MRI ( Magnetic Resonance Imaging )

7/23/2019 MRI ( Magnetic Resonance Imaging )

http://slidepdf.com/reader/full/mri-magnetic-resonance-imaging- 1/20

UNIVERZITET U TUZLI

MEDICINSKI FAKULTET

Odsjek zdravstvenih studija

Radiološka tehnologija

Biofizika

MAGNETNA REZONANCA ( MRI ) – OBRADA SIGNALA I PRAVLJENJE SLIKE

Esmeralda Kicić

Tuzla , decembar 2012.



SADRŽAJ

ISTORIJAT ................................................................................................................................ 1

UVOD ........................................................................................................................................ 2

FORMIRANJE OSNOVNIH MR SEKVENCI ......................................................................... 3

Parametri MR slike ................................................................................................................. 3

Spin eho ( SE ) sekvenca ........................................................................................................ 7

Inversion recovery ( IR ) - sekvenca obrnutog oporavka ....................................................... 7

Gradijent eho sekvence ( GE ) ili Fast Field echo ( FFE ) slikanja ........................................ 8

Prostorna lokalizacija signala ............................................................................................... 10

Debljina sloja snimanja ........................................................................................................ 13

PRAVLJENJE MR SLIKA ...................................................................................................... 13

Fourier-ova tomografija ........................................................................................................ 14

Parametri koji utiču na intenzitet MR signala ...................................................................... 15

Digitalna obrada MR signala ................................................................................................ 16

K prostor ............................................................................................................................... 17

ZAKLJUČAK .......................................................................................................................... 18

REFERENCE ........................................................................................................................... 18



1

ISTORIJAT

Magnetna rezonanca (MR) je nova tehnologija slikanja koja je na raspolaganju od 1980., iako

su njeni fizikalni principi poznati još od 1946. godine. U toku 1920-tih i 1930- tih godina više

fizičara je ispitivalo novootkrivena magnetna svojstva atomskih jezgri, posebno vodika. Rabi i

saradnici su za ova istraživanja dobili 1944. godine Nobelovu nagradu.

Na osnovu njihovih istraživanja, F.Block i E. M. Purcell, koristeći savremeniju opremu,

nezavisno jedan od drugog su utvrdili da, ako se atomske jezgre stave u magnetsko polje i

izlože djelovanju radiovalova odreĎene energije, one emituju slab radio signal. Analizom

amplituda i frekvencija tih signala može se utvrditi hemijski sastav nekog uzorka.

Principe nuklearne magnetne rezonance ( NMR ) objelodanili su Block u Stanfordu i Purcell u

Harvardu 1946. godine. Za svoje istraživanje pomenuti naučnici su dobili Nobelovu nagradu

za fiziku 1952. godine. Od tog perioda NMR je postala dobro poznato sredstvo za rad

hemičarima i biolozima, za analizu molekularne strukture različitih hemijskih spojeva.

Današnja MRI-vizuelizacija se bazira na elektronskoj obradi pomenutih radio signala,

obraĎenih prema principima kompjuterske tomografije, koje je postavio W. Oldendorf i

principima NMR koje su kako je spomenuto otkrili Block i Purcell.

1981. godine dobijene su prve kvalitetne slike mozga, što je omogućilo prva velika klinička

ispitivanja. Tehnika se vrlo brzo razvijala. Istraživanja su se usredsredila na upoznavanje MR

svojstava tkiva, poboljšanja metoda vizuelizacije i planiranje vrlo brzih i vrlo rezolutivnih

sekvenci dobijanja slika i utvrĎivanja kliničkih indikacija.

MRI daje visoko kontrastne slike poprečnih pres jeka u bilo kojoj željenoj ravni, bez

jonizujućeg zračenja i uz visoku osjetljivost za fiziološke promi jene. Puni klinički potencijal

ovog novog i značajnog načina je još u toku dijagnostičke evaluacije. Rezultati evaluacije

jako podupiru njegovu dijagnostičku korisnost, posebno u području glave. Lezije koje se ne

mogu otkriti ni jednim dijagnostičkim procesom, bile su u nekim slučajevima jasno prikazane

ovom metodom. (Bešlić, 2011)



2

UVOD

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

kretanjem. (Bešlić, 2011)



3

FORMIRANJE OSNOVNIH MR SEKVENCI

Parametri MR slike

Da bi se jezgre podražile i tako prešle na viši energetski nivo izlažu se preko odašiljuće

zavojnice nizu impulsa radiofrekventne energije odreĎene jačine i trajanja. Dobijeni signal

sadrži informacije o koncentraciji ispitivanih jezgri i o njihovim vremenima relaksacije T1 i

T2.

