18MR APARATURA Pored softvera i hardvera MR sistem se sastoji od:- glavnog magneta- gradijentnog sistema- radiofrekventnog (RF) sistema Permanentni magnet je stalno magnetian i troi vrlo malo energije, termiki je nestabilan i vrlo teak (90-100 tona), a daje slabo polje (0,3T). Rezistivni magnet za rad troi veliku koliinu elektrine energije, zagrijava se, pa ga je potrebno intenzivno hladiti. Hibridni magnet ujedinjuje dobre osobine permanentnog i rezistivnog magneta. Superkonduktivni magnet za proizvodnju magnetnog polja koriste elektrinu struju, s tim da se provodnik hladi do superkonduktivnosti, tj. do temperature kada vie nema otpora tako da struja u njemu permanentno krui. Hladi se tenim helijem i azotom (-273C i -269C). Ako doe do naglog zagrijavanja provodnika, stvara se otpor i kriogena tenost isparava i odvodi u quentch cijevima. Prednost superkonduktivnih magneta je velika snaga magnetnog polja i homogenost to garantuje dobru prostornu rezoluciju uz brzu akviziciju podataka. Homogenost magnetnog polja je 10-50ppm (parts per million) u promjeru od 45cm. GLAVNI DIJELOVI:2magnetni sistem za pravljenje ujednaenog glavnog statikog magnetnog polja3gradijentni sistem4RF odailja5RF prijemnik6RF zavojnice (coil)7kompjuterski sistem za kontrolu impulsnih sekvenci i rekonstrukciju prikaza.8HF zatita ili Faradejev kavez za ouvanje signala od interakcija sa okolinom.9Sto za pavijentaHF SISTEM ILI RF (VISOKOFREKVENTNI SISTEM) RF generator mora proizvesti impulse u podruju radiovalova. Magnetno polje mora biti homogeno da bi ravnomjerno podraila jezgre u itavom podruju. Uglavnom se koriste sedlaste RF zavojnice, a za polja jaa od 1,5T koriste se rezonantne zavojnice. Jaina polja i zagrijavanje je meunarodno kontrolisano.GRADIJENTNI SISTEM GS se koristi za lokalizaciju signala. Gradijentni sistem se sastoji od 3 zavojnice koje su jedna naspram druge i svaka pravi jedan gradijent. Svaka zavojnica ima zasebno napajanje. Jaina gradijenta je 10-20-25 mT/m. Jaina struje je 300A, a sistem za prijem signala 1-10kW.ZAVOJNICE Postoje razliiti tipovi zavojnica po formi i veliini u zavisnosti od anatomske regije za koju se upotrebljavaju. Uloga im je da prime to vie signala, a to manje umova iz okoline, pri emu bitnu ulogu ima Faradejev kavez. Signal se pojaava sa kvadratom rastojanja.KOMPJUTER Funkcije:- prenos naredbi na aparat - akvizicija slike - manipulacija slikom- rekonstrukcija slike Kompjuter moe registrovati 256 razliitih signala sa 256 razliitih vrijednosti - rekonstrukcija pomou Faradejeve transformacije - arhiviranjeKod jakih magnetnih polja kompjuter omoguava vizualizaciju slike u bilo kojoj ravni za manje od 1s, a za manje od 10 s u GE (gradient echo) sekvencama, sekvencama refasae ili saturacije radi eliminiranja artefakta pokreta, dinamike studije srca i respiratorne patologije, real time vizualizaciju (echo planar imaging) i 3D rekonstrukciju.GENTRIJ U gentriju su koncentrino postavljene zavojnice magneta, najvea je zavojnica glavnog magnetaa, a unutar nje su koncentrino postavljene zavojnice gradijentnog magneta. U centru koncentrino postavljenih zavojnica nalazi se R/F (odailja/prijemnik). Magnetna polja su 60 000 puta jaa od zemljinog polja. Magneti su okrueni posudom sa tenim helijem (-273 C) koja se hladi tenim azotom (-196 C). Ispareni helij se ponovo sakuplja kriogeneratorom i ponovo se pretvara u teni helijum (zatvoreni sistem exploatacije). Magnetno polje se titi od okoline elinim ploama ugraenim u gentri ili u obliku atora. Faradejev kavez , takoer, moe biti inkorporiran u gentri ili u zidove prostorije. Najmanje 14m od magneta mora se zatititi i izolirati. PROSTORIJA Prostorija mora imati odgovarajui smjetaj i zatitu da bi se izbjegla interferencija sa drugim ureajima u okolini. Pod mora biti dovoljno jak da moe izdrati i teinu od 6 tona. Prostorija mora imati odgovarajuu kvadraturu, za magnetno polje jaine 0,5T 9x11m. Magnetno polje se dijeli u 3 zone:12Zona 1 5,5m od magneta, u ovoj zoni nesmiju biti nikakvi predmeti od metala, u ovoj zoni staju pacemakeri, satovi, mobiteli i kartice se razmagnetiu.13Zona 2 7m od magneta, u ovoj