizacije v
koordinatnem sistemu, ki se vrti s frekvenco Zr .
M
S
My’
Mx’
Mx’
* cos(Z r t )
1
cos(Z 0 Z r )t 2
* sin(Z r t )
cos(Z 0t )
Singal iz
tuljave
Referenčni signal
spektrometra
1
sin(Z 0 Z r )t 2
My’
S
y’
t
kx
k { J ³ G (t ') dt '
t
0
x’
0
S (k )
1
cos(Z 0 Z r )t 2
³ U (r ) exp(ikr ) dr
FT-1
1
sin(Z 0 Z r )t 2
FT
U (r )
odfiltriramo
1
S (k ) exp(ikr ) dk
(2S ) D ³
Signal (MR slika) v kprostoru
MR slika
Zajem signala v k-prostoru
RF
ky
AQ
S
ky
AQ
Gx
Gx
Gy
kx
S hkratnim vklopom gradienta magnetnega polja in
začetkom zajemanja signala, lahko zajememo signal
vzdolž poltraka v k-prostoru.
º
0
AQ
G
t
³ U (r ) exp «¬iJ r ³ G(t ')dt '»¼ dr
S (t )
Zajem signala v k-prostoru
RF
ª
ky
Gy
kx
Negativni gradient pred začetkom zajemanja signala
omogoči, da lahko signal zajememo tudi iz negativnega
poltraka k-prostora.
Zajem signala v k-prostoru
RF
S
Zajem signala v k-prostoru
RF
ky
S
ky
AQ
AQ
Gx
Gy
kx
Vklop faznega gradienta lahko prestavi začetek
zajemanja signal v poljubno vrstico vzporedno s
centralno vrstico
ky = 0.
S
S
Gy
kx
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.
Slikanje s spinskim odmevom
RF
TR
Gx
Vzbuditev NMR signala v rezini
exp( 2 t 2 / ' t 2 iZ 0t )
ky
exp( 8 (Z Z 0 ) 2 ' t 2 )
AQ
FT
TR
Gx
t
Gy
Z
kx
1/(2't)
't
TE
Z oblikovanim RF pulzom lahko vzbudimo le tista jedra, katerih precesijske frekvence
so znotraj njegovega frekvenčnega spektra.
Zaporedje za slikanje s spinskim odmevom ima dva
pomembna parametra, ki močno vplivata na kontrast
slike: TE in TR.
debelina rezine v 1 G ' t
Slikanje s spinskim odmevom
(Spin Echo, SE)
RF
y
S
S
AQ
x
Gx
z
Gy
Gz
• 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
Dodatni parametri slikanja:
debelina in orientacija rezine
TE
Kontrast v MR slikah posnetih z
zaporedjem s spinskim odmevom
signal v U exp(TE / T2 ) (1 exp(TR / T1 ))
Relaksacijski časi tkiv
Tkivo
T2 (ms)
Gostota magnet. polja
TE
Gostotna slika
TR
0
(<< T2)
∞
(>> T1)
T1 obtežena
slika
0
(<< T2)
T1
T2 obtežena
slika
T2
∞
(>> T1)
T1(ms)
T1(ms)
T1(ms)
1,5 T
1T
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
Slikanje z več spinskimi odmevi
S
S
S
RF
S
AQ
AQ
AQ
Gx
Gy
T1 obtežena slika
Gostotna slika
T2 obtežena slika
•
•
•
•
•
tekočina je temna
siva snov je
temnejša od bele
tekočina je temna
siva snov je
svetlejša od bele
Gz
tekočina je
svetlejša od sive in
bele snovi
TE
TE
TE
y
Slikanje z več spinskimi odmevi
Slikanje več rezin hkrati
x
Znotraj enga časa TR lahko vzbudimo več vzporednih rezin.
z
RF
S
S
AQ
RF
Gx
Signal
A exp(TE / T2 )
S prilagajanjem parametrov A in T2
intenziteti signala v točki slike ob
različnih časih TE lahko izračunamo
sliko relaksacijskega časa T2.
S
AQ
Gx
Gy
signal
S
RF
S
S
AQ
Gy
Gz
Gz
Gx
RF
Gy
Gx
Gz
Gy
S
AQ
TE
TE
S
Gz
TE
TE
TR
TE
Slikanje več rezin hkrati
Slikanje z gradientnim odmevom
(Gradient Echo, GRE , GRASS, GE, Fast Field Echo, FFE, Field Echo, FAST)
T
RF
exp(-TE/T2)
Signal
exp(-TE/T2*)
AQ
SE
GRE
Gx
TE
Gy
•
Signal pri slikanju z gradientnim
odmevom je močno odvisen od
homogenosti magnetnega polja (T2*
< T2).
Gz
•
Če je T < 90° je možno zaporedje hitro
ponavljati.