Kao posljedica ovih kompleksnih zbivanja javljaju se različiti intenziteti MR signala, s

obzirom da tkiva imaju ove parametre različite. Karakteristike posmatranog MR signala

varirat će zavisno od upotrebljenog slijeda impulsa. Upotrebljavaju se različiti nizovi impulsa

da bi se uticaji T1 i T2 relaksacionih osobina tkiva uskladili sa dobijenim kontrastom slika i

time istakla pojedina tkiva sa kraćim ili dužim T1 ili T2 tkivnim karakteristikama

Radiofrekventnim impulsom od 90° longitudinalno namagnetisanje se nagne za 90°, da se

dobije transverzalna magnetizacija. Pošto polje nije homogeno, nakon prestanka

radiofrekventnog impulsa dolazi do gubitka fazne koherencije protona (defazing) spinova koji

rotiraju u xy ravni, te oni precesiraju različitim brzinama, neki brže a neki sporije. Nakon

vremena τ zbog defazinga najbrži spinovi će biti napr ijed a najsporiji iza njih. Na shematskom

prikazu dobija se slika poput rastvaranja lepeze. Ovo opadanje koje nije u vezi sa jezgarnim

interakcijama je reverizibilno.

Radiofrekventni impuls od 180°, primjenjen u vremenu τ nakon impulsa od 90° će se

preokrenuti precesirajuće protone, izazivajući inverziju faza i dovest će “najbrža”

namagetisanja iza “najsporijih”. Najbrži spinovi će dostići najsporije pa će svi spinovi stizati

istovremeno. Tako dolazi do refaziranja protonskih spinova koji daju maksimalan eho signala,

u vremenu 2τ od impulsa od 90° što će dozvoliti pouzdano mjerenje ireverizibilnog opadanja

u T2. Shematski prikazano ovo liči na zatvaranje lepeze. Pri tome dolazi do ponovnog

uspostavljanja fazne koherencije.

Radiofrekventni impuls od 180° igra ulogu prepreke od koje se odbijaju zvučni valovi, tako

da se dobije njihova refleksija ili eho. Zato se oporavak stanja spinova nakon impulsa od 180°

naziva eho spina ili spin eho ( SE ). Primjena impulsa od 180° nakon impulsa od 90°, nazvana

je spin echo metoda i dopušta T2 mjerenje. Ovom metodom je moguće proizvesti T1, T2 i

protonske MR slike. (Bešlić, 2011)



4

Ukoliko se ne koristi refazirajući impuls od 180°, intenzitet signala opada mnogo brže zbog

sumacije vanjskih i unutarnjih magnetskih inhomogenosti - T2 efekti, a krivulja koja pokazuje

opadanje signala se u tom slučaju naziva T2 krivulja. T2 efekti su značajni kod MR snimanja

tzv. brzim sekvencama. Vremenski period koji protekne od primjene radiofrekventnog

impulsa od 90° do pojave ehoa, odnosno veličina vremena dopuštenog da se desi opadanje

transverzalne komponente. Vrijeme izmeĎu početnog 90° impulsa i detekcije ehoa spina –

naziva se vrijeme ehoa ili Echo time (TE).

TE je dužina vremena u kojem transverzalno namagnetisanje mora postojati prije smanjenja

signala koji prima prijemna antena. Za razliku od longitudinalnog namagnetisanja koje raste

sa vremenom, transverzalno namagnetisanje opada sa vremenom te se zato kod dužeg čekanja

dobije slabiji signal. Ako je razmak izmeĎu dva impulsa od 90° dug obično nema razlike u

transverzalnoj magnetizaciji izmeĎu dva tkiva. Tkiva sa dugim vremenom longitudinalne

relaksacije u ovom slučaju neće se u potpunosti relaksirati, vektor longitudinalne

magnetizacije će im biti kraći, a njihov signal slabiji. Vremenski razmak izmeĎu dva impulsa

kod odreĎene impulsne sekvence se zove vrijeme ponavljanja (repetition time-TR). Ono se

može kretati ispod 500 ms i iznad 1500 ms. TR vrjeme je dužina vremena u toku kojeg raste

longitudinalno namagnetisanje ili magnetizacija.

