Artefactele In Rezonanta Magnetica Nucleara

Cuprins

Abstract…………………………………………………………………………………………………………3

Introducere……..….………………………………………………..………..….……………5

CAP.I PRINCIPIILE FIZICE ÎN REZONANȚA MAGNETICĂ NUCLEARĂ………..….7

1.1 Pulsul de fregvență radio(RF)…………………….……………………………………………12

1.2 Magnetizarea longitudinală și transversală…………………..……………………………15

1.3 Timpul de repetiție (TR)……………………………………………..……………….…..19

1.4 Timpul de ecou (TE)…………………………………………………………..…………21

1.5 Timpul de obținere a imaginii………………………………..……………………………….27

1.6 O privire asupra aparaturii……………………….……………………………………..…….28

CAP.II SUBSTANȚE DE CONTRAST.…………………………………………………………31

2.1Agenți de contrast paramagneticicu distribuție introvasculară extracelular………..31

2.2 Agenți de contrast hepatobiliari…………………………………………………………………..32

2.3 Agenții reticulo-endoteliali……………………………………..…….…………………33

2.4 Agenți de contrast ai fluidelor extracelulare…………………………………………………33

2.5 Agenții specifici tumorali……………………………………………………………………………33

2.6 Agenții de contrast gastrointestinali……………………………………………………………..34

Cap.III ARTEFACTELE ÎN REZONANȚA MAGNETICĂ NUCLEARĂ…………………35

3.1 Artefactele câmpului de radiofrecvență………………………………………………………..35

3.2 Artefactele de mișcare………………………………………………………………………………..36

3.3 Artefactele în direcția de codare a frecvenței………..………………………………..….37

3.4 Artefactele în direcțiile de codare a fazei și frecvenței……………………………………37

3.5 Artefactele independente de direcția de codare………………………………………………37

CAPITOLUL IV . PARTEA SPECIALĂ………………………………………………………………39

4.1 SECVENȚE DE PULS………………………………………………………………………………….39

4.1.1 Secvența spin ecou (SE)…………………………………………………………………………..39

4.1.2 Secvența FSE ( Fast Spin Echo )……………………………………………………………….40

4.1.3 Secvența SSFSE (single shot FSE)…………………………………………………………..41

4.1.4 Secvența IR (inversion recovery)………………….……………………………41

4.1.5 Secvențele FSE-IR, FLAIR (fluid attenuated inversion recovery) și STIR (Short TI inversion recovery)………………………………………………………………..43

4.1.6 Secvențele de puls GRE (coherent gradient echo) și SPGR(spoiled gradient echo)…………………………………………………………………………………..44

4.1.7 Secvența EPI (echo planar imaging)……………………………………………46

4.1.8 Secvențele DWI (diffusion weighted imaging)…………………………………47

4.1.9 Secvențele MRA (magnetic resonance angiography)………………………….47

4.1.10 Imagini dinamice (dynamic imaging)………………………………….……..49

4.1.11 Imagini funcționale ( functional imaging – fMRI )……………………….…..50

4.2 PUNEREA ÎN PRACTICĂ A SECVENȚELOR DE PULS…………………………………..52

Concluzii……………………………………………………………………………………………………….59

Bibliografie………………………………………………………………………………………………………60

Abstract

Modern operative techniques and local therapies such as radiofrequency (RF) ablation are effective methods to treat liver metastases or primary hepatic malignancies. Therefore, the determination of liver lesion count, and the nature of the lesion are important. At present, the most accurate noninvasive method for the assessment of liver lesion count is magnetic resonance imaging (MRI).

The contrast between tissues on MR images depends mainly on differencies in their T and T relaxation times and proton densities. Basic techniques such as spin echo (SE) or gradient echo (GE) sequences can be used for imaging to obtain high contrast images. Additionally, there are a number of other methods to manipulate MR contrast in order to enhance signal differencies between normal and pathological tissues.

The magnetization transfer (MT) technique in MRI was introduced in 1989 (Wolff and Balaban, 1989). The method is based on saturating macromolecular spins with a dedicated irradiation radiofrequency (RF)-pulse, and observing the effects of the subsequent exchange processes. The signal of tissues with a high macromolecular content is reduced on MT images in comparison to the standard images. MT based tissue contrast may even more effectively be generated with the spin lock (SL) technique which probes tissue relaxation processes at very low magnetic field strengths while maintaining the high signal-to-noise ratio provided by the polarizing magnetic system In a SL experiment, a preparation or locking pulse is applied before the signal collecting conventional imaging sequence. The multiple slice SL imaging technique was introduced in 1993.

Contrast agents are widely used in routine clinical MR imaging. Extracellular gadolinium chelates such as gadolinium diethylenetriamine pentaacetic acid (Gd-DTPA) or gadolinium tetraazacyclododecanetetraacetic acid (Gd-DOTA) constitute the major group of MR contrast agents used today. Because of their unspecific nature with rapid extracellular distribution, fast imaging techniques and knowledge about the different enhancement patterns of liver lesions are essential. More recently, research has focused on the development of tissue-specific MR contrast agents with a long imaging window due to their prolonged removal from the target-tissue.

In this thesis, a resistive 0.1T magnet and superconducting MR systems operating at 1.0T and 1.5T were used for evaluating patients with known or suspected focal liver lesions. The ability of the multiple slice SL technique in the generation of MT-like tissue contrast, and the potential of the multiple slice SL technique in the liver metastases.

Basic principles

There are two kinds of spin relaxations. The recovery of longitudinal magnetization is characterized by the relaxation time constant T. The dissappearance of rotating (transverse) magnetization is characterized by the relaxation time constant T. The contrast seen on MR images is generated mainly through differencies in these tissue T and T relaxation times and to a lesser degree, through tissue spin density. In addition to these intrinsic determinants of tissue contrast, there are a number of extrinsic factors that may be employed to modify image contrast. These include the strength of the main magnetic field , sequence parameters such as repetition time (TR), echo time (TE) and flip angle (FA), the use of special imaging techniques such as MT or SL, and the use of MR contrast agents.

Introducere

Rezonanța magnetică nucleară ( RMN ) este o metodă de investigare de ultimă oră pe plan mondial, considerată topul imagistic în diagnosticul clinic. A fost introdusă și în țara noastră din 1991. La ora actuală, la noi, există unități de RMN, doar în marile orașe. Facilitățile oferite de această metodă imagistică va face ca și în țara noastră numărul unităților RMN să crească. Noutatea metodei obligă la o cât mai adecvată cunoaștere a bazelor ei fizice, tehnice și metodologice. Numai cunoașterea aprofundată a performanțelor tehnice deosebite ale RMN poate permite o eficiență maximă atât de importantă într-un diagnostic clinic precis. RMN este recunoscută ca o metodă neinvazivă datorită însuși principiului tehnicii sale.

Spre deosebire de metodele bazate pe radiații X (cum este CT), RMN este o tehinică noninvazivă, care nu utilizează radiații ionizante. În plus, singurul parametru specific țesuturilor, care poate fi determinat cu ajutorul radiațiilor X este densitatea de electroni, care nu variză foarte mult de la un țesut moale la altul, și adesea necesită injectare de substanță de contrast. În tehnica RMN există o multitudine de parametrii tisulari care afectează semnalul de rezonanță magnetică, putând fi manipulați în diferite modalități, pentru a permite controlul asupra contrastului imaginii. Cei mai semnificativi, timpii de relaxare, acoperă o largă scală de valori în diferitele țesuturi normale sau patologice.

Examenul nu necesită pregatirea prealabilă a pacientului, în principiu nu folosește substanță de contrast și este, în general, contortabil pentru pacient. În cadrul investigației se pot realiza secțiuni frontale, sagitale, axiale și oblice de grosimea dorită, mielografii, urografii și angiografii fară substanță de contrast, precum și studii tridimensionale alb-negru și color. Imaginile selectate sunt reținute pe filme sensibile în inflaroșu, cu developare automată. Toate acestea îi conferă, din start, investigației prin RMN, valoarea deosebită în diagnosticul clinic și, respectiv, superioritatea față de unele investigații imagistice, recunoscute pe plan mondial. Încă de la începutul introducerii RMN în cadrul examinanlor clinice a fost recunoscut potențialul RMN în evaluarea afecțiunilor musculo-osoase. Deși încă la început de drum, RMN a produs un impact puternic în evaluarea și managementul multor afecțiuni musculare și osoase. RMN este apreciată ca fiind folositoare în evaluarea proceselor traumatice, inflamatorii, neoplazice și degenerative. Avantajele RMN au tost grupate în jurul a trei aspecte: (1) excelenta observare a măduvei osoase, (2) contrastul ridicat între structurile tisulare moi, și (3) abilitatea de a produce imagini secționale subțiri în orice plan. Deoarece RMN este o investigație scumpă, iar numărul unitaților RMN este destul de redus, această examinare ar trebui folosită doar în cazurile în care nu se poate obține informația scontată prin alte metode de diagnostic neinvazive mai puțin costisitoare și atunci când rezultatul obținut ar putea influența tratamentul pacientului. Datorită faptului că descoperirile RMN sunt relativ nespecifice, interpretarea examinării RMN nu se poate face corect în lipsa informațiilor de la celelalte metode diagnostice, în special cele rezultate din radiografia convențională. La ora actuală se poartă discuții referitoare la puterea câmpului magnetic referitoare la avantajele și dezavantajele câmpurilor magnetice de putere scazută versus celor de putere crescută. Câmpurile magnetice puternice produc un semnal mai puternic decât câmpurile magnetice de putere mai mică, dar în același timp artefactele de mișcare și de deplasare chimică sunt mult mai comune în imaginile T obținute cu un câmp magnetic puternic. Sistemele cu câmpuri magnetice intermediare sau scăzute ca intensitate produc un semnal mai slab, dar și mai puțin zgomot. Unitățile cu câmpuri puternice necesită o protecție mult mai mare și sunt mult mai scumpe. Calitatea imaginii depinde și de alți parametrii ai echipamentului unității: design-ul bobinelor de radiofregvență și omogenitatea câmpului magnetic. Parametrii tisulari afectează și ei aspectul imaginilor RMN.

Prima parte a acestei lucrari se ocupă de fizica rezonanței magnetice a nucleului atomic. Partea a două prezintă tehnicile folosite în expoatarea fenomenului de RMN pentru formarea imaginii.

CAP.I. PRINCIPIILE FIZICE ÎN REZONANȚA MAGNETICĂ NUCLEARĂ

Cum bine știm, atomii sunt formați dintr-un nucleu și un înveliș, care este format din electroni. În nucleu, pe lângă alte lucruri, există protonii, particule mici care au o încărcătură electrică pozitivă. Acești protoni sunt asemănători planetelor mici, ca și Pamântul, ei în mod const ca și Pamântul, ei în mod constant se învârtesc sau au o mișcare de spin în jurul unei axe sau, se poate spune că protonii posedă un spin.

Încărcătura electrică pozitivă fiind atașată pe proton se învarte odată cu acesta. O încărcătură electrică în mișcare, reprezintă un curent electric. Un curent electric indus cauzează o forță magnetică sau un câmp magnetic, astfel acolo unde există un curent electric există deasemenea și un câmp magnetic. Acest lucru ponte fi demonstrat ușor. Luați un cui ruginit și apropiați-l de o priză simțiti cum acesta este respins de forța magnetică așa încât nu puteți pune cuiul în priză (protonii posedă o încărcătură pozitivă, ca și pamântul aceștea se învârt constant în jurul unei axe și au propriul lor câmp magnetic).

Un proton are un spin și prin aceasta o încărcătură electrică, care deasemenea se mișcă. O încărcătură electrică în mișcare reprezintă un curent electric și acesta este însoțit de un câmp magnetic. Astfel protonul are propriul său câmp magnetic și acesta poate fi văzut ca un mic magnet.

Fiind mici magneți se aliniază în câmpul magnetic extern ca și un ac de busolă în câmpul magnetic al Pamântului. Totuși există o diferență importantă : pentru acest ac există doar o singură modalitate de a se alinia în câmpul magnetic, dar pentru protoni există totuși 2 posibilități (fig.1).

(fig.1)

Protonii se pot alinia cu polii lor Sud și Nord în direcția câmpului extern, paralel cu acesta sau se pot poziționa exact în direcție opusă sau antiparalel (fig.1). Aceste tipuri de aliniere sunt pe diferite nivele energetice. Să explicăm acest lucru: un om poate să se poziționeze pe sine paralel cu câmpul magnetic al Pamântului sau poate să se dispună antiparalel, ambele stări sunt pe diferite nivele energetice și au nevoie de cantități diferite de energie. Mergând pe picioare este fără îndoială mai puțin extenuant sau necesită mai puțină energie decât mersul în mâini. În mod normal protonii sunt aliniați în ordine. Această ordine totuși se modifică când aceștea sunt expuși unui câmp magnetic putemic. Ei atunci se aliniază doar în două modalități: fie paralel, fie antiparalel cu câmpul magnetic extern. Natural că starea preferată de aliniere este cea care necesită mai puțină energie. Astfel mai mulți protoni sunt pe nivele energetice mai joase paralel cu câmpul magnetic extern sau “merg pe picioarele lor”. Diferența în numărul acestora este totuși foarte mică și depinde de intensitatea câmpului magnetic aplicat. Să vă faceți o idee: pentru circa 10 milioane de protoni “mergând în mâini” există cca 10 000 007 protoni “mergând în picioare”.

Diferența de 7 protoni este probabil ușor de ținut minte. Deja, în acest moment este evident că pentru un RMN protonii mobili sunt importanți. Când există două posibilități de aliniere cea care necesită mai puțină energie este pe un nivel energetic mai mic și este preferată .

Protonii nu se întind pur și simplu acolo, aliniați paralel sau antiparalel cu liniile de câmp magnetic, ci se mișcă pe o traiectorie sigură, tipul mișcării fiind denumit precedare (fig. 2).