zoni ne smiju biti metalni predmeti preko 40kg zato to se na taj nain mijenja homogenost magnetnog polja.14Zona 3 10m oko magneta, u ovoj zoni ne smije biti liftova ili automobila. SNAGA MAGNETNOG POLJA Snaga i homogenost magnetnog polja su odluujui za kvalitet prikaza. Slike se mogu praviti sa 0,004T, a najkvalitetnije slike se dobiju sa 1,5T i vie, uz neto niu frekvenciju od 65MHz. Poveanjem jaine polja poveava se i frekvenca rezonance i RF apsorpcija do take kada se na najviem stepenu, tj. kada RF komponente i detektori najbolje funkcioniu kod odgovarajue Larmorove frekvence. T1 kontrast je rezultat jaine polja, tako da se vrijednost T1 vremena poveava sa jainom magnetnog polja, dok se T2 ne mijenja bitno.Izbor jaine polja zavisi od:17klinike primjene 18eljenog kvaliteta prikaza19cijene aparata PRINCIPI RADA Proton rotira oko svoje osovine i zahvaljujui svom elektrinom naboju proizvodi malo magnetno polje. Njegov magnetni momenat je vektorska veliina odreenog pravca i smijera (m). Proton posjeduje odreeni kinetiki momenat P i magnetni momenat M. Obje ove vektorske vrijednosti su kolinearne i njihov odnos je konstanta tj: iromagnetni faktor dat je jednainom: M=P Slika1. Atomske jezgre u slobodnom prostoru Namagnetisanje U normalnim okolnostima, bez vanjskog magnetnog polja, spinovi su orijentisani nasumino. Ovakav sistem ne posjeduje makroskopsko namagnetisanje i vektorski zbir svih spinova. Ako se protoni stave u magnetno polje njihov spin e se orijentisati prema silnicama magnetnog polja u dva mogua smijera:20paralelni21antiparalelni Antiparalelni protoni su na viem energetskom nivou. Broj paralelnih protona proporcionalan je jaini polja i obrnuto proporcionalan temperaturi tijela. Np=Bo/Tt Odnos izmeu antiparalelnih i paralelnih protona je: 10 000 000 : 10 000 007Razlika izmeu paralelnih i antiparalelnih protona u magnetu zavisi od jaine magnetnog polja. Magnetni vektori paralelnih i antiparalelnih protona se ponitavaju du Z osovine. Poto je broj protona koji su paralelni vei od antiparalelnih njihovi vektori se ne ponitavaju u Z osi dolazi do njihovog sumiranja to za rezultat ima namagnetisanje istog smjera kao vanjsko magnetno polje Mz koje ima makroskopske karakteristike. Nivo namagnetisanja zavisi od gustine protona i njihove magnetne osjetljivosti. Jaina dobijenog signala, prema tome, zavisi od jaine vanjskog magnetnog polja, broja protona u jedinici volumena, tj. gustine protona (proton density), kao i od veliine volumne jedinice. Namagnetisanje du Z ose se zove longitudinalno namagnetisanje ili magnetizacija. Ono se nemoe detektovati jer je paralelno sa vanjskim magnetnim polje.PRECESIJA Paralelno i antiparalelno usmjereni protoni vre dodatnu rotaciju oko osovine glavnog magnetnog polja, tj. izvode precesijske pokrete. Broj precesija u sekundi predstavlja precesijsku frekvenciju i izraava se Larmorovom jednainom: fo = Bo to je, dakle, magnetno polje jae to je precesijska frekvenca vea. Broj dipola sa precesijom paralelom glavnom magnetnom polju vei je za 7% od onih sa antiparalelnom precesijom. Tih 7% je odluujue zs formiranje MR signala, dok se ostali kompenzuju. Kad elimo skrenuti magnetni momenat M iz poloaja longitudinalnog u transverzalni, glavnom polju dodajemo rotirajue polje malog intenziteta (B1) okomito na glavno polje (Bo i Mz). Da bi dolo do promjene smjera, frekvencija talasa mora biti jednaka prirodnoj rezonantnoj frekvenci jezgra. Skrenuto namagnetisanje nee se vratiti u ravnoteu odmah, nego e rotirati u sve manjim krugovima oko ose magnetnog polja. Ugaona brzina jednaka je: o = BoPoslije visokofrekventnog impulsa kod rezonantne frekvencije pojedini protoni precesiraju u fazi i to karakteristinom Larmorovom frekvencom.Vektor makroskopskog namagnetisanja se moe razloiti na Mx, My i Mz komponentu. Mx i My su okomite na pravac magnetnog polja Bo, a njihova rezultanta zove se transverzalna magnetizacija Mxy. Samo transverzalna komponenta rotira i moe se detektovati, za razliku od longitudinalne koja se nemoe detektovati jer ne rotira.MAGNETNA REZONANCA Fenomen magnetne rezonance se javlja u protonima koji su izloeni RF