U toku vremena izmeĎu dobijanja, longitudinalno namagnetisanje se oporavi ili »relaksira«

duž z-osovine. Longitudinalni oporavak je identičan procesu početnog namagnetisanja kada je

tijelo bilo stavljeno u magnet. Kada je tijelo u magnetu, »stanje ravnoteže« je ono punog

namagnetisanja. Zato, longitudinalna relaksacija predstavlja oporavak namagnetisanja duž

z-osovine koje se dešava izmeĎu SE dobijanja.

Kada je prisutno transverzalno namagnetisanje, ono rotira kod Larmor-ove frekvence i

uzrokuje oscilirajući MR signal u prijemnoj zavojnici. Veličina transverzalnog

namagnetisanja poslije impulsa od 90° približno je jednaka veličini longitudinalnog

namagnetisanja oporavljenog u intervalu TR izmeĎu ponavljanja. U toku naginjanja

namagnetisanja za 90° u transverzalnom smijeru, longitudinalna komponenta namagnetisanja

je sasvim izgubljena i mora se oporaviti prije obrazovanja drugog signala.

Veličina longitudinalnog namagnetisanja koje se oporavilo zavisi od T1 i vremena

dopuštenog da se desi oporavak, to jeste, TR. Veličina detektovanog signala ovisi ne samo od

longitudinalnog oporavka izmeĎu ponavljanja već takoĎe od toga koliko dugo signal



5

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



6

pretežno T1 uravnotežena slika. Kod dugog TR kao kod obnove saturacije ( saturation

recovery ), tj. tkiva povrate longitudinalno namagnetisanje, te se kaže da je namagnetisanje

saturirano, poravnanje magnetskih momenata jezgri je poremećeno do takvog stepena da

namagnetisanje ne može biti mjereno spolja, te intenzitet signala zavisi isključivo od gustine

protona.

Poslije intervala T,u kojem se namagnetisanje uspostavi ponovo sa vremenskom konstantom

T1, nastaje ekscitacija jezgri. Poslije daljnjeg intervala τ, počinje očitavanje signala. Signal S

za sliku je izveden od:

Ako je prvo primijenjen impuls od 180°, on će obrnuti namagnetisanje u suprotnom smijeru u

odnosu na Bo i neće se pojaviti nikakav signal. Odnosno longitudinalna magnetizacija će se

vratiti u početno stanje. MeĎutim, ako je ovaj prvi impuls poslije vremena τ praćen impulsom

od 90°, mjerenje namagnetisanja će dati izbijanja namagnetisanja, dakle T1. Vrijeme izmeĎu

ova dva impulsa se zove vrijeme inverzije -TI (time inversion). Ovaj metod koji koristi

uzastopnost impulsa od 180° i 90° je nazvan inversion recovery.

Kod inversion recovery metoda, namagnetisanje je prije svakog individualnog mjerenja prvo

obrnuto od 180° radiofrekventnog impulsa. Prateći ovo, namagnetisanje se vrati u položaj

ravnoteže sa vremenskom konstantom T1. Mjerenje poslije repeticionog vremena (TR)

rezultira signalom:



7

Pret postavlja da je impuls TR izmeĎu dva uzastopna mjerenja dug, u odnosu na

longitudinalno relaksaciono vrijeme T1. Ovako dobijene slike pokazuju jače T1 uravnoteženje

od slika djelimične saturacije.

Tako raspolažemo različitim sekvencama, gdje svaka dozvoljava mjerenje jednog parametra,

što se pokazalo korisnim u primjeni kod MRI. MRI predstavlja mjerenje rasporeda

kombinacije ovih parametara u organizmu u cilju razlikovanja različitih tkiva koja ga čine.

Danas su u upotrebi dvije glavne grupe sekvenci ili tehnika za stvaranje ehoa: spin eho ( SE )

i gradijent eho ( GE ) sekvence. SE sekvence se karakterišu impulsom radiofrekventnog vala

od 90° kome slijedi impuls od 180°, a GE sekvence sa promjenljivim FA ispod 90°.