Imaginați-vă un titirez când îl loviți acesta începe să se legene sau să se rostogolească, totuși el nu cade. În timpul acestei mișcări axa cercurilor executate de titirez formează un con (fig . 2 ). Este greu să descriem o asfel de mișcare pentru protoni deoarece aceasta este foarte rapidă, așa cum vom vedea mai jos. De dragul simplitații vom face câteva tablouri înghețate, așa cum fotografiem un anumit moment specific. Din motive pe care le vom învața mai jos este important să știm cum se mișcă protonii. Viteza lor poate fi masurată ca frecvență de mișcare, care este exprimată prin numărul, de mișcări pe care protonii le execută pe secundă. Ea nu este constantă, ci depinde de intensitatea câmpului magnetic în care sunt plasați protonii.

(fig.2) Mișcarea protonilor în câmp magnetic (denumită precedare)

Un câmp magnetic puternic se asociază cu o rată de mișcare mai rapidă și cu o frecvență de mișcare mai crescută. Este ca și un cântec pe o coardă de vioară: cu cât forța cu care se ciupește coarda este mai puternică, cu atât frecvența ei este mai mare.

E necesar să calculăm precis aceasta frecvență, cu ecuația lui LARMOR:

= y B

unde : = frecvența în Hz sau MHz

y – rație giromagnetică

B = intensitatea câmpului magnetic extern, dat în unități Tesla.

Ecuația stabilește faptul că frecvența de mișcare este mai mare când intensitatea câmpului crește.

Relația exactă este determinată de raportul giromagnetic y, care este diferit pentru diverse materiale. Valoarea sa pentru protoni este de 42,5 MHz/ T.

(fig.3) Descrierea mișcării protonilor într-un câmp magnetic, folosind un sistem de coordonate.

După cum se vede axa Z merge în direcția liniilor de câmp magnetic și astfel le poate reprezenta. Putem să nu mai desenăm magnetul extern în toate celelalte ilustrații. De aici încolo vom ilustra protonii ca vectori prin mici săgeți. Un vector reprezintă o forță prin mărimea sa, care acționează într-o direcție sigură -direcția săgeții. Forța care e reprezentată de vector în ilustrațiile noastre e forța magnetică (fig.3). Folosind un sistem de coordonate realizăm o descriere a mișcării protonilor într-un câmp magnetic și astfel putem elimina desenarea magnetului extern.

(a) (fig. 4) (b)

Avem aici 9 protoni care se mișcă paralel cu liniile de câmp magnetic extern și 5 protoni desenați mai jos care se mișcă antiparalel față de câmpul magnetic extern, cei 5 protoni care merg în jos anulează efectele magnetice ale aceluiași nr. de protoni care merg în sus (4a) astfel ca efect, este suficient să privim la cei 4 protoni ale căror efecte nu au fost anulate (4b).

Există milioane și milioane de protoni în corpul vostru care se mișcă repede. Este ușor să ne imaginăm ca într-un anumit moment pot exista protoni ( în ilustrația A ) care se mișcă într-o direcție și protoni care se mișcă într-o altă direcție A'(exact în direcția opusă ). Rezultatul e foarte important. Forțele magnetice în direcție opusă se anulează reciproc ca două persoane care se înping . În sfârșit, pentru fiecare proton ce merge în jos există un proton care merge în sus și astfel își anulează reciproc efectele, dar așa cum am văzut există mai mulți protoni ce merg în sus decât în jos, iar forțele magnetice ale acestor protoni nu sunt anulate de către alți protoni.

Totuși nu doar forțele magnetice îndreptate în sus sau în jos, pot să se anuleze reciproc. La fel pentru protonii care au direcția spre stânga pot există alții direcționați spre dreapta, sau pentru unul direcționat spre înainte există unul spre înapoi ș.a.m.d. Protonii corespondenți din fig.5 sunt marcați A și A’; B și B’ de exemplu. Aceasta înseamnă că forțele magnetice opuse ale protonilor rămași, se anulează reciproc unele pe altele în aceste direcții. Acest lucru este adevărat pentru toate direcțiile, cu excepția direcției axei Z, de-a lungul axului magnetic extern (fig.5). În această direcție vectorii, forțele magnetice ce există, se pot asemăna cu niște oameni ce trag de acelaș capăt al unei funii, deoarece ele sunt orientate în acelaș sens. Ceea ce obținem spre sfârșit este un vector magnetic în direcția câmpului magnetic extern (săgeata de pe axa Z din fig.5), iar acest vector este o sumă vectorială făcută prin adunarea vectorilor magnetici ai protonilor îndreptați în sus.

Aceasta înseamnă că prin plasarea unui pacient în magnetul unui aparat de RMN, pacientul însuși devine un magnet și are propriul său câmp magnetic. Deoarece vectorii protonilor care se anulează reciproc se adună (fig.6), așa că această magnetizare este în direcție longitudinală sau de-a lungul câmpului magnetic extern și este deasemenea denumită magnetizare longitudinală.

(fig. 5) (fig.6)

Fig.5 reprezintă forța magnetică a protonului A ilustrată cu o săgeată, un vector poate fi privit ca rezultat din 2 componente: una îndreptată în sus de-a lungul axei Z și una în direcția axei Y, componenta de-a lungul axei Y este anulată de protonul A’. Forța magnetică are deasemenea o componentă de-a lungul axei Y, dar totuși în direcție opusă. Acelaș lucru se întâmplă cu alți protoni B și B’ care își anulează reciproc vectorii magnetici respectivi de-a lungul axei X. În contrast față de vectorii magnetici în axul XY care se anulează reciproc, vectorii axului Z sunt îndreptați în aceeași direcție și astfel se adaugă la sumă vectorială obținută.

Fig.6: într-un câmp magnetic extern puternic un nou vector magnetic este indus în pacient, care devine el însuși un magnet. Acest nou vector magnetic este aliniat cu câmpul magnetic extern.

După cum am văzut, noul vector magnetic rezultant al pacientului se îndreaptă în direcția câmpului și e de-a lungul liniilor de câmp al acestuia.

Acest lucru este descris ca o direcție longitudinală și este de fapt acest nou vector magnetic care poate fi folosit pentru a da un semnal.

Ar fi bine dacă am putea măsura această magnetizare a pacientului dar există o problemă, nu putem măsura această forță magnetică așa cum este, în aceeași direcție paralelă cu câmpul magnetic extern (fig.5 și fig.6).

Aceasta ar însemna câtă magnetizare nouă se adaugă pe vechea direcție și că această magnetizare de-a lungul, sau mai bine zis longitudinală față de câmpul magnetic extern nu poate fi masurată direct. Din aceasta cauză avem nevoie de o magnetizare care nu este longitudinală, ci transversală pe câmpul magnetic extern.

Magnetizarea de-a lungul unui câmp magnetic extern nu poate fi masurată. Din această cauză o magnetizare transversală față de câmpul magnetic extern este necesară.

Putem folosi oricare alți nuclei pentru obținerea imaginilor RMN?

Raspunsul este NU. Putem folosi doar nuclei care au:

O mișcare de spin,

Un număr impar de protoni.

Acest lucru poate fi ușor de explicat. După cum am citit la început protonii se mișcă în jurul nucleului și asfel și încărcătură lor electrică va avea o mișcare de spin. Mișcarea încărcăturii electrice reprezentă curentul care cauză un câmp magnetic al protonului, ceea ce reprezintă principiul de bază al întregii discuții. Dacă nu ar exista mișcare de spin atunci nu ar exista nici câmp magnetic.

Cum explicăm a doua ceriță, adică numărul impar? Gândiți-vă la protoni ca la un mic magnet. Dacă ați avea un nucleu cu doi sau mai mulți protoni acest mic magnet s-ar lipi ca și alți magneți prin atracția polilor opuși. Rezultatul ar fi că momentele lor magnetice s-ar anula reciproc. Dacă avem un nucleu cu un număr impar de protoni perechile de protoni se vor neutraliza reciproc, totuși întotdeauna va fi un proton rămas, care va avea un moment magnetic. Nucleii cu numere impare de protoni au astfel un moment magnetic și pot fi folosiți în RMN. Exemple sunt: 13C, 19F, 23Na, 31P.

La introducerea unui pacient în gantry emitem o undă radio. Termenul de undă radio este folosit pentru a descrie o undă electromagnetică ce se află în domeniul frecvențelor undelor pe care le recepționati pe radioul vostru. Ce trimitem noi de fapt în pacient nu este o undă de durată lungă, ci o undă de durată scurtă a unor unde electromagnetice care sunt denumite puls de frecvență radio sau puls (RF).

Pulsul de fregvență radio(RF)

Scopul acestui puls (RF) este de a deranja protonii care stau liniștiți aliniați cu câmpul magnetic extern. Dar nu fiecare puls RF deranjează alinierea protonilor. Din acest motiv avem nevoie de un puls RF special , un puls care să poată schimba energie cu protonii.

Viteza protonilor este precisă, care poate fi calculată cu ecuația lui Larmor. Deci ecuația lui Larmor ne dă frecvența necesară a pulsului pe care trebuie să-1 trimitem. Doar când pulsul de radiofrecvență și protonii au aceeași frecvență, protonii pot să ridice energia sau să ia energia din unda radio, fenomen denumit rezonanță.

Ecuația de rezonanță este:

n = g Bo

g-factor giromagnetic

B -puterea câmpului magnetic

Aceasta arătă ca frecvența de rezonanță a spinului este proporțională câmpului magnetic aplicat B. Dacă punem un obiect într-un gradient liniar de câmp magnetic, atunci câmpul resimțit prin fiecare regiune a spinului va fi diferit și spectrul RMN va avea trei perpendiculare. Amplitudinea semnalului va fi proporțională cu numărul de spini care se găsesc într-un plan ortognoal direcției de gradient. În acest caz frecvența de rezoluție va fi proporțională cu poziția spinului:

n = g (B + x Gx) = n + x Gx

x = (n -n) / g Gx

Când protonii sunt expuși la un puls de radiofrecvență, unii dintre aceștea preiau energie și trec pe un strat superior din punct de vedere energetic, alții în schimb, care “stau pe picioarele lor încep să meargă în mâini”, având totuși și ei ceva efect asupra pacienților magnetizați (fig.7).

(fig.7)

Să presupunem că dintr-o sumă de 6 protoni ce se îndreaptă în sus după un puls de radiofrecvență, 2 sunt trimiși în jos. Acești 2 protoni anulează forțele magnetice ale aceluiaș numar de protoni care se îndreaptă în sus. Atunci ca efect, magnetizarea în direcție longitudinală scade de la 6 la 2, dar se mai întâmplă și altceva de fapt.

Undele radio seamănă cu un bici, iar unda de radiofrecvență deasemenea are o acțiune asemănătoare cu a unui bici. Aceasta dă protonilor sincronizarea și are un alt efect important.

Când protonii se mișcă la întâmplare (stânga – dreapta , înainte – înapoi) își anulează forțele magnetice în aceste direcții. Pulsul de radiofrecvență sincronizează mișcarea protonilor, făcând ca aceștea să nu se mai miște la întâmplare – aceștea sunt în fază. Deci protonii se mișcă în aceeași direcție, în acelaș timp și astfel vectorii lor magnetici se însumează pe aceasta direcție, având ca rezultat un vector magnetic indreptat în partea în care au loc mișcarile protonilor, aceasta fiind direcția transversală. Tocmai de aceea este denumită magnetizare transversală (fig.8).

(fig. 8)

Când punem un pacient într-un aparat de RMN protonii se aliniază paralel sau antiparalel cu câmpul magnetic al aparatului. Un câmp magnetic în pacient, longitudinal față de câmpul extern este rezultatul acestui lucru.

Trimițând un puls de radiofrecvență, care are aceeași frecvență cu trecvența de lucru a protonilor, se creează 2 efecte :

unii dintre protoni preiau energie, încep să meargă “în mâini” și astfel scade cantitatea magnetizării longitudinale.

alți protoni încep să se miște sincronizat, adică începe procesul “de fază” .

Acești noi vectori se adaugă în direcția transversală câmpului magnetic extern și astfel se adaugă magnetizării transversale. În concluzie: pulsul de radiofrecvență cauzează o scădere a magnetizării longitudinale și stabilește o nouă magnetizare transversală .

Noul vector de magnetizare transversală stabilit se mișcă în fază cu protonii respectivi (fig.8).Când priviți ce se întâmplă din afără, noul vector magnetic vine spre voi, merge dinspre voi, vine din nou spre voi ș.a.m.d. acest lucru fiind foarte important. Vectorul magnetic prin constanta mișcării și constanta schimbării induce un curent electric. Mișcând încărcătură electrică a protonului, curentul electric induce un câmp magnetic al protonului. Acest lucru este deasemenea adevărat și în sens invers: o mișcare a câmpului magnetic cauzează un curent electric într-o antenă, cum este cazul undelor TV și radio (fig.9).

(fig. 9)

Termenul de câmp electromagnetic ar trebui de fapt să ne reamintească de relația dintre curentul electric și magnetism. După cum am învățat mai devreme, deasemenea avem o mișcare sau o modificare de vector magnetic în RM. Aceasta poate deasemenea să inducă un curent electric într-o antenă care este semnalul de RM. Odată ce vectorul magnetic transversal se mișcă în jurul său cu protonii respectivi, aceștea se îndreaptă spre antenă, pleacă de la ea, vin din nou spre antenă ș.a.m.d. Acest lucru se întâmplă cu o frecvență bine stabilită. Semnalul de RM rezultat din această cauză are aceeași frecvență precisă, dar problema se pune cum putem evidenția acest curent electric, care de fapt este semnalul nostru de RM.

Pentru aceasta trebuie să știm în ce parte a corpului vine semnalul. Astfel noi nu punem pacientul într-un câmp magnetic care are aceeași intensitate în toate secțiunile pacientului, ce urmează a fi examinat. Luăm un câmp magnetic care are o intensitate diferită de cea a pacientului, în fiecare secțiune luată în parte.

