Egészségügy | Biofizika » Az MRI-ről

Az MRI alapjai High Resolution NMR: Homogén B: Homogén mágneses tér kell, B hogy az összes molekulától azonos frekvencián kapjunk jelet ν ⋅ MRI: A minta különböző helyeiről Inhomogén B: elkülöníthető információhoz kell B jussunk, ezt a homogén mágneses tér mesterséges eltorzításával, lineáris mágneses tér gradienssel érjük el! x ν x Következmény: eltérő hely – eltérő rezonancia frekvencia, a hely beazonosítható a frekvencia alapján A képalkotás alapjai 3D kápalkotás szeletenkénti vizsgálattal. A szelet véges vastagságú kell legyen, különben nem biztosítható a jel intenzitás! A szelet tartalmazza az anatómiai részleteket 2D (+ Thk) formában: A fizikai információ kinyerése térfogat elemekből (voxel) történik: A voxel 2D vetülete a pixel, amelynek színe, szürkesége a voxelt jellemző fizikai paraméter értékétől függ. n x n pixelből áll össze a 2D kép, az egymásra helyezett 2D

képekből pedig a 3D 256 A kép felbontása a pixelek méretétől függ, azok legkisebb méretét pedig a módszer érzékenységi határa limitálja! 256 Tételezzünk fel a koponyán belül három protont tartalmazó részletet, amelyek pontos helyét lokalizálni kívánjuk MRI segítségével Homogén mágneses tér esetén mindhárom helyről azonos NMR frekvencián kapunk jelet, a különböző helyről származó jelek “összekeverednek” mint a high-res. NMR-nél A változó mágneses teret mágneses tér gradiensnek nevezzük. Az MRI esetén szigorúan lineárisan változó B gradienseket használnak Frekvencia kódolás A változó mágneses térben a különböző helyekhez más és más rezonancia frekvencia tartozik ( ν = γ B0 h ), így a helytől függő információ elkülönül Bx = G x ⋅ x Lineáris gradiens esetén a frekvencia hellyé konvertálható a rezonancia feltétel miatt Back projection MRI (Lauterbur) Adott irányban

alkalmazott B gradienssel (G) eldönthető, hogy ezen irány mentén hol helyezkednek el a protonokat tartalmazó részletek A B gradiens irány változtatásával sok irány mentén megtudhatjuk, hogy hol helyezkednek el a mintán belüli protonok A visszavetítési eljárással a számítógép megállapítja, hogy hol helyezkednek el a proton gazdag részletek a testen belül A back-projection módszer első lépése a testen belül felvenni kívánt 2D kép helyének megfelelő szelet kiválasztás az un. z tengely mentén a Gz gradiens és egy 90o –os impulzus együttes alkalmazásával 90o –os impulzussal a spineket gerjesztjük a szeletben A back-projection módszer impulzus szekvenciája gerjesztés és jel kiolvasás az irányt szimultán szelet kijelölés kijelölő Gx és Gy gradiensek alatt irány jel FT spektrum A sok irányban felvett spektrumból back projection computer kell hozzá ! A kiválasztott szelet MRI képe 2D FT képalkotás

Első lépés itt is a szelet kiválasztás a z tengely mentén alkalmazott 90o –os impulzussal + Gz! A gerjesztett szelet vastagságát a Rf. impulzus sávszélessége határozza meg. ∆ν = γ ∆B h Bz ∆B A szeleten belül a homogén B0 mágneses térben az összes spin együtt precesszál: B0 A szeleten belül így nincs hely szerinti megkülönböztetés! Fázis kódolás A fázis kódoló gradiens bekapcsolásának hatása B0 + Az X tengely mentén a spinek eltérő frekvenciával precesszálnak A fáziskódoló gradiens kikapcsolása után a spinek emlékeznek a kialakult fázis különbségekre! A helytől függő információ így a fázisban kódolódik! B0 Valójában a spinek állandó fáziskülönbség mellett tovább precesszálnak ν 0 frekvenciával! Az FT képalkotáshoz szükséges impulzusok 1. Gerjesztő Rf impulzus 2. Szeletkijelölő mágneses gradiens impulzus (z) 3. Fáziskódoló mágneses gradiens impulzus (x) 4. Frekvenciakódoló

mágneses gradiens impulzus (y) 5. Jel impulzus Irányok megkülönböztetésére 1. Gerjesztő Rf impulzus 2. Szeletkijelölő mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére a (z) irány mentén 3. Fáziskódoló mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére az (x) irány mentén 4. Frekvenciakódoló mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére az (y) irány mentén 5. Jel impulzus A gradiensek értékét fokozatosan változtatni kell, hogy a szeletben lévő voxeleket letapogassuk! Letapogatás 128, 256, 512, 1024 stb. lépcsőben! Utána itt is egy lépcső váltás, majd GΦ ismétlése Jel feldolgozás 1. Ha csak egy voxel rendelkezik mágnesezettséggel FT után a frekvencia Minta Nyers MRI adat kódolás irányában A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 − ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Egy csúcs a minta helyén FT (Φ ) 2.

Megismételve más helyen lévő mágnesezettséggel Minta Nyers MRI adat FT után a frekvencia kódolás irányában A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 − ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Egy csúcs a mágnesezettség helyén FT (Φ ) 3. Ha szimultán két voxel rendelkezik mágnesezettséggel Minta Nyers MRI adat FT után a frekvencia kódolás irányában A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 − ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Két csúcs FT (Φ ) A felbontást fokozva minkét irányban: MRI kép MRI módszer esetén a kép felbontás függ következőktől: képmátrix mérete (n x n), T2, Jel/Zaj, mintavételi sebesség, réteg vastagság képmátrix méret (n x n) függés A kép felbontás T2 függése: kis T2 1 Γ= T2 nagy T2 Többszeletes

MRI képalkotás A spin-rács relaxációs idő miatt 5 T1 –et várni 5 T1 kell (exp. függvény)! Sok a kihasználatlan idő az impulzusok között! Az MRI kép kontraszt spin denzitás (ρ ), T1 és T2 függő ρ Szövet T1 (s) T2 (ms) CSF 0.8 - 20 110 – 2000 70 – 230 Fehér áll. 0.76 – 108 61-100 70 – 90 Szürke áll. 109 – 215 61 - 109 85 - 125 Izom 45 - 90 ρ 0.95 – 182 20 - 67 = 111 vízben oldott 12 mM Ni Cl2 esetén A T1 relaxációs idő szerinti kontraszt magyarázata Az inverzióból való visszatérés impulzus szekvencia (T1 szerinti kontraszt) szelet fázis frekvencia jel ismétlés megfordítás/ echo idő Előnye, hogy azonos T1 függést visz be, így pl. azonos T2 esetén megjeleníthető a képben rejlő T1 szerinti kontraszt! A inverzióból való visszatérés echo képek TI és TR függése TR (ms) 1000 2000 50 TI (ms) 250 750 Spin-echo impulzus szekvencia (T2 szerinti kontraszt) szelet fázis frekvencia jel

ismétlés echo idő Előnye, hogy azonos T2 függést visz be, így pl. azonos T1 esetén megjeleníthető a képben rejlő T2 szerinti kontraszt! A spin-echo képek TE és TR függése 20 250 TR 750 (ms) 2000 TE (ms) 40 60 100 Tumor detektálás Damadian: Tumor T1 = 1.5 x (normál szövet T1) tumor CT T1 MRI MR mikroszkópia