TE
Slikanje z gradientnim odmevom
Mz
Inverzija magnetizacije
M
My’
Mz
Mz
T1 ln(2)
TI
My’
Mx’
TR = 50 ms
T= 15o
TE = 5 ms
Mx’
- M0
Mz
TR = 25 ms
T= 15o
TE = 5 ms
My’
TR = 100 ms
T= 15o
TE = 5 ms
RF
S
S
TI
Mx’
M
M
t
S
TI – čas inverzije
Slikanje z inverzijo magnetizacije
Inverzija magnetizacije
Mz
(Inversion Recovery, IR)
RF
S
S
S
AQ
Gx
t
Gy
T1
Gz
S
S
TI
RF
S
S
TE
• Kratek čas inverzije (short tau inversion recovery - STIR)
izločanje maščob
• Dolg čas inverzije (fluid-attenuated inversion recovery - FLAIR)
izločanje tekočin
TI
y
N
Slikanje z inverzijo magnetizacije
Izločena
maščoba
TI = 150 ms
Parametri slikanja
Geometrijski parametri:
•
•
STIR
Izločena
možganska
tekočina
TI = 700 ms
•
•
•
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
x
z
FOV
RF
< T1
SlTh
M2
FLAIR
M1
Ločljivost MR slike
Parametri slikanja
Parametri zajema signala:
•
FOV
N
Dolžine RF pulzov (S/2 in S, D), oziroma moč RF oddajnika
za oblikovane pulze
Hitrost zajemanja signala 't (frequency bandwidth)
FOV = 2S / (JG 't)
Fazna smer
•
'x
'y
't
•
FOV
N
Nivo sprejemnika (RG - receiver gain)
Bralna smer
•
•
Čas spinskega odmeva TE
Hitrost ponavljanja zaporedja TR
Δt
Močan vpliv na
kontrast slike
Q Ločljivost MR slike
Primer : Δt = 20 μs , N = 256
200 Hz
200 Hz
1
't
'Q
1
N 't
Ločljivost MR slike
Slike vzorcev različnih kemijskih
komponent so v bralni smeri
zamaknjene in neostre.
Δν = 100 Hz
Točka objekta se je
razmazala čez 12 točk slike.
1000 Hz
objekt
FT
slika
objekt
slika
Ločljivost MR slike
FOV
2S
J G 't
Primerjava osnovnih MRI zaporedij
•
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.
•
Spin-echo
Gradient-echo
Inversion-recovery
(SE)
(field-echo, FLASH)
(STIR, FLAIR)
TR, TE
T
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 (3-D Imaging)
y
RF
• Prostorsko slikanje
• Magnetno resonančna
angiografija
• Kontrastna sredstva pri slikanju z
magnetno resonanco
RF
“multi slice”
AQ
x
Gx
D
Gy
Gx
z
Gz
RF
Gy
Gx
Gy
Gz
y
Gz
x
RF
Gx
Gy
TR
Gz
z
3D imaging
Prostorsko slikanje (3-D Imaging)
•
•
•
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)
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
“phase contrast” angiografija (PCA)
b
a
Če ima rezina s katero vzbudimo signal
isto lego, kot rezina v kateri izvedemo S
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 Spulz in je žila
pravokotna na to rezino, potem bomo
videli le signal tekoče krvi in nič signala
iz mirujočih delov.
“phase contrast” angiografija (PCA)
Ma
J ³ xa Gbpdt
xa
xb Ma
Mb
J ³ xbGbpdt
Mb
Mirujoči spini
xa z xb Ma z Mb Ma Mb v v
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.
“phase contrast” angiografija (PCA)
Primer zaporedja za
PCA. Signala obeh zaporedij
moramo odšteti, da dobimo PCA
sliko.
Mirujoči spini
Gibajoči spini
Mirujoči spini
Signal = 0
Gibajoči spini
Signal je sorazmeren
hitrosti
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
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
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
Interkapilarno
gibanje
Intercelularno gibanje
Extracelularno
gibanje
Difuzija in spinski odmev
RF
S
S
AQ
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.
G
G
Signal (t )
b
'
Signal0 exp(t / T2 ) exp(bD)
2J 2G 2G 2 (' G / 3)
D = 2 *10-9 m2/s
Difuzija v vodi
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.
Diffusion Tensor Imaging (DTI)
sledenje živčnim vlaknom
Slikanje difuzijske konstante
(apparent diffussion coeffieceint (ADC) mapping)
Difuzija je v različnih smereh različna.
Z merjenjem difuzijskega tenzorja
lahko spremljamo smer največje
difuzije in s tem sledimo smeri živčnih
vlaken.
“Echo-Planar” slikanje (funkcijski MRI)
(EPI)
“Fast Spin-Echo” slikanje
(FSE, RARE, turbo spin-echo, TSE)
“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.
ky
“Fast spin-echo” zaporedje ima več spinskih
odmevov. Z vsakim od njih zajamemo signal
različnih delov k-prostora.
kx
Funkcijski MRI
Funkcijski MRI
BOLD – Blood Oxygenation Level Dependent
Hemoglobin
Šibko diamagneten
Deoxyhem
oglobin
Močno paramagneten
•
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
“Magnetization Transfer” slikanje
“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).
Z RF pulzom lahko energijo vložimo
samo v vodno črto, ki ni sklopljena s
proteini. Potem bo vsa energija odtekla
v mrežo.
voda
dodatni RF pulz s katerim damo energijo proteinom
protein
voda
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
protein
voda
“Magnetization Transfer” slikanje
Magnetization transfer (MT) slika bolnika po
poškodbi glave.