De ce acest lucru? Frecvența precisă a protonului depinde de intensitatea câmpului magnetic, ca frecvența unei viori ce depinde de intensitatea cu care apăsăm noi pe corzi. Dacă această intensitate e diferită de la punct la punct în pacient, atunci protonii din diverse locuri se mișcă cu diferite frecvențe, astfel semnalul de RM rezultant, apare deasemenea cu frecvențe diferite, prin care noi putem aprecia un semnal localizat într-un anumit punct.

1.2 Magnetizarea longitudinală și transversală

Dacă protonii noștri s-au rotit în jurul axului lor în fază și nu intervine nici o schimbare, atunci am obține un semnal. Acesta totuși nu e lucrul ce se întâmplă în realitate. De îndată ce un puls de radiofrecvență este oprit, întregul sistem care a fost perturbat de pulsul de radiofrecvență se întoarce la tăcerea sa originală, sau în starea de relaxare (relaxare transversală). Noua magnetizare transversală stabilită începe să dispară, iar magnetizarea longitudinală crește și revine la dimensiunea ei originală (relaxare longitudinală ).

Dacă notăm timpii magnetizării longitudinale obținem o curbă ca cea din fig.10, care crește în timp. Aceasta curbă este denumită – curbă T.

(fig.10)

Timpul necesar pentru restabilirea magnetizării longitudinale sau pentru reîntoarcerea la valoarea originală e descris prin timpul de relaxare longitudinală, denumit deasemenea T. Acesta de fapt nu este timpul exact necesar, ci un timp constant, care descrie cât de repede merge acest proces.

Acest lucru este asemănător cu timpul necesar la o cursă de mașini, pentru un tur de pistă. Timpul iți dă o idee despre cât va dura cursa, dar nu timpul exact, sau mai științific, T este un timp constant, comparabil cu timpurile constante care, de exemplu, descriu scăderea radioactivității.

Acest T e timpul de relaxare longitudinală, care poate fi ușor memorat deoarece seamănă cu un băț de chibrit, iar aceasta are legatură cu faptul menționat anterior, că protonii, în reîntoarcerea lor la stadiile de energie inferioară emit energie termică:

T= Tl= T

După ce pulsul de radiofrecvență e întrerupt protonii își opresc mișcarea, nu mai sunt în fază deoarece nimeni nu le mai spune să se mai miște.

Am menționat mai devreme că protonii se mișcă cu o frecvență care este determinată de câmpul magnetic puternic în care aceștea se află și că toți protonii ar trebui să fie în acelaș câmp magnetic. Dar acest lucru nu se întâmplă de fapt chiar așa:

câmpul magnetic în care este plasat pacientul nu e omogen și uniform în totalitate, ci variază, cauzând astfel diverse frecvențe de mișcare.

iar fiecare proton este influențat de câmpurile magnetice mici din nucleii învecinați, care deasemenea nu sunt distribuiți la întâmplare, cauzând astfel diverse frecvențe de mișcare. Aceste variații ale câmpurilor magnetice interne sunt întrucâtva caracteristice pentru un țesut. Astfel că după ce pulsul de radiofrecvență e întrerupt protonii nu mai sunt forțati să stea “în picioare” și cum ei au diverse frecvențe de mișcare aceștea în curând nu vor mai fi în fază.

Este interesant de văzut cât de repede protonii ies din fază. Să presupunem ca un proton p se rotește, mișcându-se cu o frecvență de 10 MHz sau 10 milioane de mișcări pe secundă. Datorită inomogenității, un proton vecin p este într-un câmp magnetic care este cu 1% mai puternic, acest proton are o frecvență de mișcare de 10,1 MHz , cu 1% mai mult. În 5 microsecunde ( 0,000005 sec.) protonul p va fi făcut 50,5 mișcări sau revoluții, în timp ce protonul p va fi făcut doar 50. Astfel în acest scurt timp protonii vor fi la 180 de grade defazați, anulându-și asfel efectele magnetice în planul respectiv. Similar față de ceea ce am făcut pentru magnetizarea longitudinală, putem face și pentru magnetizarea transversală, trasând magnetizarea transversală în timp (fig.11).

(fig. 11)

Această curbă coboară odată ce magnetizarea transversală dispare în timp și așa cum probabil vă așteptați există un timp constant ce descrie cât de repede magnetizarea transversală se risipește, “merge în jos”. Acest timp este timpul de relaxare transversală T.

T= 2T = T ; T= Tt , ceea ce înseamnă că descrie Ttransversal, adică relaxarea magnetizării transversale. Curba din fig.12 este astfel denumită curba T. Un alt termen pentru relaxarea transversală este relaxarea spin-spin ceea ce reamintește de mecanismul ce stă la baza interacțiuni spin-spin.

Din exemplul nostru de înainte, ne dăm seama că din cele două curbe T și T, T este mai lung decât T, de circa 2-5-10 ori. Mai precis, în termeni absoluți, în țesuturile biologice T este de aprox. 300-2000 milisecunde, iar T e de aproximativ 50-150 ms. Este dificil să nimerim cu exactitate sfârșitul relaxării transversale și longitudinale. Astfel Tși T nu au fost definite ca timpuri când relaxarea este completă.

În schimb T a fost definit ca timpul în care cca 63% din magnetizarea longitudinală originală a fost atinsă. T este timpul în care magnetizarea transversală scade la 37% din valoarea originală. Aceste procente sunt derivate din ecuații matematice:

63% = l – l/e ; 37% = 1/e , descriind intensitatea semnalului, dar noi nu vrem să intrăm în mai multe detalii. Totuși ar trebui să menționam faptul că 1/T este deasemenea denumit rată sau raport al relaxării longitudinale, iar 1/T raport al relaxării transversale.

Anterior se credea că măsurarea timpilor de relaxare ar da rezultate caracteristice referitoare la țesut și astfel ar fi capabile să facă o descriere a țesutului respectiv. Acest lucru totuși s-a dovedit a fi greșit deoarece în acest caz se depașesc domeniile de timp pe care le putem avea la dispoziție și de asemenea T este dependent de intensitatea câmpului magnetic folosit pentru examinare.

Grăsimea are un T și un T mai scurt. Odată ce apa are un T și un T lung este ușor să ne imaginăm că țesuturile lichide, cu un mare conținut de apă, au timpi de relaxare lungi. Destul de interesant este că țesuturile patologice adesea au un conținut de apă mai mare decât țesuturile înconjurătoare.

De fapt T depinde de compoziția, structura și vecinătatea țesutului. Relaxarea T are o anumită legatură cu schimbul energiei termice care este transferat de la protoni la țesuturile înconjurătoare, așa cum am denumit noi “grătarul” din jurul protonilor. Protonii, respectiv mișcarea protonilor, dă un câmp magnetic care în mod constant își modifică direcția, care fluctuează constant cu frecvența Larmor .

“Grătarul” deasemenea are  propriul său câmp magnetic. Protonii acum vor să predea energia “grătarului” din jurul lor pentru a se relaxa. Acest lucru poate fi făcut foarte eficient când fluctuațiile câmpului magnetic la nivelul acestui “grătar” apar cu o frecvență ce este apropiată de firecvența Larmor.

Când “grătarul” constă din lichid sau apă pură este dificil pentru protoni să-și predea energia moleculelor de apă, fiind mici și miscându-se prea rapid. Cum protonii pot predea energia rapid “grătarului” din jurul lor, aceștea vor trece destul de încet la nivelul lor energetic inferior, adică la alinierea lor longitudinală. Astfel acest lucru ia un timp lung pentru magnetitarea longitudinală și asta înseamnă că lichidele respective sau apa au T lung.

Când “grătarul” constă în molecule de dimensiuni medii, majoritatea țesuturilor pot fi privite ca lichide conținând molecule de diverse mărimi care se mișcă și au câmpuri magnetice fluctuante aproape de frecvența Larmor a protonilor în mișcare, energia poate fi transferată mai rapid, astfel T este scurt.

De ce grăsimea are un T scurt ?

Legăturile sau punțile carbonice de la capetele acizilor grași au frecvențele apropiate de frecvența Larmor, astfel având ca rezultat un transfer energetic eficient.

1.3 Timpul de repetiție (TR)

Ce este un timp de repetare scurt sau un timp de repetare lung (TR )?

Un TR mai mic de 500 ms este considerat ca fiind scurt, iar un TR mai mare de 1500 ms este lung.

Așa cum vă puteți imagina, noi putem deasemenea să producem imagini T și așa numitele imagini ale densitații de protoni. Aceste densitați de protoni care sunt denumite “spin density” -densitate de spin – influențează contrastul tisular.

Unde nu există protoni nu va fi semnal, iar unde sunt mulți protoni vom avea o multitudine de semnale. Problema este că prin folosirea unor secvențe pulsatile cunoscute putem face caracteristici tisulare exacte, ca fiind mai mult sau mai puțin importante în imaginile rezultante.

Alegând o secvența pulsatilă medicul poate fi comparat cu un dirijor al unei orchestre. El poate influența în ansamblu aparența sau modul de prezentare al semnalului, făcând anumite instrumente sau influențând sunetul unora sau altora. Toate instrumentele totuși, întotdeauna joacă acelaș rol în sunetul final (semnalul).

Cu un tip bine stabilit de puls, de o anumita radiofrecvență, putem cauza o magnetizare longitudinală care să dispară în timp ce apare o magnetizare transversală.

Magnetizarea netă ( sumă vectorială a magnetizării longitudinale și transversale ), este înclinată spre 90 în acest caz ( când noi pornim și avem doar magnetizare longitudinală). De aceea pulsul de radiofrecvență corespunzător este denumit puls de 90.

Componenta transversală a magnetizării nete poate induce un semnal măsurabil într-o antenă.

Imediat după pulsul de radiofrecvență, relaxarea începe, magnetizarea transversală începe să dispară, iar magnetizarea longitudinală reapare. Sumă vectorilor magnetici revine la aliniamentul longitudinal original – semnalul dispărând.

Când trimitem un al doilea puls de 90, magnetizarea netă este din nou înclinată la 90 și avem un semnal recepționat.

Intensitaea acestui semnal depinde, printre altele, și de intensitatea magnetizării longitudinate care a avut loc. Curba T descrie relația dintre timp și intensitatea magnetizării longitudinale. Când așteptăm un timp lung pană ce trimite al doilea puls de radiofrecvență, magnetizarea longitudinală se va restabili în totalitate. Semnalul după al doilea puls de radiofrecvență astfel va fi acelaș ca și după primul puls de radiofrecvență. Totuși când al doilea puls vine mai repede semnalul va fi diferit ca și intensitatea magnetizării longitudinate, care este mai mică în acelaș timp.

În fig.12 am marcat curbele T pentru creier și pentru LCR(Lichid Cefalo Rahidian). În momentul 0 (zero) nu avem magnetizare longitudinală de loc și acesta poate fi timpul imediat de după pulsul nostru de 90. Când așteptăm un timp lung înainte să repetăm pulsul de 90(TR lung), magnetizarea longitudinală are ceva mai mult timp să se restabilească. Vectorii magnetici longitudinali care vor fi înclinați spre 90diferă doar printr-o mică cantitate, așa încât nu vor exista decât diferențe mici ale intensitații semnalului (de exemplu contrastul între creier și LCR ). Dacă noi totuși trimitem un al doilea puls după un timp scurt de repetiție, diferența în magnetizarea longitudinală este mai mare, așa încât vor exista caracteristici mai bune ale contrastului tisular și așa cum vedem din distanța dintre 2 curbe, există un timp în care contrastul dintre țesuturi este mai pronunțat.

(fig.12)

Creierul are un timp de relaxare longitudinală mai scurt decât LCR, Cu un timp de repetiție mai scurt, intensitatea semnalului de la creier și de la LCR diferă mult mai mult decât după un timp de repetiție lung.

Intensitatea semnalului depinde de mai mulți parametri. Când așteptăm un timp lung, T nu influențează contrastul tisular prea mult, cu toate că mai pot exista diferențe între densitatea protonilor din țesutul în cauză. Când , în experimentut nostru din fig.12 am așteptat un timp lung – TR – diferența în semnal este datorată în principal diferențelor dintre densitățile protonilor pe care le-am denumit densități ale protonilor sau densitate de spin.

Acest lucru este puțin mai greu de înțeles. Să realizăm un alt experiment care este puțin diferit de cele de înainte. Întâi fotosim un puls de 90. Magnetizarea longitudinală fiind înclinată, obținem o magnetizare transversală.

1.4 Timpul de ecou (TE)

După ce pulsul este oprit, magnetizarea longitudinală începe să reapară, iar magnetizarea transversală începe totuși să dispară. De ce magnetizarea transversală începe să dispară? Protonii pierd coerența de fază, așa cum am spus anterior, iar acest lucru e ilustrat în fig.13 pentru 3 protoni care sunt aproape în fază în cazul a), dar încep să se răspândească, așa cum se întâmplă cu frecvența mișcărilor în cazurile b) și c). Pierderea coerenței de fază are ca rezultat scăderea magnetizării transversale și astfel pierderea intensității semnalului.

Acum facem ceva nou: după un timp bine defnit, pe care-l denumim TE/2 jumătate din TE (timp de ecou), pentru a înțelege mai ușor, trimitem un puls de 180. Acesta va reacționa ca un perete de cauciuc, făcând protonii să se întoarcă, așa încât ei se mișcă exact în direcție opusă (reprezentată în fig.13d) . Rezultatul este faptul că protonii ce au o mișcare mai rapidă, sunt acum în spatele celor lenți. Dacă așteptăm un alt timp TE/2, cei mai rapizi îi vor prinde pe cei lenți (fig.13f). În acel timp protonii sunt aproape în fază din nou, ceea ce are ca rezultat o magnetizare transversală puternică și astfel un alt semnal puternic. Puțin mai târziu totuși, protonii cu mișcare rapidă vor fi din nou în fază, cu un semnal ce scade din nou.