Slika kod MR ovisi o četiri fundamentalna parametra: gustine protona, longitudinalnog

relaksacionog vremena ( T1 ), transverzalnog relaksacionog vremena ( T2 ), i flow i

difuzionih efekata. Sivi prelazi na ekranu slike proporcionalni su intenzitetu signala

primljenog od tijela. Što je signal jači, slika je svjetlija. Intenzitet MR signala raste sa

gustinom vodika, povećanjem T2 i opadanjem T1. Samo mobilni protoni, to jeste, oni

udruženi sa tečnošću, odaju MR signal. Solidne supstance imaju jako kratko T2 i tako nemaju

signifikantan MR signal.

Spin eho ( SE ) sekvencaSE sekvenca je dvostepeni proces, u najprostijem smislu. Longitudinalni oporavak odreĎuje

početni intenzitet za transverzalno opadanje. SE sekvenca nastaje slijedom impulsa od 90° i

180°. SE impulsne sekvence daju standardne T1, T2 i PD-mjerene ili uravnotežene slike. Svi

ovi parametri ovise o jačini magnetnog polja i o osobinama T1 i T2 ispitivanog tkiva.

TR i TE su faktori koji zavise od čovjeka, mogu se selektirati od strane operatora i zato nisu

nepoznanice. Može se odabrati TR i TE, tako da se odredi kontrast slike, koji najbolje

pokazuje razliku izmeĎu vrijednosti T1 i T2 i koncentracije vodikovih atoma izmedu uzoraka

( voxela ).

Inversion recovery ( IR ) - sekvenca obrnutog oporavka

Ove sekvence se koriste da istaknu razlike u T1 vremenima tkiva, pojačavajući njihov

kontrast. Pored TR i TE one imaju i tzv. vrijeme inverzije ( TI ). To je višeslojni metod

dobijanja slika sa vrlo jakim T1 uravnoteženjem, mnogo jačim nego što je ono dobijeno sa

standardnim SE T1W sekvencama. Kod ove sekvence slikanja, inverzioni ( 180° ) impuls je

dat kratko prije signala ekscitacionog impulsa.



8

Ranija inverzija magnetizacije uvodi izražen T1 uticaj na signale slike, koji su mjereni na isti

način kao kod SE sekvence slikanja.Rekonstruisana slika tada sadrži T1 kontrast dodat na

gustinu protona i T2 kontrast. T1 vrijednost tkiva odgovorna je za brzinu sa kojom se tkivno

namagnetisanje vraća na njegovu početnu vrijednost. Tkiva sa kratkim T1 imat će svijetao

signal na slikama, dok tkiva sa dugim T1 neće mnogo doprinijeti signalu slike. Relativno

dugo TR je neophodno zato da dozvoli svim tkivima da povrate njihovo početno

namagnetisanje ( Slika 1. ).

Slika 1. Konvencionalna SE i IR slika mozga

Short TI Inversion Recovery (STIR) su sekvence sa vrlo kratkim TI, tako da vektor

longitudinalnog namagnetisanja u trenutku primjene impulsa od 90° bude jednak 0, te nema

signala za vrijeme snimanja ehoa. Zbog ovoga su kod njih sva tkiva sa kratkim T1,

ukl jučujući mast, suprimirana (fat suppression sequences), dok su tkiva sa visokim sadržajem

vode, uključujući mnoge patološke lezije, istaknuta, dajući intenzivan, svijetao signal natamnoj pozadini.

Suprotno STIR sekvencama postoje i tzv. Fluid Attenuated Inversion recovery ( FLAIR )

sekvence kod kojih se postiže potpuna saturacija vode.

Gradijent eho sekvence ( GE ) ili Fast Field echo ( FFE ) slikanja

Dijagnostička slikanja sa dijagnostički upotrebljivim kvalitetom mogu se dobiti sa vremenom

dobijanja od samo nekoliko sekundi upotrebom Fast Field echo slikanja. Nastali kontrasti

potiču od gustine protona i uglavnom T1. Ovakve sekvence su bazirane na sk raćenju TR



9

odnosno, T1 vremena. Za refaziranje protona umjesto impulsa od 180° koristi se

naizmjenično uključivanje gradijentnih polja obrnutog smjera, te se dobija eho koji se zbog

toga zove gradijent eho - GE ( gradient echo ), koji se koristi kao signal za sliku. Dok su SE

sekvence osjetljive na T2 slabljenje, GE sekvence uzrokuju prvo namjerni defazing

promjenom magnetnog polja gradijentnim poljima, a zatim refazing istog karaktera. Pošto

nemaju impuls od 180° inhomogenost magnetnog polja se ne može kompenzirati, pa su ove

sekvence osjetljive na T2* artefakte. Ove sekvence su često praćene signalom iz krvnih žila.