impulsu frekvencije iste kao to je njihova precesijska frekvencija. Dio paralelno orijentisanih protona prelazi na vii energetski nivo tj. postaje antiparalelan te ponitava dio paralelnih protona koji su neto brojniji . tako se smanjuje longitudinalno namagnetisanje vanjskog polja. Istovremeno precesija protona postaje sinhronizovana, tj. oni dolaze u fazu, te se njihovi vektori sumiraju i dolazi do pojave transverzalnog namagnetisanja. Nakon to se iskljui impuls biljei se MR signal ija frekvenca odgovara precesijskoj frekvenci, anplituda broju stimulisanih jezgri, a vremensko gaenje relaxaciji. Dakle, absorbovani RF talas e biti emitovan nakon odreenog vremena kao elektromagnetni talas iste frekvencije kao i izvorni RF talas. Ovi signali emitovani od rezonirajueg protona su osnova za pravljenje MR prikaza. Rezonancija postoji samo ako je: fo = otj. ako je rezonantna frekvencija jednaka Larmorovoj frekvenci. Ugao vrtnje (flip angle) Pod djelovanjem RF impulsa protoni e prilikom vrtnje napraviti otklon koji zavisi od intenziteta i duine primjene magnetnog polja B1. Vektor magnetnog momentae imati dvije komponente: longitudinalnu Mz i transverzalnu Mxy. Ovaj ugao skretanja namagnetisanja zove se FLIP ANGLE. Tako je mogue odabrati impulse od 30, 90 i 180, jer za odreenu frekvenciju namagnetisanje oscilira pod odreenim uglom. REGISTROVANJE MR SIGNALA Na MR signal mogu uticati strujanje i difuzija tenosti, kretanje, nehomogenost magnetnog polja, nehomogenost RF polja, nehomogenost u gradijentima. JEZGARNA RELAXACIJA Vrijeme za koje se jezgra vrati iz stanja excitacije u stanje ravnotee naziva se vrijeme relaxacije.prilikom relaxacije se deavaju dva fenomena: slabljenje transferzalne komponente Mxy i jaanje, tj. obnavljanje longitudinalne komponente Mz. Vraanje spinova u ravnoteu zavisi od uzajamnog odnosa jezgri i njihovog odnosa sa okolinom i proporcionalna je gustini jezgri vodika u tijelu (). Vrijeme relaxacije zavisi od:22sredine23brzine kretanja molekula 24pripadnosti vodi ili lipidu 25slobodna ili vezana molekula 26poloaja vode T1 I T2 RELAXACIJA Sve komponente namagnetisanja precesiraju oko smjera magnetnog polja po povrini jednog imaginarnog konusa. Po prestanku djelovanja RF impulsa, neke komponente namagnetisanja poinju rotirati bre, a neke sporije. Jezgarna precesija se raspada (defazing) i sistem se vraa u u poetno stanje. Pored toga dolazi do redukcije transverzalne magnetizacije. Ovaj proces se pripisuje interakciji spinova sa susjednim magnetnim momentima i zove se spin-spin relaxacija, karakteristie se vremenskom konstantom T2. Zatim zbog interakcije sa okolinom magnetni momenti se kreu prema poloaju koji je paralelan sa glavnim poljem. Ovaj proces se zove spin-mrea ili longitudinalna relaxacija i karakteristie se vremenskom konstantom T1. T2 je uvijek krae od T1 jer se disperzija oko konusa deava mnogo bre od uspostavljanja ravnotee prema glavnom magnetnom polju. Oba vremena zavise od temperature, jaine polja i fiziko-hemijskih osobina. T1 VRIJEME RELAXACIJE Magnetizacija H protona zavisi od njegovog odnosa sa sredinom i interakcijom sa okolinom, te interakcijom izmeu samih jezgri T1 je vremenska konstanta koja odraava vrijeme longitudinalne relaxacije spin reetke. T1, dakle, predstavlja vrijeme za koje se zbiva longitudinalna relaxacija. Relaxacija je exponencijalna i u toku T1 vremena opravi se 63%Longitudinalne komponente. Protoni prilikom relaxacije nastoje da predaju energiju okolini. U vodi se npr. deava veoma sporo jer se molekule vode brzo kreu, zato voda ima dugo T1 vrijeme. Ako pored vode ima velikih molekula tkiva T1 je krae. Kod jakih magnetnih polja T1 vrijeme je due, dok je kod slabih magnetnih polja T1 krae. Masti zbog masnih kiselina imaju kratko T1. U praxi T1 vrijeme vode varira od 0,2 do 0,6 sekundi,a T2 od 0,03 do 0,15 sekundi. Generalno, T1 je 2-10 puta due od T2. T1 i T2 zavise od koliine tenosti, hemijskog i molekularnog sastava tkiva. To su fixne vrijednosti i mogu se mijenjati samo pomou kontrastnog sredstva. Kontrast kod T1 se moe mijenjati skraenjem vremena ponavljanja, jer se tkiva sa kratkim T1 