(fig.13) 180 puls la timpul TE/2

După ce un puls de radiofrecvență este oprit protonii se defazează (a-c). Un puls de 180 cauzează mișcări în direcție opusă și astfel aceștea ajung în fază din nou (d-f).

Pulsul de 180, în experimentul nostru acționează ca un perete din care protonii se întorc, ca dintr-un munte ce reflectă, undele sonore sub formă de ecouri. Iată de ce semnalul putemic rezultant este de asemenea denumit ecou sau ecou de spin.

După ce avem semnalul, sau ecoul nostru, protonii pierd coerența de fază și din nou cei mai rapizi trec în față. Normal putem realiza experimentul din nou cu un alt puls de 180, un altul și un altul, ș.a.m.d.

Dacă urmărim intensitatea semnalului în timp obținem o curbă ca cea din fig.14.

(fig.14)

Pulsul de 180 refocalizează defazarea protonilor, ceea ce are ca rezultat un semnal putemic, ecoul de spin după un timp TE. Atunci protonii se defazează din nou și pot fi refocalizați printr-un puls de 180, ș.a.m.d. Astfel este posibil să obținem mai mult de un semnal, adică mai multe ecouri de spin. Ecourile de spin totuși diferă în intensitate datorită așa ziselor efecte T.

Curba T este un grafic ce conectează intensitățile ecourilor de spin. Dacă noi n-am folosi pulsul de 180, intensitatea semnalelor ar scădea mai rapid. O curbă descriind intensitatea semnalului în acel caz este curba T(fig.14) .

Din aceasta curbă putem vedea că ecoul de spin, sau semnalul rezultant, scade în timp. Responsabil pentru acest lucru este faptul că pulsul nostru de 180 doar neutralizează efectele care influențează protonii într-o manieră constantă, iar acestea sunt inomogenitățile constante ale câmpului magnetic extern. Inomogenitățile inconstante din câmpurile magnetice locale, din interiorul țesutului, nu pot fi eliminate așa încât acestea pot influența unii protoni înaintea pulsului de 180 în mod diferit față de influența lor după pulsul de 180. Astfel unii dintre protoni pot încă să fie în spatele sau în fața majoritații protonilor care vor atinge linia de start în acelaș timp. Așa că de la ecou la ecou intensitatea semnalului scade datorită așa numitului efect T.

Dacă nu folosiți un puls de 180 pentru a neutraliza inomogenitățile externe constante, protonii vor prezenta largi diferențe ale intensității câmpului magnetic, când pulsul de radiofrecvență este oprit. Datorită acestui fapt ei vor ieși din fază mai repede, relaxarea transversală sau timpul de relaxare transversală va fi mai scurt. Pentru a distinge acest timp de relaxare transversală mai scurt, de T după un puls de 180, acesta este denumit T. Efectele corespunzătoare sunt denumite efecte ale T. Aceste efecte T sunt importante pentru așa numitele secvențe de imagini rapide.

Proprietățile semnalului se datoresc atât proprietăților extrinseci, cât și proprietăților intrinseci.

Tipul secvenței pulsatile care este folosită în experimentul nostru, este denumit “segvența echo de spin”, constând într-un puls de 90și un puls de 180. Această secvență pulsatilă este foarte importantă în imaginile RM, deoarece aceasta reprezintă piesa principală între secvențele pulsatile care pot fi fotosite pentru mai multe lucruri. Este important să realizăm faptul că, cu o secvența echo de spin nu putem doar să producem un T, ci deasemenea și un T și o imagine ce depinde de densitatea de protoni.

Ce am făcut noi de fapt? Intâi am trimis un puls de 90, având ca rezultat o magnetizare transversală. Imediat după pulsul de 90 avem o magnetizare transversală maximă. Totuși această magnetizare transversală dispare datorită efectelor T. Cât de repede dispare magnetizarea transversală putem vedea în curba T. În fig.15 am marcat curbele T pentru 2 țesuturi diferite: țesutul A având un T scurt (creier) și țesutul B cu un T lung (apă sau LCR). Ambele curbe pornesc de la 0, care este timpul imediat după ce pulsul de 90 este oprit. Când așteptăm un timp bine definit TE/2 să trimitem un puls de 180, magnetizarea transversală va scădea. După ce așteptăm un alt timp TE/2, care este TE după pulsul de 90, vom recepționa un semnal ecou de spin.

Intensitatea acestui ecou este dată de curba T în timpul TE.

Acest timp TE poate fi ales de către operator și așa cum putem vedea din curbele T, TE influiențează semnalul rezultant și prin aceasta imaginea rezultată, cu cât timpul TE este mai scurt, cu atât semnalul pe care-l recepționăm de la țesuturi este mai puternic.

Pentru a obține un semnal puternic, ar trebui să folosim un TE scurt, deoarece cu timpi lungi de ecou intensitatea semnalului scade. Dar cu un timp de ecou (TE) scurt va fi totuși o problemă (vezi fig.15). Ambele curbe T din acest exemplu pornesc din acelaș punct. Dacă așteptăm un timp TE foarte scurt, diferența dintre intensitatea semnalului între țesutul A și țesutul B este foarte mică, țesuturile fiind greu de distins deoarece nu există contrast între ele, contrast reprezentat de diferența dintre intensitatea semnalului de la țesuturi. Consecința: cu un TE scurt diferențele dintre T nu influențează contrastul tisular foarte mult. Deoarece ambele curbe T sunt divergente, cu un timp TE lung, diferența între curbele T și astfel diferența între intensitățile semnalelor (contrastul), este mai pronunțată în exemplul nostru.

Așa că ar părea mai rezonabil să așteptăm un TE foarte lung, imaginea rezultantă ar fi foarte bine exprimată prin T. Dar dacă așteptăm mai mult, intensitatea semnalului total devine din ce în ce mai mică. Raportul semnal/zgomot devine mai mic, imaginea aparând de culoare gri.

(fig.15)

Fig.15 : curbele T pentru 2 țesuturi, cu timpi de relaxare diferiți. Țesutul A are un timp T mai scurt decât țesutul B, astfel pierde mai repede magnetizarea transversală. Cu un timp TE scurt diferența în intensitatea semnalului este mai puțin pronunțată decât după un timp TE lung.

Secvența echo de spin constă dintr-un puls de 90 și unul de 180.

Ce reprezintă de fapt un TR(timp de repetiție) lung sau scurt și un TE (timp de ecou) lung sau scurt ?

Un TR scurt este un timp care este cel puțin la fel de scurt sau de mic cât timpul T care este luat în discuție. Un TR lung este de aproximativ 3 ori mai lung decât un TR scurt. Un TR mai mic de 500 ms, este considerat a fi scurt, iar un TR mai mare de 1500ms ca fiind lung.

Un TE scurt este un timp pe cât de scurt posibil, deasemenea TE lung este de 3 ori mai lung decât cel scurt. Un TE mai mic de 30 ms este considerat scurt, iar un TE mai mare de 80 ms lung.

(fig.16)

Puls de 90- așteaptă TE/2 – puls de 180- așteaptă TE/2 – înregistrarea semnalului.

Din diverse motive sigure o astfel de secvență a pulsului este repetată de două sau mai multe ori. Timpul de repetiție a secvenței pulsului a fost TR, așa că obținem următoarea schemă (fig. 16):

Puls de 90 – așteaptă TE/2 – puls de 180 – așteaptă TE/2 – înregistrarea semnalului la TE.

După TR (este timpul de la începutul unui puls de 90 pană la următorul puls de 90) urmează un alt ciclu pulsatil și o altă măsurătoare a semnalului:

Puls de 90 – așteaptă TE/2 – puls de 180 – așteaptă TE/2 – înregistrarea semnalului la TE.

Pentru a schița ce semnal se obține de la un țesut cu parametrii cunoscuți ai secvenței ecoului de spin, nu avem de făcut altceva decât să combinăm curbele T și T, așa cum este ilustrat în fig.17, unde avem curbele T și T a unui țesut cunoscut.

(fig.17)

Deci este posibil să determinăm intensitatea semnalului pentru un țesut cunoscut, folosind o secvență echo de spin prin combinarea curbelor timpilor T și T pentru acel țesut. Magnetizarea longitudinală după TR este egală cu magnetizarea transversală ce a început după un puls de 90. Această magnetizare transversală începe imediat să dispară, ceea ce este exprimat de un raport dintre timpul relaxării transversale și curba T. Intensitatea smnalului țesutului după un timp de ecou TE, poate fi interferată de curba T în acest TE.

Se pune deci problema, care parametru determină dimensiunea magnetizării longitudinale. Acesta este TR. Pentru a vedea cât de mare este magnetizarea longitudinală sau cât este aceasta înclinată spre 90 și câtă magnetizare transversală există, trebuie să privim la intensitatea magnetizării longitudinale în TR. Magnetizarea longitudinală în acest punct este în plan transversal, adică pornește din punctul de la care magnetizarea transversală începe să scadă. Astfel noi abordăm curbă T în acest punct. Cât semnal obținem din secvența echo de spin pentru a construi imaginea, depinde de TE (timpul de așteptare după pulsul de 90). Trebuie deci să ne uitam doar la intensitatea semnalului în timpul TE , de pe curba T.

Pulsul de 90 înclină magnetizarea longitudinală într-un plan transversal, având ca rezultat o magnetizare transversală. Cu cât magnetizarea longitudinală este mai mare, cu atât magnetizarea transversală ce apare imediat după pulsul de 90 este mai puternică. După cum am citit mai devreme, cu un TR foarte lung toate țesuturile vor reveni la magnetizarea longitudinală totală. Diferențele în timpii T ai țesuturilor examinate nu vor influența semnalul pe deplin, așa încât să permită o diferențiere a acestora cu un timp de relaxare T lung.

În secvența echo de spin am început cu un puls de 90, care deasemenea înclină ceea ce este magnetizarea longitudinală ( nu contează că au mai fost și alte pulsuri între ele, ca cel de 180). Când am ales un TR lung, așa cum tocmai am spus, atunci diferențele între T nu mai contează de fapt. Când deasemenea am folosit un TE scurt diferențele în intensitatea semnalului, datorate diferențelor între timpii T nu au destul timp să devină pronunțate. Semnalul pe care-l obținem astfel nu este influențat nici de T și nici de T, ci în principal este influențat de diferențele dintre densitatea de protoni (sau de spin). Mai mulți protoni înseamnă un semnal mai mare dacă privim într-o manieră simplă (fig. 18).

(fig.18)

Deci prin combinarea curbelor T și T intensitatea semnalului unui țesut cunoscut poate fi determinată pentru o secvență de puls, folosind TR și TE după cum este explicat în fig.18. Dar ce se întâmplă când alegem un timp de repetiție lung? Cu un TR lung diferențele pentru T, în timpul demagnetizări longitudinale, nu sunt foarte importante, pentru că toate țesuturile au destul timp pentru a-și recâștiga magnetizarea longitudinală. Când așteptăm doar un TE scurt atunci diferențele în intensitatea semnalului, datorită diferențelor în timpul T, nu au încă timp să se pronunțe. Imaginea rezultată astfel nu este dependentă nici de T și nici de T, ci în majoritate este determinată de densitatea protonilor din țesut.

Cu un TR lung nu există diferențe semnificative în cazul timpilor T. Cu un TE lung totuși diferențele în cazul timpilor T devin pronunțate (fig.19). Astfel imaginea rezultantă este dependentă de T.

(fig.19)

Când așteptăm un TR și un TE lung, diferențele în T au destul timp pentru a devenii pronunțate având ca rezultat o imagine dependentă de T. Cu un TR scurt țesuturile nu-și revin din punct de vedere al magnetizării longitudinale, astfel diferențele în timpul T se vor exprima sub forma diferențelor în intensitatea semnalului. Când TE este scurt diferențele în timpul T nu se pot manifesta în realitate, așa încât imaginea rezultată este încă dependentă de timpul T, există o limită inferioară pentru TE, deoarece acesta necesită ceva timp pentru pulsul de 180 care trebuie trimis și mai necesită timp pentru ca acesta să-și exercite efectele.

Când așteptăm un TR diferențele în T influențează contrastul tisular destul de mult, imaginea fiind dependentă în special când așteptăm un TE scurt.

1.5 Timpul de obținere a imaginii

Pentru imaginile de RMN , cu secvențe normale ale pulsului, acesta poate fi ușor de calculat:

T.A. = TR * N * Nex unde : T.A. -timpul de achiziție

Nex -nr. de excitații

N -nr. de rânduri dintr-o

matrice

Ce înseamnă de fapt acest Nex?

Din anumite motive e necesar să folosim nu doar o măsurătoare de semnal, ci să o repetăm pe aceasta de mai multe ori. Odată ce semnalul RM care vine de la pacient este foarte slab este bine să adăugăm semnale din mai multe măsurători și să preluăm mai multe semnale pentru a obține o imagine de cea mai bună calitate. De fapt ce obținem este o imagine cu un raport semnal/zgomot mai bun. În mod natural timpul de obținere a imaginii crește, odată cu măsurătorile adiționale.

Ce reprezintă “N”?

După cum știm din metodele imagistice (sau de pe TV-ul nostru), imaginile sunt făcute din elemente de imagine punctiforme, care toate împreună realizează o matrice a imaginii. De exemplu matricea de 256/256 care are 256 de rânduri a 256 de elemente de imagine ( pixeli ). În ecuația noastră “N” este numărul de rânduri dintr-o matrice, ca și rândurile dintr-o scrisoare. Cu cât ai mai multe rânduri, cu atât iți ia mai mult timp pentru o imagine.