Dok kod SE sekvence slika ovisi od izbora odnosa TR/TE, kod brzih GE sekvenci ona zavisi

od izbora ugla klaćen ja (FA) vektora namagnetisanja. Broj i brzina ovih sekvenci se stalno

povećavaju. Slične ovim sekvencama su i tzv. Gradient Recalled Acquisition at Steady State-

GRASS sekvence. Ultra brze sekvence koriste kratke radiofrekventne impulse, sa kratkim TR

( 2, 5-3ms ) i TE ( 10ms ).

Echo planar imaging ( EPI ) predstavljaju do sada najbrže stvorene sekvence, koje za 20-35

milisekundi stvaraju jednoslojne, a za 20 s višeslojne slik e, tako da je pokret zaleĎen, kao na

filmu kod sineangiokardiografije ( real time MRI). Baziraju se na nizovima eho impulsnih

sekvenci, proizvedenih pomoću niza refazirajućih impulsa od 180° ( Spin Echo EPI ) ili

gradijenata ( Gradient Echo EPI ).

Kod dif uzionih sekvenci, moguće je pratiti difuziju magnetski “označenih” protona molekula

vode u tkivu. Difuziona snimanja se koriste npr. za diferenciranje reparabilnih i ireparabilnih

oštećenja kod svježih ishemičnih moždanih lezija.

Perfuzione sekvence uz primjenu kontrastnog sredstva omogućuju praćenje perfuzije u

tkivnoj mikrocirkulaciji. Kod perfuzionih sniman ja, obilježava se voda u krvnim sudovima

korištenjem bolusa kontrasta-gadolinijuma ili pomoću presaturacije, a zatim se brzim

snimanjem prati tempo perfuzije tkivnih struktura

U novije vrijeme je u upotrebi i tzv. Blood Oxygenation Level Dependent (BOLD) tehnika

kojom se na T2 uravnoteženim slikama može pratiti razlike u oksigenaciji krvi na osnovu

paramagnetskih svojstava dezoksihemoglobina i tako zaključiti koje su zone mozga trenutno

metabolički aktivne. Bilo koja promjena zbog varijacija u količini oksigenisanog i

neoksigenisanog hemoglobina je zabilježena. BOLD-kontrast se zasniva na činjenici da

paramagnetski dezoksihemoglobin posjeduje daleko jači magnetski momenat od

dijamagnetičkog oksihemoglobina. Interakcija glavnine deoksigenirane krvi sa vanjskimpoljem uspostavlja lokalne varijacije u i oko krvnih sudova.



10

Jedini izvor energije u normalnim ćelijama mozga je oksidacija glukoze. Pošto je kapacitet

skladištenja glukoze moždanih ćelija zanemarljiv, mozak jako ovisi od konstantnog

snabdijevanja glukozom i kisikom preko k apilara. Ovi povećani zaht jevi dovode do većeg

protoka krvi u aktivnim područjima. Ovo, naizm jenično, smanjuje lokalni efekat osjetljivosti,

koji može biti vizueliziran sa osjetljivosti - senzitivnim tehnikama slikanja.

Prostorna lokalizacija signala

Prostorna lokalizacija MR signala pri stvaranju slike podrazumijeva mjerenje jačine signala za

svaku tačku ispitivanog volumena tkiva. Da se dobije slika, odnosno napravi odreĎeni presjek,

treba lokalizirati neke od protona koji sudjeluju u formiranju signala, dodajući glavnom

magnetnom polju komplementarna polja slabe snage, različito orijentisana, koja su

promjenljivog intenziteta, tzv. gradijentna polja, proizvedena u gradijentnim zavojnicama.

Pošto je rezonantna fr ekvenca direktno proporcionalna jačini magnetnog polja, rezonantna

frekvenca raste od stopala prema glavi. Odabirom impulsa odgovarajuće frekvence odabire se

i željeni sloj snimanja. Radiofrekventnim impulsom odreĎene frekvence moguće je ekscitirati

protone samo u odreĎenom sloju, Larmoro-vom frekvencom jednakom frekvenci protona

sloja. U tu svrhu se koriste tri linearna gradijentna magnetna polja Gx, Gy, Gz postavljena

trodimenzionalno, odnosno usm jerena duž osa x, y, z. Ova gradijentna polja se mogu prikazati

strelicama čija debljina raste u sm jeru strelice, čime se ilustruje linearno povećanje jačine

magnetnog polja. Frekvencija precesije koristi se da se definiše prostorno porijeklo signala.