oporavljaju bre od tkiva sa dugim T1. T1 se moe mijenjati promjenom inverzionog vremena. Inversion Recovery slika je T1 ovisna i ima vei kontrast i jasnou nego Saturation Recovery. T2 VRIJEME RELAXACIJE Nakon iskljuivanja RF impulsa protoni nee vie precesirati u fazi, njihovi vektori e se iriti oko osovine glavnog magnetnog polja, a njihova suma e se brzo smanjivati do potpunog raspada (defazinga).Doi e, dakle do opadanja transverzalne komponente namagnetisanja. Vremenska konstanta koja opisuje ovaj proces je T2 vrijeme relaxacije. T2 se smanjuje veoma brzo i u tom periodu transverzalna komponenta namagnetisanja exponencijalno opadne na 63%. Gubljenje signala je neujednaeno, zbog nehomogenosti i male snage polja, tako da pored T2 vremena relaxacije imamo i T2*(star). Vrijeme relaxacije koje je uvijek krae. T2 je mjera opadanja transverzalnog namagnetisanja i pokazuje koherentnost protona, tj. koliko dugo oni precesiraju u fazi. Voda ima dugo T2 jer se protoni kreu brzo i nema veih razlika u jaini polja unutar tkiva. KONTRAST KOD T2 Kontrast kod T2 vremena se moe pojaati izborom odgovarajueg vremena echa (TE). Vrijednost TE kod koje je diferencijacija signala iz oba tipa tkiva najvee zove se optimalno TE. Njegova promjena dovodi do promjene u kontrastu prikaza. SIGNAL SLOBODNOG RASPADA FUNKCIJE (FID) Prekidom djelovanja RF impulsa protoni se vraaju u poetno stanje ravnotee emitujui primljenu energiju kao zbirni signal koji se registruje odgovarajuom antenom. Pri tome vrh rezultantnog vektora oitava spiralu koja se suava u longitudinalnom smjeru. Signal se, dakle, raspada prema nuli sa karakteristinim T2 i T2*. Dobijeni signal se karakterizira odgovarajuim vremenom poluraspada koje se moe registrovati i zove se Free Induction Decay (FID). Njegovo slabljenje je T2 ovisno. FID signal nije mogue registrovati zbog njegove male snage, nego se registruje slian signal nastao njegovim pojaanjem RF impulsom od 180. Intenzitet ovog signala zavisi od denziteta protona i relaxacionih procesa. Ako se uporeuje MR sigal iz razliitih dijelova tkiva dobit e se razlika u protonskoj gustoi. Pomak frekvence zbog nehomogenosti magnetnog polja uzrokovan prisustvom drugih atoma se zove hemijski pomak. SUMA Mjerljivi parametri kod MR su:27T128T229Gustina protona (PD)30hemijski pomak Larmorove frekvencePrva tri su bitna za pravljenje slika, dok se etvti koristi za MR spektroskopiju. SPIN ECHO Nakon prestanka RF impulsa, zbog nehomogenosti polja, dolazi do defazinga spinova u xy ravni i oni precesiraju razliitim brzinama. Nakon vremena T najbri spinovi e biti naprijed, a najsporiji nazad. RF impuls od 180 primjenjen u vremenu T e izazvati inverziju faza i dovesti do ponovnog poravnanja spinova. Tako e doi do refazinga signala u vremenu T2 od impulsa 90 to omoguava pouzdano mjerenje T2. RF impuls je prepreka od koje se odbijaju signali tako da se dobije njihova reflexija ili echo. Spin echo metodom se eliminie defazing usljed nehomogenosti vanjskog magnetnog polja, tako da se dobija signal koji zavisi od karakteristine unutranje inhomogenosti tkiva. Period koji protekne od primjene RF impulsa 90 do pojave echa zove se Time of Echo (TE). TE krae od 30ms se smatra kratkim, a due od 80ms dugim. Dugo TE je, dakle, 3x due od kratkog TE. Ako razmak izmeu dva uzastopna impulsa od 90 dug, nema razlike u transverzalnoj magnetizaciji izmeu dva tkiva. Kod kraeg razmaka izmeu dva RF impulsa od 90 tkiva sa kraim vremenom relaxacije e se u potpunosti relaxirati i imati punu magnetizaciju pri ponovnom impulsu, tj. jak signal. Tkiva sa dugim vremenom relaxacije e imati slab signal. Vremenski razmak izmeu dva impulsa zove se Time of Repetition (TR). Kratka TR se kreu 300-600ms,a kratka TE 10-25-30ms. Duga TR prelaze 1800ms, a duga TE 80ms. Ako je TRF 3xT1 onda je signal maximalan (plato). to je krai TR, kontrast kod T1 je vei. to je TR dui, kontrast kod T2 je jai. Sa dugim TR dobija se slian signal iz razliitih tkiva, zbog mogunosti potpunog oporavka namagnetisanja. Kod kratkog TR dobija se slika koja zavisi od gustine protona. FORMIRANJE MR SEKVENCI Koritenjem razliitih kombinacija RF