1.6 Să aruncăm o privire asupra aparaturii

Vom studia proprietățile unui magnet cu ajutorul unei mărimi vectoriale numită moment magnetic, care permite definirea unei orientări și a unei valori cantitative. În jurul unui magnet, spațiul primește proprietățile definite în fiecare punct printr-o altă mărime vectorială, numită câmp magnetic și masurată în Tesla(T); câmpul magnetic terestru este de 0,510 T, iar cel al unui magnet folosit în RMN e cuprins între 0,3 și 9 T.

Cea mai importantă parte a unui aparat de RMN este magnetul principal, care trebuie să fie puternic pentru a permite obținerea imaginilor RMN. Sunt utilizate trei tipuri principale de magneți: permanenți, de rezistivitate și de superconductivitate.

1) Magneți permanenți, acest tip de magnet este întotdeauna magnetic și nu folosește nici o energie pentru lucru ceea ce este un avantaj.

Posibilele dezavantaje: instabilitatea termică, intensitatea limitată a câmpului sau și greutatea (un magnet de 0,3 T poate cântări cca 100 tone).

2) Magneții de rezistivitate, într-un magnet de rezistivitate, curentul electric este trecut printr-un cadru de sârmă și asfel generează un câmp magnetic, de aceea este denumit electomagnet. El este magnet atâta timp cât există un flux de curent electric prin el, astfel el foloseste energia electrică. Cum există o rezistență la flux a electricității prin sârmă acești magneți se încălzesc atunci când operează și trebuie să fie răciți.

În comparație cu magneții permanenți aceștea ating o intensitate mai mare a câmpului. Magneții rezistivi nu sunt foarte practici datorită faptului că atunci când se folosesc intensități mari ale câmpului aceștea creează sau dezvoltă multă caldură care trebuie disipată. Magneții rezistivi cu miez de fier sau magneții hibrizi, au caracteristicile unor magneți permanenți și a unor magneți rezistivi normali, combinând unele dintre avantajele acestora.

3) Magneți de superconductivitate, sunt cel mai mult folosiți în RMN la ora actuală, și ei folosesc electricitatea însă au un conductor special pentru transportul curentului. Acesta este răcit la o temperatură de superconducere de cca.4° K sau -269°C. La această temperatură materialul de conducere al curentului își pierde rezistența pentru electricitate. Deci dacă trimitem un curent electric acesta circulă în permanență creând un câmp magnetic constant. Așa numitele substanțe criogene (heliul și nitrogenul) sunt folosite pentru răcirea acestor magneți, de accea ei trebuie reîncărcați din timp în timp.

Când din diferite motive temperatura crește peste temperatura de superconductivitate în acești magneți va exista o pierdere de conductivitate și asfel apare o rezistență la fluxul electricității. Acest lucru are ca rezultat o producere rapidă de caldură care cauzează pierderea criogenilor destul de rapid .

Avantajele acestor magneți sunt câmpul magnetic puternic și omogenitatea excelentă.

Dezavantajele lor sunt costurile mari, ale lor și a criogenilor.

Datorită intensității mari ale câmpului magnetic au o rezoluție spațială mai bună și pot fi folosiți pentru spectroscopie.

Sistemcle cu intensitățile scăzută ale câmpului magnetic pe de altă parte oferă un contrast tisular mai bun și sunt mai ieftine.

Direcția câmpului magnetic principal este o direcție de referință, iar într-un sistem de coordonate Oxyz direcția Oz va fi întotdeauna direcția câmpului magnetic principal și va fi înclinată la axa magnetului. Acest sistem de referință Oxyz se poate numi sistem referențial fix.

O altă piesă a aparatului, sunt bobinele. Câmpul magnetic principal la majoritatea aparatelor actuale, este creat printr-un curent circulant, în marile bobine care înconjoară pacientul. Bobinele de radio fregvență sunt necesare în RMN, pentru a trimite pulsuri de radiofrecvență care să excite protonii și care să recepționeze semnalul rezultant. Bobine diferite sau de acelaș fel, pot fi folosite pentru trimiterea și preluarea semnalelor. În practică se folosesc următoarele tipuri de bobine :

a) Bobinele de volum, sunt folosite în toate unitățile RMN. Ele înconjoară complet partea corpului care trebuie investigată. Aceste bobine ar trebui închise la mărimea subiectului. Corpul bobinei este o parte permanentă a scanner-ului și de asemenea înconjoară pacientul. Este important pentru că acesta este transmițătorul pentru toate tipurile de examinari, de asemenea recepționează semnalul când sunt scanate părți mai mari ale corpului.

Bobina de volum sub formă de coif acționează ca și cap de bobină, dar și ca bobină de recepție a semnalelor în urma transmiterii pulsurilor de radiofrecvență.

b) Bobinele de tip „shin”, câmpurile magnetice prezintă inomogenități. O omogenitate mai bună se poate atinge prin ajustări electrice și magnetice. Pentru acest proces denumit “shinning”(stralucire) se folosesc bobinele de tip "shin".

c) Bobinele cu gradient, acestea sunt folosite pentru a varia în mod sistematic câmpul magnetic, prin producerea adițională de linii de câmp electromagnetic, făcând astfel secțiuni și făcând astfel posibilă informația spațială. Cum avem 3 dimensiuni ale spațiului, există 3 seturi de bobine de gradient. Aceste bobine fac însă zgomot chiar dacă sunt bine ancorate, de aceea sunt o sursă de zgomot de fond.

d) Bobinele de suprafață, sunt plasate pe aria care ne interesează și au diverse forme corespunzătoare parților corpului ce urmează a fi examinate. Ele sunt doar bobine de recepție, majoritatea semnalelor recepționate provenind de la țesuturile din apropiere. Structurile profunde nu pot fi examinate cu aceste bobine. Ca și în cazul bobinelor cu cap, pulsul RF este transmis prin bobina reprezentată de corp, în aceste cazuri.

CAP.II SUBSTANȚE DE CONTRAST

Scopul oricărei tehnici imagistice în scop diagnostic este de a optimiza rezoluția spațială rata semnal/zgomot (S/N) și contrastul intrinsec dintre diferite țesuturi. Contrastul intrisec în RMN depinde de densitatea protonilor, de timpii de relaxare T și T, de modificările chimice și de susceptibilitatea magnetică. Contribuția fiecăruia dintre aceste aspecte la intensitatea semnalului diferitelor țesuturi depinde de asemenea de puterea câmpului magnetic și de parametrii de achiziție la fel ca și de tipul de secvență, de timpul de repetiție și de timpul de ecou. În multe cazuri proprietățile biochimice ale țesuturilor nu sunt suficient de puternice pentru a produce o diferență detectabilă în intensitatea semnalului în timpul examinarilor RMN; de aceea contrastul a fost produs pentru a modifica proprietățile intrinseci a unui țesut specific și astfel de a îmbunătăți detectibilitalea lui. O încarcare pozitivă este obținută când un țesut supus studiului are o intensitate a semnalului mai mare după administrarea de contrast mediu, în timp ce o intensitate scăzută a semnalului reprezintă o încărcare negativă. În RMN încărcarea pozitivă se obține când densitatea protonului crește, T de relaxare se scurtează sau T crește; prin contrast reducerea intensității semnalului datorată scăderii densității protonului, lungeșteT și scurtează T. Pentru a înțelege cum lucrează contrastul trebuie să menționăm câteva concepte de bază asupra susceptibilitații magnetice. Susceptibilitatea magnetică este o proprietate fizică care definește magnetizarea pozitivă sau negativă , indusă de un agent plasat într-un câmp magnetic; susceptibilitatea lui magnetică este pozitivă dacă se alatură magnetizării câmpului principal și negativă dacă reduce magnetizarea câmpului principal .

2.1 Agenți de contrast paramagnetici cu distribuție introvasculară extracelulară

1) Nitroxizii

Au fost experimentați primii ca agenți de contrast în RMN, dar nu și-a găsit aplicație clinică principală datorită metabolismului lor rapid precum și reflexivității lor mai scăzută decât a altor ioni metalici.

2) Chelații de gadoliniu

Ionii de gadoliniu (Gd) sunt cei mai eficienți, reducând timpii de relaxare ai țesuturilor cu care interacționează deoarece au 7 electroni nelegați în orbita externă. În formele sale ionice libere Gd nu poate fi utilizat ca un agent de contrast în vitro din cauza tendinței de a forma săruri insolubile cu slabe proprietăți de relaxare . În plus ionul de Gd este extrem de toxic. De aceea Gd este chimic legat de o moleculă numită chelat pentru a obține un component netoxic cu proprietăți farmacokinetice care să permită folosirea lui ca agent de contrast. Primul chelat care a fost utilizat cu Gd a fost DTPA . Natura hidrofilă a acestui agent de contrast paramagnetic explică imposibilitatea penetrării prin membrana celulei dar de asemenea distribuția sa rapidă în sistemul vascular, răspandirea sa exclusiv extracelulară și imposibilității trecerii prin membrana hematoencefalică. Gd – DTPA este administrat într-o doză de 0,2 mmol/kg și este excretat de rinichi având un timp de injumătațire plasmatic de 90 min. Este eliminat în formulă nativă fără procesarea metabolică de către organism. Mai recent alți trei chelați de Gd au fost aprobati, Gd DOTA (Gadoteratemeglumine, DOTA REM, Guerbet), Gd HP-DO3A (Gadoteridol, Prohance, Bracco – Squibb) și Gd – DTPA -BNA (Gododiamide, Omniscan, Nycomed). Gd – DOTA la fel ca și Gd- DTPA este un agent de contrast ionic în timp ce Gd – HP – DO3A și Gd- DTPA – BMA, nu se disociază în formă ionică în soluție ceea ce înseamnă puține particule în soluție cu o osmolaritate scăzută. De aceea Gd – DTPA – BMA și Gd – HP-DO3A produc alterări ușoare ale echilibrului osmotic al plasmei find astfel tolerate mai bine față de Gd – DTPA și putând fi de aceea utilizate într-un dozaj mai mare, mai ales în scopuri speciale cum ar fi detectarea metastazelor cerebrale.

2.2 Agenți de contrast hepatobiliari

Sunt formați din ioni paramagnetici legați de chelați, ceea ce permite excreția lor în principal biliară. Această comportare farmacokinetică îi diferențiază de alți componenți paramagnetici care sunt în principal excretați prin rinichi. Trei agenți noi de contrast, toți încă în fază experimentală aparțin acestei clase: Gd-BOPTA și MnDPDP aflați deja într-un stadiu clinic avansat, în timp ce Gd-EOB-DTPA a fost chiar utilizat în studii clinice experimentale. Gd-BOPTA și Gd-EOB-DTPA sunt în principal captanți de hepatocite și excretați prin porțiunea lor biliară. De aceea acești chelați paramagnetici pot fi foarte buni la identificarea leziunilor focale hepatice din cauza acumulărilor lor specifice în hepatocite: ei cresc intensitatea semnalului parenchimului hepatic normal, mărind prin urmare contrastul intrisec în leziunile focale. Gd-BOPTA poate fi, de asemenca utilizat în studiul altor regiuni în principal datorită timpului său lung de înjumătățire plasmatică. MnDPDP aparent are o acuratețe diagnostică mai mare în identificarea leziunilor focale hepatice și în diferențierea dintre neoplasmele hepatocelulare și nonhepatocelulare.

2.3 Agenții reticulo-endoteliali

Componentele superparamagnetice în principal agregatele de oxizi de fier aparțin acestui grup, care acționează în principal asupra timpului de relaxare T al țesuturilor în care se depozitează, făcându-l mai scurt și reducând mult intensitatea semnalului pe imaginile Tponderate.

Principiul pe care se bazează activitatea lor este reprezentat de captarea lor selectivă de către celulele din ficat și splină. Studiile experimentale și clinice au arătat abilitatea lor de a reduce intensitatea semnalului ficatului și splinei pe imaginile T ponderate, precum și creșterea intensității semnalului leziunilor focale, care nu conțin celule reticulo-endoteliale.

2.4 Agenți de contrast ai fluidelor extracelulare

Sunt cu greutate moleculară joasă ce difuzează liber în interiorul și în afăra spațiului fluid extracelular dar nu intră în țesuturile cu barieră specializată vasculară.

Kinetica componenților acestei clase este similară cu cea a mediului de contrast iodat deoarece ei sunt rapid redistribuiți din compartimentul vascular în spațiul extracelular și prezintă o rapidă eliminare renală prin filtrarea glomerulară pasivă.

Efectul lor imagistic este de aceea datorat creșterii semnalului de la componentele vasculare și spațiul fluid extracelular. Necesitatea de a identifica leziuni mici (<1 – 2 mm) sau cu încărcare slabă în creier necesită aparent creșterea dozei la fel ca și îmbunătățirea sensibilității, ai eficacității primelor studii asupra perfuziei cerebrale la doze mari, mai mult de 0,5mmol/kg pentru o observare mai bună a efectului agentului de contrast în T sau T. Eforturile au fost direcționate în dezvoltarea produșilor cu toleranță crescută și/sau potentă în alterarea timpilor de relaxare ai protonilor sau ai relaxivității.

2.5 Agenții specifici tumorali

În ceea ce privește localizarea cancerului, detectarea timpurie, stadializarea corespunzătoare și identificarea pacienților cu o formă mai agresivă sunt cheile unui tratament de succes. Astfel că posibilitatea unei încărcări selective a țesutului tumoral are implicații evidente în managementul pacientului. Identificarea unui agent de contrast cu preluare selectivă de țesutul tumoral reprezintă de aceea un obiectiv major. Deși tumorile oferă largi posibilități de preluare diferențiată a oricarui tip de marker, problemele provin din neregularitățile acestor caracteristici chiar într-o singură leziune.

Porfirinele: sunt agenți chelați de metal care se consideră ca au o afinitate deosebită spre țesuturile tumorale. Câteva metaloporfirine incluzând magneziul, fierul și derivați de gadoliniu au fost testate ca agenți de contrast specifici țesutului tumoral. În general principalele neajunsuri în dezvoltarea viitoare a porfirinelor și a încercărilor clinice derivă în principal din solubilitatea în apă și toxicitatea lor.