Jedino su stimulisani protoni čija je Larmor -ova frekvenca jednaka frekvenci RF impulsa. Da

se dobije informacija o odreĎenom presjeku, spinovi tog presjeka treba da imaju frekvencu

precesije. Podešavajući radiofrekventni impuls moguća je interakci ja samo sa spinovima tog

presjeka i dobijanje informacije u tom smijeru.

Za planarni metod slikanja, da se odabere željeni sloj, prvo je uključeno gradijentno polje

okomito na ravan sloja, ovo znači, na primjer, da za aksi jalni sloj, gradijent leži u smjeru

osovine tijela. Ako je primjenjen radiofrekventni impuls, ispunjene su neophodne rezonantne

okolnosti za stimulisanje jezgarne precesije jedino u jednoj ravni. U ostatku tijela je magnetno

polje i frekvenca rezonance ili suviše velika ili suviše mala. Jedino je namagnetisanje u

jednom sloju podraženo da precesira radiofrekventnim impulsom; svi drugi regioni

ispitivanog obijekta su ostali bez uticaja i ne mogu doprinijeti (uzastopnom) dobijanju signala

( Slika 2 .). (Bešlić, 2011)



11

Slika 2. Selektivni podražaj sloja

Da se stvori slika odabranog sloja, poslije podražajnog impulsa tj. da se registruje mjerni

signal, gradijento polje okomito na sloj je ugašeno i mjesto njega, uključen je gradijen polja u

čijem smijeru leži ravan sloja. ( slika 3. )

Slika 3. Bilježenje projekcije u gradijentnom polju



12

Gradijentno polje je moguće proizvoljno orijentisati, te odabrani sloj može biti poprečni,

uzdužni, kosi i sl. Takvo gradijentno polje se naziva gr adijentno polje za odabir sloja (slice

selecting gradient).

Kod rekonstrukcije slike, kompjuter upotrebljava trodimenzionalni kordinatni sistem radi

definisanja elemenata volumena odreĎene veličine. Debljina elementa je debljina presjeka duž

longitudinalne osovine tijela ili z osovine. Širina svakog elementa je njegova širina duž

transverzalne ili x osi, a visina elementa je mjerena na vertikalnoj ili y osovini. Proces

stvaranja slike počinje kada mašina uspostavi gradijent u magnetnom polju duž z pravca (od

glave prema stopalima) da se definiše ravan od interesa. To je ravan u kojoj protoni osciliraju

kod utvrĎenih frekvenci za detekciju i procesing.

Radiofrekventna zavojnica obuhvata pacijenta u prostoru unutar magneta. Emitovana radio

frekvenca upravo je odgovarajuća da izazove osciliranje protona, prije nego se protoni mogu

vratiti u poravnanje. MeĎutim, druge radio-frekventne zavojnice, takoĎe rasporeĎene na

različitim tačkama unutar prostora magneta oko pacijenta, uzrokuje uspostavljanje gradijenta

magnetnog polja u y ili vertikalnom sm jeru. Ovaj podražaj prisiljava protone da osciliraju kod

drugačijih frekvenci, i odatle reemituju pri različitim frekvencama, u skladu sa njihovim

položajem duž y osovine.

Sistem je dizajniran da »osjeti«, procesira, i prikaže ove varijacije frekvence nakon što su

dobijene primijenom stotina podražujućih radiofrekventnih impulsa sa rezultirajućom

emisijom jednako brojnih odgovora od jezgri u tkivima. Uz to druge zavojnice koje stvaraju

magnetni gradijent od lijeva na desno duž z osovine, slično prisiljavaju protone da osciliraju

kod različitih frekvenci u skladu sa njihovim pozicijama pošto oni pokušaju da se poravnaju.

Zato se u tom trenutku vidi da kompjuter ima jedino lociran svaki pojedini element volumena

u kordinatnom sistemu i to može predstaviti kao odgovarajući presjek na video ekranu.