impulsa, promjenom njihove frekvence i anplitude, vremena gaenja mogu se istai T1 i T2 osobine tkiva i dobiti razliite sekvence. Kod sekvenci obnove saturacije (Saturation Recovery) ili dfekimine obnove (Partial Saturation Pulse Sequence) koriste se samo 90 impulsi i to dva impulsa koja se razlikuju samo u vremenu ponavljanja. SR sekvenca daje iformacije o gustini protona. Djelomina saturacija je tip sekvence koja ostavlja protone u stanju zasienja i daje T1 uravnoteene slike. Ako prvo primjenimo impuls od 180 on e obrnuti Bo namagnetisanje i nee biti signala. Ali ako nakon vremena koristimo impuls od 90 dobit emo izbijanja namagnetisanja, tj. T1. Vrijeme izmeu ova dva vremena se zove Inversion Time, a metoda Inversion Recovery. Danas su u upotrebi za stvaranje echa: Spin Echo (SE) i Gradient Echo (GE). SE sekvenca se karakterizira impulsima od 90 i 180, a GE promjenjivim FA ispod 90. Nain aplikacije RF impulsa se, dakle, moe mijenjati u zavisnosti od eljenih informacija, to MR ini mnogo flexibilnijom tehnikom od CT-a, a gdje je jedina znaajna varijabla vrijeme expozicije. MR slika zavisi od 4 fundamentalna parametra: PD, T1, T2, flow efekta. to je signal jai prikaz je svjetliji. Intenzitet signala raste sa poveanjem gustine protona, poveanjem T2 i smanjenjem T1. Efekat T1 i T2 zavisi od TR i TE. Samo protoni udrueni sa tenou daju signal. Solidne supstance imaju kratko T2 i nemaju MR signal. SPIN ECHO SEKVENCA Spin Echo sekvenca je dvostepeni proces koji dolazi slijedom impulsa 90, 180. SE impulsne sekvence daju standardne T1, T2 i PD mjerne ili uravnoteene slike. Njihova brzina je poveana u novije vrijeme uvoenjem Fast Spin Echo sekvenci. Kod tih sekvenci koristi se vie refazirajuih impulsa od 180 ak 16 u nizu to se zove Echo Train. INVERSION RECOVERY SEKVENCA Ova sekvenca se koristi da istakne razlike u T1 vremenima tkiva pojaanjem njihovog kontrasta. Kod ove sekvence inverzioni impuls od 180 dat je neposredno prije excitacionog impulsa. Ova inverzija dovodi do izraenog uticaja na T1 koji se dodaje na gustinu protona i T2. IR sekvence se mogu kombinirati sa SE sekvencama. Tkiva sa kratkim T1 na ovim sekvencama imaju svjetao signal. Ove sekvence zahtijevaju dugo TR kako bi moglo doi do oporavka tkiva. Pored obinih IR sekvenci koriste se tzv. Short T1 Inversion Recovery (STIR) sekvence sa veoma kratkim T1, tako da vektor longitudinalnog namagnetisanja u trenutku primjene impulsa od 90 bude 0, tj. da nema signala za vrijeme echa. Tkiva sa kratkim T1 su suprimirana, a tkiva sa velikim sadrajem vode (patoloka) daju izuzetno svjetao signal. Suprotne STIR sekvencama su Fluid Attenuated Inversion Recovery (FAIR) sekvence kod kojih se postie potpuna saturacija vode (periventrikularne lezije u CNS-u) GRADIJENT ECHO SEKVENCE Slika sa dijagnostiki prihvatljivim kvalitetom mogu se dobiti uptrebom Fast Field Echo slikanja za znatno krae vrijeme. Ove sekvence su bazirane na skraenju TR, tj. T1 vremena, po cijenu rezolucije i odnosa signal/um. Za refaziranje protona koristi se naizmjenini impuls gradijentnih polja obrnutog smjera. Takoer se smanjuje FLIP ANGLE na 10- 35 tako da longitudinalno namagnetisanje nije potpuno ukinuto, pa se moe zakrenuti veoma kratkim RF impulsom. Nehomogenost magnetnog polja se nemoe kompenzirati, pa su slike osjetljive na T2* artefakte. Kvalitet Gradijent Echo sekvenci zavisi od izbora Flip Angle. Fast Low Angle Shot (FLASH) pokazuje kako se lezija puni kontrastnim sredstvom (perfuzija). Gradient Recalled Aquisition at Steady State (GRASS). Ultra brze sekvence imaju TR 2,5-3ms i TE 10ms. Echo Planar Imaging (EPI) predstavlja do sada najbre stvorene sekvence. Bazira se na nizovima echo impulsa, proizvedenih pomou niza refazirajuih impulsa 180 ili gradijenata. Potrebno je 20-30ms za jednoslojne i 20s za vieslojne slike. Tako je pokret zaleen u vremenu (Real Time MRI). Posbno je dobra za studije thoraxa, prikazuje srce i krvne sudove sa funkcionalnim i anatomskim informacijama, a EKG sinhronizacijom mogu se dobiti svi srani ciklusi. Ova tehnika omoguava mjerenje tkivne perfuzije i difuzije, analize kortikalne aktivnosti). Kod difuzioni