2.6 Agenții de contrast gastrointestinali

Ansele intestinale neopacefiate apar frecvent ca o mașă sau sunt de nedistins de structurile înconjurătoare. Marcarea adecvată a anselor trebuie de aceea realizată nu doar pentru examinarea anselor, pentru detectarea anormalităților mucoasei și delimitarea efectelor asupra tractului alimentar dar și în (și în special) cazul utilizării tehnicilor imagistice cu secțiuni transverse realizate pentru a diferenția masele tisulare moi intraabdominale, de colecții fluide sau de anse intestinale umplute cu fecale. Agenții de contrast RM dezvoltați pentru uz oral în tractul gastro-intestinal sunt de obicei clasificați în funcție de contribuția lor la semnul lumenului intestinal pe imaginea T ponderate (agenții de contrast pozitivi oferă un marcaj hiperintens) sau privind reducerea semnalului normal asociat cu lumenul intestinal pe secvențe T ponderate (agenții de contrast “negativi” cu marcaj hipointens al lumenului intestinal) . Unii agenți pot prezenta ambele comportări în funcție de modificarile în concentrația factorilor tehnici și condițiile lor fiziologice. Contrastul mediu ce conține componente paramagnetice dizolvate cum ar fi ioni de metal cu un mare moment magnetic cum ar fi manganul, fierul și gadoliniul scurtează ambii timpi de relaxare T și T. Utilizând o tehnică T ponderată, agentul de contrast paramagnetic produce o marcare hiperintensă a anselor și semnalul încărcării crește aproape liniar eu concentrația componentului paramagnetic pană ce atinge un plafon. Creșterea ulterioară a concentrației agentului paramagnetic conduce la o predominanță a efectului T și o atenuare a semnalului.

Încercările preliminare de dezvoltare a unui contrast mediu gastro-intestinal pentru RMN au inclus folosirea a numeroase materiale magnetice.

Cap.III ARTEFACTELE ÎN REZONANȚA MAGNETICĂ NUCLEARĂ

Artefactele sunt o problemă cunoscută în tehnicile imagistice modeme. RMN este susceptibilă la variate tipuri de artefacte. Un artefact RM constă dintr-o intensitate a semnalului în imaginea ce nu corespunde distribuției spațiale adevărate a parametrilor tisuiari în planul de examinare. Artefactele trebuie recunoscute deoarece evitarea lor îmbunătățește calitatea imaginii și randamentul diagnostic, ele putând duce la greșeli diagnostice. Clasificări diferite au fost propuse pentru artefactele RM care se referă de obicei la software, hardware și mișcările pacientului. Un alt tip de clasificare a artefactelor se bazează pe fază, frecvență și codarea secțiunii. În opinia noastră aceasta clasificare permite identificarea mai ușoară a artefactelor și în unele cazuri prima încercare de a evita sau reduce artefactele însuși. Într-adevăr o contribuție majoră în generarea artefactelor este data de procesul de codare al semnalului în timp ce multe artefacte sunt vizibile sau se propagă de-a lungul fazei ori în direcția de codare a frecvenței.

3.1 Artefactele câmpului de radiofrecvență

Aceste artefacte constau din una sau mai multe benzi de fluctuație a intensității întinse complet de-a curmezișul imaginii în direcția de codare a fazei. Aceste benzi pot fi foarte subțiri sau foarte groase, ele sunt cauzate de interferența radiofrecvenței (RF) externe detectată de bobina receptor. Apariția lor este de asemenea raportată la tipul de sursa RF: dacă sursa RF are o frecvență bine definită atunci interferența va aparea ca o bandă subțire în imagine așa cum se întâmplă cu radiourile și TV-urile cu aceeași frecvență ca și frecvența de rezonanță a protonilor.

Intensitatea artefactelor depinde de intensitatea sursei de vecinătate, de eficacitatea pacientului ca o antenă sau de prezența de antene adiționale. Pacienții înalți, suprafața bobinelor, codurile monitorizante din unitate, pot contribui la artefactele RF în unitățile RMN unde cușca Faraday este doar în interiorul magnetului. Aceste artefacte sunt de obicei prevenite.

3.2 Artefactele de mișcare

Multe surse de artefacte sunt prezente în corpul uman și sunt cauza majoră a înrăutățirii imagini RM. Mișcările pot fi voluntare și involuntare cum ar fi mișcările întâmplătoare, scurgerea sangvină și a LCR, mișcările respiratorii, cardiace și peristaltice. Aspectul artefactelor de mișcare este variabil depinzând de tipul de mișcare care apare în timpul scanului. Considerăm în principal mișcările periodice involuntare, aceste artefacte se prezintă ca umbre, benzi și efecte de tăiere.

Mișcările pacientului indiferent de cauze înrăutățește calitatea imaginii datorită erorilor în codarea fazei și frecvenței informațiilor spațiale. Oricum, în timp ce datele despre direcția de codare a frecvenței sunt colectate în câteva milisecunde, mișcarile în timpul acestei perioade sunt în general neglijabile. Pe de altă parte datele de codare a fazei sunt colectate în timpul imaginării și de aceea artefactele de mișcare sunt observate de-a lungul axei de codare a fazei, independent de direcția de mișcare.

Multe corecții sunt folosite sau au fost propuse pentru a evita unele din aceste artefacte deși rezultatele dezamăgesc încă.

1) Media aritmetică a semnalului: această tehnică folosește imagini cu un scurt TR și un scurt TE (T ponderate); ea dă cele mai bune rezultate în imagistica abdominală în principal la puteri medii și joase ale câmpului magnetic.

2) Direcția adecvată de codare a fazei: folosirea acesteia este recomandată în imagistica toracelui și abdomenlui, de exemplu în plan axial direcția de codare a fazei antero-posterioară cauzează artefacte mai puține decât direcția stânga – dreapta.

3) Compensarea fluidă: artefactele de curgere sunt induse de curgerea sângelui în interiorul arterelor, al venelor dar uneori ele pot fi cauzate și de pulsațiile LCR în creier și măduva spinală. Aceste artefacte sunt cauzate de mișcarea de spin în timpul procesului de codare. Ele sunt suprimate sau minimalizate prin aplicarea secvențelor de puls cu gradiente elaborate ale undei pentru a balansa faza atât pentru spinii mobili cât și pentru cei staționari în timpul de ecou (compensarea fluidă). Unitățile clinice de rezonanță magnetică au de obicei secvențe de puls cu compensare fluidă pentru velocitate, cât și accelerare uniformă, dar dacă fluxul este turbulent, nu există gradiente de undă care să evite artefactele.

4) Pauza cardiacă: face parte din tehnicile majore prin care se suprimă artefactele date de mișcarea cardiacă și fluxul pulsatil. Pauza cardiacă este de obicei necesară combinată cu compensarea fluidă, în examinarile cardiace și toracice și poate fi utilă pentru explorările medulare, cervicale și dorsale, pentru a evita artefactele pulsatile de la sânge și LCR și artefactele date de mișcările cardiace.

3.3 Artefactele în direcția de codare a frecvenței

Aceste artefacte constau din benzi albe sau negre la interfața dintre două țesuturi cu proprietați chimice diferite (exemplu:grăsime și apă). De aceea acest artefact este mai proeminent în regiunile corpului în care sunt prezente atât apă cât și grasime, tipic în retroperitoneu la interfața dintre rinichi și grăsimea retroperitoneală, în pelvis la interfața dintre vezică și grăsimea înconjurătoare. Protonii apei și ai grăsimii rezonează la frecvențe ușor diferite datorită aspectelor lor chimice diferite. Protonii grasimii au o frecvență de precesie mai joasă, față de protonii apei deoarece electronii lor sunt mai apropiați de nucleu.

3.4 Artefactele în direcțiile de codare a fazei și frecvenței

Acest artefact este cunoscut ca artefactul sau fenomenul Gibbs. El apare ca benzi alternante luminoase și întunecate în special langă marginile țesuturilor cu semnal pnternic cum ar fi măduva/LCR, grăsime/ mușchi. Acest artefact este o cauză binecunoscută a greșelilor de diagnostic la nivelul coloanei, a discurilor intervertebrale și a meniscurilor articulațiilor genunchiului. Pot fi vizibile atât în direcția de codare a fazei cât și în cea de codare a frecvenței și au aspecte similare cu artefactele de mișcare. Aceste artefacte sunt mai evidente când se folosește o matrice mică pentru a reduce timpul de achiziție.

3.5 Artefactele independente de direcția de codare

1) Susceptibilitatea magnetică. Apar ca arii cu intensitate redusă a semnalului la interfața dintre două țesuturi . Intensitatea scăzută a semnalului produsă de artefact variază în concordanță cu parametrii tehnici în special cu TE. Un TE lung cauzează înrăutățirea susceptibilității la artefacte. Aceste artefacte sunt vizibile la nivelul osului temporal, cavității timpanice, osului frontal și unde este prezent mult aer, astfel vertebrele apar negre în comparație cu semnalul înalt al grăsimii în îmaginile SE T ponderate.

2) Artefactele perturbării câmpului magnetic. Aceste artefacte sunt cauzate de obiectele feromagnetice implantate în pacienți cum ar fi clipsurile chirurgicale, protezele dentare și ortopedice, placi de metal, articulațiile artficiale. Când aceste implanturi sunt făcute din oțel neferomagnetic ele afectează mai puțin calitatea imaginii, dar când implantele sunt feromagnetice ele perturbă câmpul magnetic local și cauzează distorsiuni caracteristice ale imaginii. Apariția acestui artefact depinde variabil de obiectul metalic și constă în principal dintr-o arie centrală de lipsă de semnal înconjurată de benzi sau margini asimetrice de intensitate crescută. Multe din dispozitivele metalice utilizate astăzi în chirurgie sunt neferomagnetice și astfel nu cauzează artefacte

CAPITOLUL IV : PARTEA SPECIALĂ

4.1 SECVENȚE DE PULS

4.1.1 Secvența spin ecou (SE)

O secvență de spin ecou (SE) folosește de obicei un puls de excitație de 90 urmat de un puls de refazare de 180, pentru a produce ecou de spin. Astfel putem spune că această secvență este definită prin doi parametrii de secvență: timpul de repetiție (TR), care separă două excitații succesive de 90° în același plan, și timpul dc ecou care separă cele 90 de înregistrare a ecoului.(fig.20).

(fig. 20)

RF: pulsul de excitație și de primire a semnalului;

G: gradient de selecție a secțiunii (amplitudinea gradientului de selecție);

G: gradient de frecvență;

S: semnal.

Unele secvențe de SE, mai noi, folosesc un “unghi de flip” variabil, dar în mod obișnuit pulsul de excitație este de 90° . Secvențele SE pot fi folosite pentru a produce unul sau mai multe ecouri de spin. De obicei pentru T este folosit un ecou în timp ce pentru T și PD (densitatea protonică) sunt folosite două ecouri. În PD contrastul se datorează densității protonilor în diferitele structuri ale organisinului .

Obținerea acestor imagini este rezutatul selecției unor parametrii de scanare care să diminueze efectele contrastului T ( prin aplicarea unui TR lung ) și T ( prin aplicarea unui TE scurt ).

Pentru contrastul în T SE, se folosesc următorii parametrii:

TE scurt min -20 ms

TR scurt 250-600 ms

Pentru contrastul în PD/T se folosesc următorii parametrii :

TE scurt 20 ms (primul ecou PD)

TE lung 70 ms + (al doilea ecou T)

TR lung 2000ms+

Cu cât scade puterea câmpului magnetic cu atât TR și TE scad.

4.1.2 Secvența FSE ( Fast Spin Echo )

FSE este mai rapidă decât SE. Se dă un puls de ecou de 90 urmat de o serie de 2-128 pulsuri de 180, înconjurate de gradienți de codificare a fazei și frecvenței.

Fiecare ecou este codat în fază cu o amplitudine diferită a unui gradient, așa că datele de la fiecare ecou sunt colectate și înmagazinate într-o linie diferită a spațiului K. În acest fel mai mult de o linie a spațiului K este umplută pe TR și astfel timpul de scanare este redus. Lungimea ecoului ETL se referă la numărul de pulsuri de refazare de 180° care corespunde numărului de linii a spațiului K umplute pe TR. Cu cât ETL este mai lung cu atât este mai scurt timpul de scanat, pe măsura ce mai multe linii ale spatiului K sunt umplute pe TR.

Pentru achizițiile în FSE T se folosesc următorii parametrii:

TE scurt min-20ms

TR scurt 400-900ms

ETL scurt 2-6

Pentru achizitiile în FSE T se folosesc următorii parametrii:

TE lung 90ms+

TR lung 4000ms+

ETL lung 16+

4.1.3 Secvența SSFSE (single shot FSE)

SSFSE și SSFSE-IR sunt tehnici care utilizează un număr de excitații fracționale achiziționând (0,5 NEX: transformare Fourier parțială), un set de date, într-o perioadă de excitație. Această scanare rapidă permite achiziționarea unei felii în mai puțin de o secundă. Aplicațiile secvenței: reducerea artefactelor de mișcare și timpul de obținere a imaginii, obținerea de imagini într-un timp de scanare cât mai scurt pentru pacienții necooperativi, scanarea în TE lung (300 – 1300 ms) a vezicii biliare și arborelui biliar și examinări abdominale în apnee, examinări cardiace.

4.1.4 Secvența IR (inversion recovery)

Este o secvență de puls care poate produce imagini T cu contrast, FLAIR, sau cu supresie de grăsime, contrastul imaginii fiind dat de timpul de inversie TI.

Într-o scanare IR, sistemul aplică pentru început un puls de 180° pentru a creea o magnetizare pe axa Z negativă. Apoi după un timp specific se aplică un puls de excitație de 90° iar ca și rezultat magnetizarea se inversează.(fig. 21).