Intenzitet i blještanje svak e projekcije na video ekranu je odreĎen sa sadržajem protona

odgovarajućeg elementa tijela i magnetskih svojstava tkiva. Ukupnost projekcija sačinjava

krajnju sliku koja mora biti interpretirana.

Metode pravljenja MR slika presjeka mogu se klasificirati ovisno od veličine volumana koji

se podraži da bi se dobio signal. Postoji veliki br oj metoda za dobijanje slika MR presjeka:

• metoda sekvencijalnih tačaka

• metoda sekvencijalnih linija



13

• planarne metode

• 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



14

da bude potpuno uniformno, dodatna magnetna polja mogu biti privremeno pridodata

glavnom statičkom polju. Ovo obrazuje prostorne varijacije u mreži magnetnog polja,

rezultirajući u gradijentu magnetnog polja. Kod svakog položaja duž ovog gradijenta, postoji

diskretno drukčija frekvenca rezonance. Različite frekvence u SE pokazuju položaj

rezonirajućih protona koji proizvode signal. Pošto tri kordinate (x, y, i z) moraju biti označene

da lokalizuju tačku u prostoru, MR slike zahtijevaju tri posebna gradijentna polja.

MR slika je rezultat kompliciranog sudjelovanja izmeĎu radiofrekventnog impulsa i

povremeno aktiviranih gradijentnih polja, koja su pod kontrolom kompjutera. Ovisno o

programu, signal se može dobiti od cijelog volumena istovremeno (3D dobijanje) ili od

slojeva ili površine u volumenu (2D dobijanje). Naročito efikasan metod za stvaranje slika od

multiplih slojeva u volumenu od interesa uključuje odvojeno dobijanje susjednih slojeva.

Tako dok se protoni u jednom sloju oporave u toku TR izmeĎu impulsa, mogu biti napravljeni

drugi slojevi selektivnim izlaganjem RF impulsima koji sadrže jako specifične frekvence, uz

pomoć sloj odabirajućeg gradijenta, tako da rezoniraju protoni samo u predviĎenom sloju. Za

rekonstrukciju slike se koriste općenito dva algoritma.

Za vrijeme isčitavanja, uzima se odreĎeni bro j puta uzorak spin eho signala, a ovo vrijeme se

zove eho vrijeme uzimanja uzorka (echo sampling time) i reda je 20 milisekundi. Vrijeme

izmeĎu uzimanja uzoraka spin eho-a nazvano je interval izmeĎu uzimanja uzoraka ili

«vrijeme pauze« (sampling inter val ili dwel time). Ova vremena tipično su reda 100μs.

Vidno polje (FOV) je proizvod broja projekcija isčitavanja i prostorne rezolucije. Veća

prostorna rezolucija ima za nedostatak manji voxel. Ovo je u vezi sa veličinom matrice ( veća

matrica = veća prostorna rezolucija), a ovo ima za posljedicu duže vrijeme dobijanja slike kod

pravougaone matrice. Prostorna rezolucija može bitri poboljšana bez porasta vremena

dobijanja korištenjem asimetrično dobijene matrice.

Fourier-ova tomografija

Veza izmeĎu MR signala i njegovog frekventnog spektra je odlučujuća za metode pravljenja

slika. Potrebno je kodiranje MR signala uz pomoć upotrebe gradijenta magnetnog polja, u

više nego jednom pravcu. Dobijene slike su tomografski presjeci tijela. Kod MR metode

rekonstrukcije koristi se činjenica da nije samo zabilježen intenzitet signala, već takoĎe

njegova mjerna faza. Tako je moguće zabilježiti lokalne informacije za smjer u prostoru u

formi faznog ugla u MR signalu. (Bešlić, 2011)



15

Dobijeni podaci se unose u matematičku matricu pomoću tzv. faznog i fr ekventnog kodiranja,

nakon čega se primjenjuje matematička operacija zvana Fourier -ova transformacija kojom se

odreĎuje položaj i intenzitet svakog pojedinačnog signala i koja stvara sliku u vidu rasporeda

nuklearnog namagnetisanja, te se na taj način konstruiše slika snimljenog sloja pacijenta.

Mjerene vrijednosti su prikupljene u “Fourier tomografiji” i predstavljaju, kako je poznato,

linije holograma od koherentnog viĎenja. Kompletni hologram je sačinjen od mnogo zasebnih

mjerenja koja slijede u sekvenci kod vremenskog intervala T. Furierova transformacija može

biti brza i polovična Fourier -ova transformacija. Dvo-dimenzionalna Fourier-transformacija

služi za rekonstrukciju slike ( Slika 4.). Ovaj princip slikanja može biti lako primijenjen i na

trodimenzionalnu proceduru mjerenja.