sekvenci prati se difuzija magnetski oznaenih protona vode, koriste se za diferenciranje reparabilnih od ireparabilnih isheminih lezija. Perfuzione sekvence omoguavaju praenje tkivne perfuzije na nivou mikrocirkulacije. Obiljeava se voda bolus kontrastom i brzim snimanjem se prati perfuzija tkiva. Blood Oxigenation Level Dependent (BOLD) tehnika kojom se na T2W slikama prati razlika u oxigenaciji krvi na osnovu paramagnetskih osobina dezoxihemoglobina. Utvruje se koje se zone mozga trenutno metaboliki aktivne. PROSTORNA LOKALIZACIJA SIGNALA Prostorna lokalizacija signala podrazumjeva mjerenje jaine signala za svaku taku ispitivanog volumena tkiva. Da se dobije odreeni presjek glavnom magnetnom polju dodajemo razliito orjentisana gradijentna polja. Gradijentno polje modificira glavno magnetno polje tako da njegova snaga i frekvenca rastu u smjeru od stopala prema glavi. Odabirom odgovarajue frekvence dobija se eljeni sloj koji snimamo. RF impuls mora imati istu Larmorovu frekvencu kao i protoni eljenog sloja. U tu svrhu koriste se tri Linearna gradijentna magnetna polja Gx, Gy i Gz. Time emo postii da protoni u jednom sloju precesiraju istom frekvencom, dok e protoni u drugim dijelovima precesirati sporije ili bre. Ovaj sloj je mogue selektivno odabrati u bilo kojem pravcu (Slice Selecting Gradient). Jaina signala bit e proporcionalna gustini protona u eljenom sloju. Prilikom rekonstrukcije slike koristi se trodimenzionalni koordinatni sistem za odreivanje veliine volumnog elementa: z debljina presjeka x - irina y visina Debljina sloja snimanja se moe utvrditi na dva naina: umjesto monofrekventnog RF impulsa upotrijebimo viefrekventni (Band Widht) ili mijenjanjem nagiba gradijenta. Metode pravljenja MR slika: 32metoda sekvencijalnih taaka33metoda sekvencijalnih linija 34planarne metode 353D metode sekvencijalnih taakaNajee se koriste planarne metode. Meutim, mnogo su racionalnije one metode koje registruju signal iz ireg objekta, a primjenom odgovarajuih rekonstrukcijskih metoda iz toga se generira eljeni prikaz. PRAVLJENJE MR SLIKE Pravljenje MR slike zahtijeva kombinaciju prostornih i informacija o intenzitetu signala. Prostorna informacija je kodirana u frekvencama. MR slika je prema tome rezultat meudjelovanja izmeu RF impulsa i gradijentnih polja koja se povremeno ukljuuju. U zavisnosti od programa koji se koristi dobija se signal iz cijelog tijela (3D) ili slojeva i povrine (2D). Naroito je efikasan metod odvojenog dobijanja susjednih slojeva. Dok se protoni jednog sloja oporave u toku TR, mogu se napraviti drugi slojevi upotrebom selektivnih impulsa odreene frekvence. Za rekonstrukciju slike se uglavnom koriste dva algoritma:1.Projekciono-rekonstrukcijske tehnike 2DPR i 3DPR2.Tehnika Fourierove transformacije 2DFT i 3DFTTehnika Furierove transformacije je manje senzitivna na artefakte pokreta i ee se koristi za rekonstrukciju. Za odreivanje poloaja signala u prostoru koriste se Frequency Encoding Gradient i Phase Encoding Gradient. Za vrijeme Readout-a uzima se nekoliko puta uzorak spin echo signala, to je Echo Sampling Time i traje oko 20ms. Vrijeme izmeu se zove Sampling Interval ili Duel Time i traje 100s. FOURIEROVA TRANSFORMACIJA Fourierova transformacija je matematika operacija kojom se odreuje poloaj i intenzitet svakog pojedinanog signala i pomou koje se konstruira slika snimanog polja. Fourierova transformacija moe biti:38Linijska ili metoda taaka 39Dvodimenzionalna (2D) ili planarna 40Trodimenzionalna (3D) Linijska metoda je metoda od historijskog interesa. Kod nje se analizira niz taaka na liniji, pri emu gradijent varira sa pozicijom linije. Planarna metoda sklapaju se informacije iz cijelog sloja istovremenim kodiranjem prema frekvenci i uglu.Prilikom podraaja frekvenca je ista samo u odabranom sloju dok u drugim varira. Zatim slijedi drugi podraaj pod uglom od 90, frekvenca varira du sekundarnog gradijenta, a njenom analizom utvrujemo mjesto nastanka razliitih komponenti signala. Na taj nain dobijamo n x n pixela koji se transformiraju u sliku. Trodimenzionalna metoda- kod ove metode umjesto jednog sloja podrauje se itav