(fig. 21) Secvența IR cu evoluția magnetizării

Vom lua acum o secvență IR care folosește secvența SE pentru a detecta evoluția magnetizării. Dacă vom prezenta această secvență combinată sub forma unei diagrame de evoluție, atunci vom avea pentru parametrii experimentali, distribuția urmatoare:

(fig.22)

Diagrama de evoluție a unei secvențe IR combinată cu o secvență SE

Pentru a detecta evoluția magnetizării în planul XY, vom considera secvența de impulsuri 180-90-180 (echivalentă secvenței IR, în care vom înlocui partea de 90-FID prin secvența SE). Aplicăm în acelaș timp un impuls de RF de 180 și un gradient de câmp de selecție, iar după TI se aplică secvența SE. Gradientul de fază este aplicat între impulsurile de 90° și 180°.

În acest caz nu vom putea aplica gradientul de fază după primul impuls de 180 deoarece, în acest moment, nu avem componentă transversală pentru magnetizare.

Gradientul de frecvență este aplicat după al doilea impuls de 180, în timp ce ecoul de spin este înregistrat. Nu vom folosi FID după impulsul de 90°. În acelaș fel, se aplică gradientul de frecvență adițională simultan cu gradientul de fază pentru ca toți spinii să fie în fază atunci când începe achiziția.Vom continua să aplicăm acest gradient de câmp adițional în timpul achizițiilor dar într-un sens opus gradientului de frecvență. Se va produce un ecou atunci când gradientul de frecvență se pune în mișcare, deoarece acest gradient de câmp refocalizează defazajul introdus prin gradientul adițional.

Această secvență este folosită, de exemplu, pentru a creea un bun contrast cerebral, între substanța albă și cea cenușie. De asemenea este folosită și pentru suprimarea grăsimii. Pentru T IR se foloscsc următorii parametrii:

TE scurt ≥20ms

TR lung 2200 ms+

TI mediu 200-750 ms

4.1.5 Secvențele FSE-IR, FLAIR (fluid attenuated inversion recovery) și STIR (Short TI inversion recovery)

FSE-IR mărește procesul de scanare în aceeași manieră ca și SE. Este folosită în special pentru suprimarea semnalului dat de către grăsime.

IR convențional este cel mai des folosit pentru a produce imagini de contrast T. Totuși, IR convențional și IR-FSE pot fi implementate pentru a elimina semnalul de la anumite țesuturi, aplicând pulsul excitator de 90 când magnetizarea în acel țesut este normală în plan transversal și ca urmare nu are componenta longitudinală. În acest sens semnalul de la țesuturi este anulat de pulsul excitator.Astfel sunt două moduri de folosire a acestei tehinici: STIR foloseste un T scurt ce corespunde punctului 0 al grasimii, așa că pulsul excitator anulează specific semnalul de la grăsime. STIR mai este folosit ca tehincă de supresie a grăsimii împreună cu o segvență FSE pentru a produce contrast în T utilizând TE și ETL lungi. FLAIR utilizează un T lung corespunzând punctului 0 al LCR așa că pulsul excitator anulează specific semnalul LCR. FLAIR mai poate fi folosit împreună cu o secvența FSE având contrast T. Deci FLAIR este o tehnică Fast IR care anulează semnalul dat de către LCR, în timpul menținerii contrastului T.

Este în special ajutătoare pentru a crește fidelitatea redării leziunilor periventriculare, examinărilor cerebrale în cazul suspiciunii de scleroze multiple, vasculite, AVC ischemic.

Pentru STIR se folosesc următorii parametrii:

TE 60 ms

TR 6000 ms+

ETL 16+

TI 100-175 ms

Pentru FLAIR se folosesc următorii parametrii :

TE 60 ms

TR 6000-10000 ms

ETL 16+

TI lung 1700-2200 ms

4.1.6 Secvențele de puls GRE (coherent gradient echo) și SPGR(spoiled gradient echo)

Cum secvențele de imagii normale iau ceva timp, doar un număr limitat de pacienți poate fi examinat. Este deasemenea dificil pentru un pacient să stea întins o lungă perioadă de timp iar calitatea imaginii să scadă odată cu mișcarea acestuia. În plus există o mișcare care nu este dorită, ca respirația și bătaile cardiace. Pentru a ajuta în această problemă, secvențele pulsului au fost dezvoltate așa încât să ia mai puțin timp, iar aceste secvențe devin din ce în ce mai importante.

1) Secvența de puls GRE

TR este parametrul care consumă cel mai mult timp într-o secvență de imagine. Deci TR trebuie scurtat dacă se dorește o imagine mai rapidă, dar odată cu scăderea TR există alte probleme:

cu o frecvență echo de spin folosim un puls de 180 pentru a refocaliza mișcările de spin defazate. Când facem imagini scurte nu putem folosi pulsul de 180 pentru acest scop. Acestea necesită ceva timp pentru a elabora pulsul de 180 și cu un TR foarte scurt nu va fi suficient timp între pulsurile de 90.

odată cu scădearea TR magnetizarea longitudinală se va restabili din ce în ce mai slab între pulsuri. Așa că va exista doar o mică magnetizare longitudinală prezentă la urmatorul puls, conducând la un semnal foarte slab.

Astfel, folosim un mod diferit de a reface mișcarile defazate de spin: în locul unui puls de 180°, aplicăm un gradient de câmp magnetic.Aceasta înseamnă că unui câmp magnetic neregulat i se adaugă un câmp cu gradient peste câmpul magentic deja existent.

Gradientul câmpului magnetic este pornit pentru scurt timp. Aceasta are ca rezultat o mai mare inomogenitate a câmpului magnetic la nivelul secțiunilor examinate. Inomogenitățile câmpului magnetic deja existent la timpul respectiv, se datoresc inomogenităților câmpului magnetic extern și inomogenităților câmpului magentic intern din cadrul țesuturilor.

Datorită acestor mari inomogenități de câmp magnetic, magnetizarea și prin aceasta semnalul, dispare rapid. Atunci gradientul magnetic este oprit, iar după puțin timp gradientul magnetic este pornit din nou cu aceași intensitate, dar în direcția opusă. Rapida mișcare a protonilor devine acum înceată și vice versa (similar cu ceea ce se întâmplă după un puls de 180). Acest lucru are ca rezultate, unele defazări astfel are loc și creșterea, din nou, a semnalului la un maxim bine stabilit – denumit ecou de gradient . După acest ecou semnalul scade din nou.

În a doua problemă puneam în discuție cantitatea mică de magnetizare longitudinală în cazul unui TR scurt, așa deci pulsul de 90°, de exemplu într-o secvență SE, desființează magnetizarea longitudinală, care totuși începe să se restabilească imediat după pulsul de 90° depinzând de timpul T al țesutului examinat. Problema în cazul GRE este, a nu se folosi un puls de 90°, ci pulsuri care cauzează unghiuri mai mici de 90 (“flip angles”), cam între 10°-35°, cu aceste unghiuri astfel nu se va ajunge la desfințarea totală a magnetizării longitudinale, însă, întotdeauna există o cantitate substanțială de magnetizare longitudinală rămasă, care poate fi “înclinată” de pulsul următor, acest lucru dând semnal rezonabil, chiar dacă pulsul următor vine după o perioadă foarte scurtă de TR.

Un puls de 180 în mod normal neutralizează efectele inomogenităților unui câmp magnetic extern. Scăderea magnetizării transversale este datorată “efectelor” T.

Când nu folosim un asemenea puls de 180, protonii prezintă inomogenități mai mari în câmpul magnetic și astfel ies mai rapid din fază. Intensitatea semnalului scade rapid, în acest caz totul datorându-se “efectelor”  T.

Pe langă aceste efecte T și alți factori, cum ar fi “fiip angle”, influențează intensitatea semnalului în secvențele GRE.

Cu cât TR este mai scurt aceste secvențe sunt în principal folosite pentru obținerea achizițiilor legate de volum sau apnee.

Această procedură este utilizată în obținerea imaginilor măduvei spinării și a articulațiilor.

Versiuni mai rapide a acestor secvențe sunt acum disponibile, permițând obținerea de imagini multiple în apnee, mișcare și în timp real. Timpii de scanare sunt reduși, combinând pulsuri de RF, achiziții parțiale Fourier și umplerea centrală a spațiului K.

Pentru T GRE se folosesc: TR scurt <50ms

TE lung 15ms+

2) Secvența de puls SPGR

Este o secvență de puls GRE care folosește faze continue alternând cu pulsuri de excitație RF pentru a dispersa magnetizarea transversală. Eliminarea magnetizării transversale și folosirea unui TE min reduce efectele T și atunci când este combinat cu un TR scurt (30-60ms) și cu un unghi flip moderat 30-45 creează efecte de saturație rezultând imagini T.

Ponderea T nu domină contrastul imaginilor într-o măsură atât de mare precum secvențele de puls GRE. Imaginile sunt în general T/PD.

Pentru T/PD în SPGR se folosesc umătorii parametrii:

TR scurt <50ms

TE scurt min-5ms

“flip angle” 30-45

Există câteva puncte principale despre aceste imagini echo de gradient:

“flip angles” mari dau o imagine de tipul T.

TE mai lung produce imagini date de timpul T.

Cu scanuri mai rapide există adesea semnale intense ce vin de la vasele sangvine.

Astfel se salvează timp pentru că:

Cu unghiuri mici (“flip angles” ) avem nevoie doar de un puls de RF de scurtă durată.

Nu folosim un puls de refocalizare de 180, care în general ia ceva timp pentru a-și exercita efectele.

Nu trebuie să așteptăm prea mult, adică un TR lung, pentru ca magnetizarea longitudinală să reapară într-o cantitate destul de mare, deoarece cu unghiuri mici există întotdeauna o cantitate rezonabilă de magnetizare longitudinală, ramasă după pulsul inițial.

4.1.7 Secvența EPI (echo planar imaging)

Secvențele EPI umplu tot spațiul K într-o singură repetiție folosind un ecou foarte lung. Ecourile pot fi generate prin pulsuri multiple de 180 (denumite spin ecou EPI [SE-EPI]) sau prin gradienți (denumite gradient de ecou EPI [GE-EPI]). SS-EPI produc imagini mult mai rapid decât SS-FSE ca și când ar folosi niște gradienți de ecou mai bine decât niște ecouri de spin și poate, prin urmare, să umple spațiul K într-o fracțiune de secundă. Totuși secvențele SS-EPI sunt foarte predispuse artefactelor, aceste artefacte cresc relațiv înspre spațiul de ecou și asta ducând și la creșterea timpului de ecou. Din aceste motive secvențele EPI sunt des folosite în modul “multi-shot”  unde un sfert sau jumătate din spatiul K este umplut în perioada TR reducând prin urmare timpul de ecou. Aceasta poate fi minimalizată prin implementarea unuia sau toate din următoarele:

prin creșterea FOV (field of view).

prin creșterea lățimii bandei de recepție.

reducerea frecvenței matricii de codare.

reducerea fazei FOV.

EPI și ultimele versiuni ale GRE și SPGR reprezintă în mod curent cele mai rapide moduri de achiziție în RMN. Studiile dinamice și funcționale în timp real sunt posibile folosind această tehnică.

4.1.8 Secvențele DWI (diffusion weighted imaging)

Pun în evidență zone unde difuzia apei extracelulare este restransă, zone cum ar fi țesutul infarctizat. În zone normale apa difuzează aleator, în timp ce în țesutul ischemic celulele se “umflă” și absorb apă, prin urmare reducând difuzia. DWI (imaginile dependente de difuzie) sunt cel mai eficient achiziționate prin combinarea de secvențe rapide cum ar fi EPI sau GRE cu doi gradienți bipolari. Aceste impulsuri legate de gradient sunt destinate anulării fazei de schimb a spinilor statici în timp ce spinii dinamici trec printr-o fază de schimb. Prin urmare atenuarea semnalului are loc în țesutul normal unde mișcarea de difuzie este aleatoare, în timp ce semnalele înalte apar în țesuturile unde difuzia este limitată. Gradul de atenuare depinde de amplitudinea gradientului care este modificat prin selectarea unei valori “b” (masurată în s/mm). Pulsurile de gradient pot fi aplicate pe cele trei direcții pentru a determina axul de limitare a difuziei. Termenul de difuzie izotropică este utilizat pentru a descrie gradiente de difuzie aplicate în cele trei dimensiuni. DWI este în principal folosită pentru creier, pentru a diferenția în cazul unui atac cerebral, țesuturile ce pot fi salvate de cele afectate definitiv. De asemenea poate fi folosită la nivel hepatic.

4.1.9 Secvențele MRA (magnetic resonance angiography)

Principiul MRA este acela de a achiziționa imagini din locurile în care semnalul dat de nucleii aflați în curgere, este puternic, și semnalul nucleilor staționari este mic. Astfel contrastul dintre vase și țesuturile înconjurătoare este obținut la un nivel maxim. Contrastul se obține prin mai multe tehnici: ”black blood imaging” combină SE sau FSE cu semnale de presaturație pentru a produce imagini în care sângele din vase apare negru. Semnalul înalt în acest timp de secvență poate indica stenoze sau ocluzii ale vasului. ”Bright blood imaging” combină secvențe GRE cu GMR (gradient moment rephasing) pentru a produce imagini în care sângele care curge prin vase, apare strălucitor. Asemenea semnale sunt de asemenea folosite pentru evidențierea stenozelor și ocluziilor.

Există tehnici adiționale special concepute pentru angiografie, ambele permit achiziția de date fie în mod secvențial (2D) fie în mod (3D). Fiecare are avantajele și dezavantajele sale, și ca urmare fiecare sunt folosite pentru scopuri diferite. Aceste tipuri de MRA sunt : MRA prin timpi de zbor (time of flight) TOF și contrastul de fază (phase contrast) PC.