Zdrav prostovoljec
• Magnetno resonančna
spektroskopija
• Napredne metode slikanja z
magnetno resonanco:
• Paralelno slikanje,
• Slikanje s hiperpolariziranimi
plini
Poškodovanec s poškodbami glave
Prostorsko selektivna spektroskopija
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
B1 ( z)
Signal v T sin(T )
2
z
0
S
Prostorsko lokalizacijo NMR signala lahko dosežemo :
• z oblikovanjem statičnega magnetnega polja
• s površinskimi tuljavami
• z večkratnim spinskim odmevom iz ortogonalnih rezin
• z manipulacijo signalov iz ortogonalnih rezin
• s slikovnimi metodami
a2
2 ( a z 2 ) 3/ 2
P0 I
S
tuljava
a
r
Lokalizacija signala z metodo spinskega
odmeva
Vsakemu RF pulzu
priredimo vzbuditev
signala v eni od treh
pravokotnih rezin.
Končni signal ustreza
presečnemu področju
rezin.
Manipulacija signala
NMR iz ortogonalnih rezin
S
S
S
S
RF
Metoda: PRESS
(Point-Resolved
Spectroscopy)
Gx
Gy
Gz
AQ
0
0
0
+
1
1
1
-
Gx
1
1
0
+
Gy
1
0
1
-
0
1
1
+
1
0
0
-
Gz
AQ
0
1
0
+
0
0
1
-
Metoda: ISIS
Slikovne metode
(spektroskopsko slikanje)
RF
D
Primer uporabe v diagnostiki
kreatin
holin
citrat
Center
prostate
AQ
ozdravljen
Gx
Periferno
področje (68%
rakastih obolenj)
Gy
Cho
Cho
Anatomija:
•
zmanjšanje
signala
NAA
NAA
Gz
1H
tumor
normalno
spektroskopsko slikanje
holin
kreatin
citrat
tumor
kreatin
holin
citrat
normalno
Metabolizem:
•
povečan holin
•
zmanjšan citrat
Tehnološke novosti
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).
•
Uvedba “whole body” magnetov večjih jakosti
Reakcija pri kateri nastane hiperpolariziran 129Xe
Na sliko glave zajca
je superponiran
signal
hiperpolariziranega
129Xe, ki ga je zajec
dobil v telo z
dihanjem.
Spin-echo
slika glave
zajca.
1.5 T
•
S
Paralelno slikanje (SENSE)
hitrost slikanja narašča sorazmerno s številom
neodvisnih sprejemnih tuljav
Nehomogena RF tuljava
Prepolovimo FOVy, obdržimo ločljivost
RF
3T
ky
S
AQ
S a '(r )
¦f
a
(r iFOVy j / R ) S (r iFOVy j / R )
i
Gx
kx
Gy
tp
M/R
f a1S1 f a 2 S 2
TE
S a1 S a 2
Sa '
y
M
S
Sa
FOVy
FOVy /R
R=2
R – field of view reduction factor
1
x
Sa’
2
Nehomogena občutljivost tuljave
Dve nehomogeni RF tuljavi
Še za vse ostale točke
Slika signala tuljave a
Tuljava a
Sa’
0
0
S
=
Sa’
Sb’
1
0
0
S a ' S a1 S a 2
f a1S1 f a 2 S 2
Sb ' Sb1 Sb 2
f b1S1 f b 2 S 2
2
0
0
0
0
0
Sb’
0
Sc’
Sd’
Primer z dvema tuljavama
0
Sa’
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
Primer s štirimi tuljavami
Sb’
R=4
R=2
Tuljava b
Slika signala tuljave b
Paralelno slikanje: metode SENSE
Uporaba: kardiovaskularno slikanje
Višja ločljivost (v enakem času slikanja)
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).
Standardna metoda
(ločljivost 128 x 128)
SENSE
(ločljivost 256 x 256)
S
Moderni MRI sistemi
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
•
•
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
SENSE R = 3: 1.6 x 2.1 x 4.0 mm3
Večelementne RF tuljave
Pregled MRI zaporedij
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
Spin-echo (SE)
Dobro definiran
kontrast
TE, TR
Gradient-echo (GE)
Občutljivost na
homogenost Bo
D
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
(field echo, FLASH)
Inversion Recovery (IR)
(STIR)
o
s
n
o
v
a
k
o
n
t
r
a
t
s
t
Pregled MRI zaporedij
RARE
(Fast Spin-echo, Turbo spin-echo)
Močno skrajša čas
Turbo
zajema T2 obteženih slik 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)
Pregled MRI zaporedij
h
i
t
r
o
s
t
a
n
g
i
o
g
r
a
f
ij
a
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 Točka slike je
predstavljena s
(SI, CSI)
spektrom
Hiperpolarizirani plini
Omogoča študij dihal
3He,
129Xe
Paralelno slikanje
(SENSE)
Močno izboljšana
ločljivost in hitrost
slikanja
s
p
e
k
t
r
o
s
k
o
p
ij
a
n
o
v
o
s
t
i