volumen, a faza se kodira u y i z pravcu umjesto samo u y pravcu. Tako se dobija signal iz jednog velikog volumena, koji se kasnije moe prikazati na monitoru kao dvodimenzionalni slojevi. Ova tehnika daje najbolji odnos signal/um, ali zahtijeva dugo mirovanje pacijenta, zato se danas uglavnom koristi pristup sloj po sloj. INTENZITET MR SIGNALA Na intenzitet MR signala najznaajnije utie homogenost magnetnog polja. Da bi se postigla homogenost potrebna su jaka magnetna polja i skupi aparati.Samo vodik ima dovoljno veliku koncentraciju u krvi da se dobije dovoljno jak signal za registraciju. Intenzitet zavisi i od toka krvi. Druge varijable su ovisne o tkivu i nepoznate, dok neke zavise od aparata.Najvanije su tri varijable: 1.koncentracija H 2. T1 3. T2pa su potrebna najmanje 3 snimanja da bi se dolo do karakterizacije tkiva (pod razliitim TR i TE).DIGITALNA OBRADA MR SIGNALA Sve digitalne metode pa tako i MR zasnivaju se na detektovanju odreene vrste analognog signala u matematiku sliku koja nosi informaciju o intenzitetu signala. U digitalno-analognom konverteru D/A ona se pretvara u intenzitet sive skale. Poslije prekida RF impulsa putem detektorskih zavojnica mjeri se frekvenca od kojih svaka odgovara jednoj taki prostora. Podaci formiraju matricu 192x256. Gradijent kodiranja faze stvara 192 reda, a frekvenca 256 redova. Fourierovom transformacijom se brojane vrijednosti pretvaraju u intenzitete sivila na skali. Intenzitet svakog elementa slike odraava intenzitet signala u odgovarajuoj taki. Prostorna rezolucija zavisi od vidnog polja (FOV FIELD OF VIEW). Manji FOV znai manji pixel i otriju sliku. Konani signal je rezultata meusobnih odnosa broja H atoma, T1, T2 i odabranih TR i TE.K PROSTOR Svi podaci o signalima pohranjuju se u K-prostorima pravougaone matrice u koje se biljee rezultati kodiranja faza i frekvencija. Kod konvencionalnih SE sekvenci faza se kodira na svako TR, to znai da je za matric 200x256 potrebno 200 TR da se proces kompletira. Nakon toga podaci se rekonstruiu Fourierovom trnsformacijom. U centralnim linijama K prostora je odnos signal/um i kontrast, a u perifernim prostorna rezolucija. K-prostor je simetrian, tako da se koritenjem pola K-prostora mogu dobiti brze sekvence. (interpolacija!!!) ODNOS SIGNAL/UM (SIGNAL-TO-NOISE RATIO S/N) Razdvojna mo je sposobnost da se odvoji leziju od paralelne. Razdvojna mo raste porastom rezolucije, odnosa S/N i kontrasta. Prostorna rezolucija je odreena podjelom FOV-a brojem pixela du osovine.BROJ EXCITACIJA (BEX) Budui da je MR signal koji dolazi iz tijela slab, mjerenje signala je potrebno ponoviti vie puta, to daje bolji prosjek tanosti izmjerenog signala, tako da je povoljniji odnos signal/um, a time i kvalitetnija slika.BEX je selektivni parametar koji instruira mainu koliko puta da ponovi svako mjerenje (slike iz istog sloja). SEMIOLOGIJA MR SLIKE Najjai signal imaju tkiva sa velikom koncentracijom vodika, kratkim T1 i relativno dugim T2. to je signal jai slika je svjetlija. T2 i T2 karakteristike tkiva se mogu istaknuti. Tkiva sa dugim T1 imaju slab signal. Tkiva sa dugim T2 daju jak signal. Zrak je crn zbog male koliine vodika. Kost je takoer crna zato to atomi vodika teko gube i primaju energiju. Mast je zbog visoke koncentracije vodika intenziteta na svim MR slikama. Sva ostala tkiva imaju osobine izmeu ova dva extrema i njihov intenzitet zavisi od ibora sekvence, tj. da li istiemo T1 i T2 osobine tkiva. Cirkulirajua krv je crna jer se atomi vodika brzo pomjeraju iz ravni od interesa. Likvor ima dugo T1 i crn je na T1W slikama. Izbor sekvence koja naglaava odreene karakteristike tkiva zasniva se na klinikoj praxi, iskustvu i potrebi da se istakne odreena patologija. Kod posmatranja MR slika bitno je znati tehniku koritenu da se dobije slika. Danas se najee koriste Inversion Recovery i Spin Echo sekvence. Kontrast se mijenja promjenom TR i TE. Kod MR slike hipersignal je svijetla zona, hiposignal-crna zona i intermedijalni-siva zona. Semiologija MR slike nije u potpunosti razjanjena.MR SPEKTROSKOPIJA MR je zapoela svoj razvoj kao hemijska metoda analize molekularne strukture