Slika 4. Rekonstrukcija slike, Fourier-transformacija

Fourier-ova transformacija se zasniva na nekoliko metoda:

Linijska ili metoda tačaka

2D Fourier slikanje - planarni metod

3D Fourier-ova slika

Parametri koji utiču na intenzitet MR signala

Jedna od najznačajnijih činjenica koja utiče na intenzitet MR signala je homogenost

magnetnog polja. Ne postoje 2 H nukleusa koja su tačno u istom magnetnom polju, zbog

inhomogenosti statičkog magnetnog polja i razlika u mikro i makro molekularnoj sredini. Da

se prevaziĎu ovi problemi potrebna su jaka magnetna polja što zahtijeva skuplje aparate.

Treba imati u vidu činjenicu da bez obzira na homogenost magneta, kada se objekat stavi u

magnet, magnetno polje postaje nehomogeno.



16

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

odreĎenim etapama.



17

Poslije prekida RF impulsa i nastanka fenomena relaksacije, nastali signal pretvara se u tok

struje koji predstavlja analogni signal. Formiranje slike zahtijeva mjerenje ovog toka za svaki

element proučavanog volumena (voksel) putem detektorskih zavojnica. Tako će svaka

prikupljena frekvenca odgovarati jednoj tački prostora.

Podaci za formiranje slike dobijeni mjerenjem signala, unose se na matematičku matricu

192x256. Gradijent faznog kodiranja stvara 192 reda, a gradijent kodiranja frekvence 256

kolona, tokom jednog ehoa. Nakon što je matrica ispunjena podacima (pikseli), da se dobije

konačna slika, koristi se Fourier-ova transformacija, koja daje raspored, namagnetisanja

protona u formi slike, pretvarajući brojčane informacije pixel-a u intenzitete sivila na sivoj

skali, gdje su dvije osnovne boje bjela i crna.

Brojčana vrijednost svakog elementa slike, odražava jačinu MR signala odgovarajućeg

volumena tkiva, tako da svakoj tačk i presjeka odgovara odreĎeni intenzitet signala. Odnosno

radi se o rekonstrukciji slike iz jednog skupa mijerenja. Dobijene slike predstavljaju raspored

jezgarnog namagnetisanja ili spinske gustine, odnosno gustine protona. Prostorna rezolucija

ovih slika zavisi od širine vidnog polja-field of view (FOV). Manji FOV znači manji piksel i

oštriju sliku. Kako se uvijek nastoji da maksimalno pojača odnos kontrast/ šum (contrast to

noice ratio-CNR), ovo se izvodi na račun vremena dobijanja slike ili prostorne rezolucije.

Veličina voksela se mijenja prilagoĎavanjem FOV-a, veličine matrice i debljine sloja.

Dobijeni signal (broj u kompjuteru) je finalni rezultat kompleksnih ali predvidivih odnosa,

baziranih na veličini voksela, koja se odabire i ukupnog broja H atoma, TR i TE vremena koje

odabiremo i T1 i T2 voksela.

K prostor

Svi podaci o signalima se pohranjuju u tzv. K prostorima (K space) - pravougaone

matematičke matrice kompjuterskog sistema. Matrica je sastavljena od horizonatanih redova

za bilježenje kodiranja faza, i vertikalnih kolona za bilježenje kodiranja frekvence.

Kod konvencionalnih SE sekvenci, gradijent kodiranja faze je primjenjen na svakoTR prije

stvaranja ehoa. Svaki korak faznog kodiranja ispunjava linije podataka u matriksu koje se

zovu K prostor; ovih, 200 linija K prostora moraju biti ispunjene u matrici 200 x 256, što

znači da se uzima 200 TR da se to učini. Kada je jednom ova faza kompletirana, MR jedinica

koristi Fourier-ovu transformaciju da napravi sliku. Osobito su važne centralne linije K

prostora za odnos signal/šum i tkivni kontrast. Periferne linije su odgovorne za prostornu

rezoluciju. K prostorne linije su simetrične tj. druga polovina može biti izvedena iz prve.



18

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.

Documents

MRI ( Magnetic Resonance Imaging )