spojeva. U zavisnosti od okoline kojom su okrueni atomi doi e do pojave rezonantne frekvence to se naziva hemijski pomak, a izraava se u ppm u odnosu na referentnu frekvencu ija je vrijednost 0. MRS se, dakle, zasniva na registrovanju razlika u Larmorovoj frekvenci za razliite vrste jezgri. Ona predstavlja Fourierovu transformaciju FID signala u frekventni spektar.MR spektar je predstavljen krivom na kojoj se vidi serija pikova koji predstavljaju odreene molekule. Kombinacijom MR i MRS mogue je napravit in vivo prikaz metabolikih reakcija u raznim dijelovima tijela. MR KONTRASTNA SREDSTVA Kontrastna sredstva vjetaki modificiraju nativni MR kontrast. Paramagnetni agensi mijenjaju magnetna svojstva tkiva uticajem na T1. Ovi agensi se dijele u dvije kategorije:1)Organski komplexi sastavljeni od stabilnih radikala-nitroxidi.2)Metalni elementi- prijelazni metali ili rijetke zemlje (lantanidi). Metali se radi toxinosti moraju inkorporirati u razliite molekule. Paramagnetna kontrastna sredstva u svojoj strukturi imaju jedan ili vie neparnih elektrona iji je magnetni momenat 700 puta intenzivniji od protona. Najpoznatiji kontrastni agens je gadolinijum koji se zbog svoje toxinosti helira sa DTPA; sa GD-DTPA (magnevist). Idealno k.s. bi trebalo smanjiti T1 i poveati T2. najbolja dananja k.s. smanjuju T1 i slabo smanjuju T2. primjenjuje se i.v. u koncentraciji od 0,1 do 0,2 mmola/kg.ARTEFAKTI Artefakti dovode do degradacije MR slike i greaka u interpretaciji. Artefakti mogu potjecati od: - metalnih strani tijla41hemijskih pomjeranja42micanja43loe kalibracije i centriranja Najee se manifestuju poremeeni prostornim rasporedom koji ne odgovara stvarnom stanju. Najee se javljaju artefakti usljed micanja pacijenta, pulzacija krvnih ila i srca, respiratornih i peristaltikih pokreta. Na slici se obino vide trake ili linije. Artefakti se javljaju du osovine faznog kodiranja, a eliminiraju se respiratornim i kardijalnim GATINGOM i presaturacionim trakama koje suprimiraju signal. Posebnu vrstu predstavljaju aliasing ili warp araund artefakti koji se javljaju kada se smanji FOV vie od dimenzija objekta (na profilu nos bude unutar glave zbog premalog FOV-a). Chemical shift ili artefakti usljed hemijskog pomijeranja spadaju u grupu artefakata frekventnog kodiranja i javljaju se na dodirnim povrinama dva tkiva razliitih hemijskih osobina (mast voda). Uzrok su ima razlika u frekvenci rezonanse protona najee vezanih u molekulama masti i vode. Ovi artefakti se sastoje od bijelih i crnih traka na dodirnoj povrini dva tkiva. PREDNOSTI MRI1.tkivna karakterizacija2.odsutstvo jonizirajueg zraenja3.nema jodnih kontrastnih sredstava4.bolja kontrastna rezolucija5.mogunost funkcionalnih analizaNEDOSTACI MRI1. cijena 2. duina pregleda3. artefakti4. potreba za prostorom KONTRAINDIKACIJEApsolutne: 2.elektrini implantati pace maker, inzulinske pumpe, kohlearni i dentalni implantati.3.feromagnetna strana tijela- operativni implantati, geleri4.prva tri mjeseca trudnoeRelativne: 1.klaustrofobija2.nekooperativni pacijenti i mala djeca (potrebna sedacija ili anestezija) MRA Dananji trend izbjegavanja invazivnih tehnika doveo je do rapidnog razvoja MR angiografije kod koje nema jonizirajueg zraenja i potrebe za upotrebom jodnih k.s. cirkulirajua krv nedaje signal tako da postoji prirodni kontrast prema stijenci srca i krvnih sudova. To je BLACK BLOOD tehnika (SE). Postoje i BRIGHT BLOOD-TOF, FISP, FLASH i PC (phase contrast- koristi se za brzinu protoka). Zahvaljujui svim tehnikama MR moe prikazati krvne ile i to funkcionalno sa kremlifikacijom protoka. Najee se koriste dvije tehnike:44TOF- TIME OF FLY45PC- PHASE CONTRAST koja koristi phase shift fenomenTOF koristi presaturacione trake ispred i iza segmenta od interesa, a podaci se obrauju MIP algoritmom. PC naglaava kontrast izmeu jezgri koje se kreu i onih koje se ne kreu. Signal stacionarnih se suprimira, a vide se samo jezgre koje se kreu. Koriste se dodatna suprotna gradijentna polja. TOF se koristi za brze protoke, a PC za sporije protoke. RAZLIKA IZMEU SE I GE JE U UGLOVIMA. GE KORISTI UGLOVE OD 10- 25- 30, A SE KORISTI 90- 180.