1)MRA prin timpi de zbor ( time of flight ) TOF

Folosește de obicei o secvență SPGRE în combinație cu TR și în acelaș timp combinații “flip angle” care fac țesutul din fundal să fie saturat dar permițând spinilor dinamici să pătrundă rapid în imaginile 2D sau 3D și ca rezultat să returneze un semnal înalt. Pulsurile de presaturare plasate între originea de curgere și FOV fac ca spinii dinamici ce pătrund în FOV să fie saturați, îmbunătațind prin urmare vizualizarea circulaței venoase și arteriale. Această strategie îmbunătațește eficiența presaturației, semnale nedorite sunt uneori generate de țesuturile care au timpi de recuperare T foarte scurți, cum ar fi grăsimea, pe măsura ce ei își recapătă parte din magnetizarea lor longitudinală între fiecare puls RF și ca urmare produc semnal. În achizițiile 3D spinii dinamici devin adesea saturați de pulsurile RF și ca urmare reduc din semnal.

Marea majoritate a aplicațiilor sunt în a demonstra fluxurile venoase și arteriale în cap, gât și vasele periferice.

Pentru 2D TOF-MRA se folosesc:

TR 28-45 ms

“fiip angle” 40°-60°

TE minim

Pentru 3D TOF-MRA se folosesc:

TR 2 5-50 ms

“flip angle” 20°-30°

TE minim

2) Contrastul de fază (phase contrast PC)

Metoda utilizează defazajele spinilor mobili induși prin doi gradienți bipolari de polaritate inversă. Schematic, MRA prin contrast de fază utilizează două achiziții, una cu un prim gradient bipolar (Gd/Gd), iar cealaltă cu gradient bipolar inversat (Gd/ Gd)

Aplicarea unui gradient bipolar induce apariția unui decalaj de fază proporțional cu viteza spinilor circulanți. Acest defazaj este totodată legat și de forța și durata aplicarii gradientului. Ca și în cazul TOF MRA, achiziția se poate efectua în mod 2D sau 3D și pentru a putea prezenta imaginea volumetrică finală, se utilizează un algoritm de tipul MIP (Maximum Intensity Projection). Față de TOF MRA, PC MRA este superior adaptată vaselor de sânge cu flux foarte lent dar, dimpotrivă, nu vizualizează în mod adecvat vasele cu zone de turbulențe fiziologice (bifurcații = trubulențe = defazajul spinilor = artefacte = înnegrire). Totodată metoda necesită un timp mai lung de efectuare (este teroretic nevoie de două achiziții câte una în fiecare din direcțiile de codificarii a fazei).

Prin natura informației utilizate în principiul sau ( codificare a fazei legate de viteză), datele brute achiziționate conțin informații despre flux și viteze.

4.1.10 Imagini dinamice (dynamic imaging)

Se referă la achiziționarea rapidă de imagini fie după mărirea contrastului fie pentru a observa momentul. Poate fi utilizat pentru vizualizarea mișcării unei articulatii, cum ar fi genunchiul, ori a unor structuri cum ar fi măduva cervicală și peroneul. Imagnile unice pot fi obținute folosind GRE sau EPI în diferite grade de mișcare. Alternativ secțiuni multiple pot fi obținute fie pentru a acoperi mai multă anatomie fie pentru a vizualiza structura în mai multe poziții în timpul achiziției de date. Atunci când sunt folosite cu EPI sunt posibile achizitii de 20 imag./sec și de aceea aceste tehnici sunt catalogate a fi în timp real. Totuși folosirea inpreuna cu GRE duce la achiziția de date mult mai încetinită și ca urmare aceste tehnici sunt numite în timp cvasi-real. În funcție de rezoluția temporală a structurii supuse examinării, tehnicile în timp cvasi-real nu pot oferi întotdeauna acuratețe în reprezentarea mișcării.

Folosirea impreună cu tehnicile de mărire a contrastului imaginile dinamice vizualizează viteza de captare a substanței de contrast ceea ce poate fi necesar pentru a determina natura unei leziuni. Aceasta este numită imagine în perfuzie. Poate fi folosită în zone anatomo-topografice diferite ce includ creierul, pancreasul, ficatul sau prostata. Una din cele mai importante aplicații a acestei tehnici (imaginile dinamice) este în examinarea sânului unde mărirea sau accentuarea contrastului este patognomonică în caracterizarea leziunii. Unii autori sugerează faptul că leziunilor benigne le trebuie mai mult timp pentru a capta substanța de contrast decât celor maligne, în timp ce țesutul catriceal poate să nu-l capteze deloc. Pe măsură ce gadolinium este injectat este necesară o secvența T și datorită naturii dinamice ale seriei, timpii de achiziție trebuie să fie cât mai scurți posibili. SPGR sau secvențele FSE sunt prin urmare ideale pentru acest timp de examinare. Întregul sân, mai repede decât câteva secțiuni printr-o leziune, poate fi examinat, sa demonstrat că există sisteme care au disponibile volume de achiziție ultrarapide.

Această metodă este evident importantă dacă este suspectată o leziune multifocală. Deasemenea masurarea gradului de preluare a substanței de contrast, caracteristică de altfel fiecărui țesut, poate fi aplicată și în studierea prostatei.

4.1.11 Imagini funcționale ( functional imaging – fMRI )

Principala orientare a cercetărilor actuate în RMN, o prezintă RMN-funcțional. Este vorba despre o tehnică inofensivă care furnizează imagini tridimensionale și care pune în evidență zonele de activitate cerebrală, în acest caz, diferite activități psihice, senzații sau reflexe. Acestea permit, într-un fel, de a cartografia creierul. Principiul se bazează pe rezonanța magnetică a hemoglobinei.

1) Schimbarea intensității imaginii prin MRI

Intensitatea imaginilor observate prin rezonanță magnetică depind de țesutul studiat: densitatea protonilor, timpii de relaxare T și T, procesele de difuziune a protonilor, fazele de spin ale protonilor (consecință a variației susceptibilității magnetice a țesuturilor) și fluxul protonilor prezenți în plasma sangvină.

Vom observa direct, prin această metodă activitățile sau schimbările de matabolism cerebrale, efectul creșterii locale a oxigenării sangvine, care sunt captate sub forma unui schimb de intensitate în imaginea obținută prin rezonanță magnetică.

Semnalul obținut prin rezonanță magnetică T (și T) este puternic influențat prin starea de oxigenare a sângelui. Proporția de pierdere a spinilor protonilor în faza (T) și omogenitatea locală a câmpului(T) depinde de prezența dezoxihemoglobinei(Hb).

Efectul prezenței oxi sau dezoxihemoglobinei poate să facă variația măsurilor unui factor 10. Este deci principala măsură utilizată în fIRM.

2) Susceptibilitatea magnetică a hemoglobinei

Prezența tuturor substanțelor într-un câmp magnetic generează modificări. Unele metale au un moment magnetic slab, dar se polarizează ușor odată plasate într-un câmp magnetic. Susceptibilitatea magnetică este această capacitate de polarizare în prezența unui câmp magnetic. Fierul conținut de hemoglobină are o mare susceptibilitate magnetică și deci el este folosit ca și indicator local de activitate, atâta timp cât oxigenul conținut în hemoglobină (oxihemoglobina HbO) este diamagnetic (are susceptibilitate magnetică slabă). HbO nu perturbă deci decât puțin câmpul magnetic, și nu modifică decât puțin T. Dezoxigenarea hemoglobinei are ca rezultat dezoxihemoglobina, cu caracter foarte paramagnetic, datorită celor partu electroni ai fierului necuplați. Această specie paramagnetică perturbă câmpul B în această regiune unde se observă o susceptibilitate magnetică importantă.

Timpul de relaxare T va fi lungit într-un mediu diamagnetic (HbO), și scurtat în mediul paramagnetic (Hb).

Ca răspuns a unei activități cerebrale, aportul de sânge oxigenat este crescut în acea regiune a creierului, vom observa deci foarte bine oxihemoglobina, lungind local timpul T, și creșterea intensității imaginii.

3) Metode de obținere a unei imagini funcționale MRI

Această metodă nouă de explorare a creierului se arăta foarte promițătoare. A permis deja localizarea funcționării diferitelor părți ale creierului, precum și localizarea părților active, în consecință observarea unei imagini animate.

Iată acum și procedura:

vom face pentru început o primă serie de imaginii de înaltă rezoluție într-o serie de planuri paralele atunci când creierul este în repaus. Ne vom folosi apoi de aceste secțiuni ca fundal pentru a localiza zonele activate prin stimuli.

vom face apoi alte imagini de rezoluție joasă când stimulul este prezent și absent. Comparația acestor două ultime serii de imaginii permite localizarea parților din creier activate prin stimuli.

așa deci, vom putea ”desena” creierul în trei dimensiuni sub toate unghiurile și secțiunile.

4.2 PUNEREA ÎN PRACTICĂ A SECVENȚELOR DE PULS

S-a realizat un studiu referitor la folosirea secvențelor de puls optime în scopul obținerii unor imagini RMN de cea mai bună calitate în scopul facilitării diagnosticului medical.

Acest studiu a fost realizat în colaborare cu un personal de specialitate, în cadrul practicii pe care am efectuat-o la “Clinica Creu Blanca” din Barcelona, Spania și a avut în vedere un număr de 60 de cazuri, dintre acestea fiind prezentate în cele ce urmează, cele mai reprezentative, în număr de 5. Imaginile au fost obținute pe un aparat Excellart de 1,5 T și au fost preluate din baza de date a clinicii cu acordul șefului unității de imagistică medicală.

Cazul 1.

Pacient în vârstă de 25 de ani, sex masculin, acuzând dureri în zona cervicală a coloanei vertebrale.

S-a realizat o examinare în zona cervicală a vertebrelor C3, C4 și C5, în planurile sagital și axial cu secvențele de puls : SPIN-ECHO și FSE în T, T și T.

Diagnostic medical : examinare, fără implicații patologice semnificative.

a) b)

Imag. 1 (imaginii sagitale obținute prin FSE T (a) si T (b) în zona cervicală a coloanei vertebrale)

c) d)
Imag.2 ( aceiași secțiune axială a zonei cervicale dar obținute în segvențe diferite : c) SE T și d) FSE T)

Cazul 2.

Pacient în vârstă de 50 de ani, sex masculin, acuzând dureri în zona genunchiului stâng.

S-a realizat o examinare în acestă zonă, în planurile sagital, coronar și axial cu secvențele de puls : SPIN-ECHO și GRADIENTE ECO în T, Tși T.

Diagnostic medical : menisc intern.

a) b)

Imag.3 (imagine sagitală FSE T (a) și coronară SE T (b) a genunchiului stâng)

c) d)

Imag.4 (imagine coronară FSE T (c) și axială FSE T (d) a genunchiului stâng)

Cazul 3.

Pacient în vârstă de 37 de ani, sex masculin, acuzând dureri în zona șoldului stâng. S-a realizat o examinare în acestă zonă, în planurile sagital, coronar și axial cu secvențele de puls : SPIN-ECHO și STIR împreună cu FSE în T și T.

Diagnostic medical : decalcifiere osoasă.

a) b)

Imag.5 (imagine SE T axială(a) și SE T sagitală (b) a șoldului

c) d)

Imag.6 ( imaginii coronare STIR T (a) și SE T (b) a șoldului )

Cazul 4.

Pacient în vârstă de 40 de ani, sex feminin, acuzând dureri în zona gleznei stângi. S-a realizat o examinare în acestă zonă, în planurile sagital, coronar și axial cu secvențele de puls : FSE, STIR în T și T.

Diagnostic medical: fractură de peroneu cu endemă.

a) b)

Imag.7 (imaginii sagitale FSE T (a) și STIR T (b) la glezna stângă)

c) d)

Imag.8 (imagine axială FSE T (a) și coronară STIR T (b) la glezna stângă)

Cazul 5.

Pacient în vârstă de 30 de ani, sex masculin, acuzând dureri de cap și amețeli. S-a realizat o examinare în acestă zonă, în planurile sagital, coronar și axial cu secvențele de puls : SE, IR, FLAIR, FSE în T și T.

Diagnostic medical: malformație cerebrală a emieferei stângi.

a) b)

Imag.9 (imaginii axiale IR T (a), FSE T (b) ale creierului)

c) d)

Imag.10 ( imaginii axiale SE T (c) și FLAIR T (d) ale creierului)

e) f)

Imag.11 ( imagine SE T sagitală și FSE T coronară a creierului )

Concluzii

În această lucrare s-a umărit o sintetizare a informațiilor privind principiile fizice care stau la baza rezonanței magnetice nucleare, precum și redarea unor noțiuni simple în ceea ce privește tehnicile cel mai des utilizate în RMN.

Pentru că tehnicile sunt complexe și evoluează extrem de rapid odată cu progresele informaticii, este dificilă surprinderea detaliată a fiecăror secvențe si tehnici noi. Așadar, o cunoaștere a secvențelor de bază duce la o adaptare a tehnicilor de explorare pentru fiecare pacient permițând achiziții într-o multitudine de planuri, în scopuri diagnostice dar și în cercetare, prin intermediul scvențelor de puls.

Prezentarea tuturor aspectelor a vrut să fie cât mai clară, iar limbajul folosit să fie cât mai ușor de înțeles, dar în același timp textul să cuprindă toate aspectele importante din cadrul investigării RMN.

RMN excelează în depistarea țesulurilor moi nearticulare, structurile vasculare sunt bine vizualizate și fară a se injecta substanță de contrast, imaginile multiplanare conferă posibilitatea depistării cu acuratețe a extinderii leziunii. Parametri tisulari T și T fac posibilă distingerea structurilor lichidiene față de cele solide. Mai mult, contrastul țesulurilor moi este mult mai mare decât în cazul CT. Contrastul poate fi utilizat și pentru o delimitare mai bună a leziunilor inflamatorii și neoplazice.

În ultimii ani RMN a devenit o metodă deosebit de importantă pentru investigarea sistemului musculo-osos.

Totuși, datorită faptului că în țara noastră, nu a fost încă pus la punct sistemul asigurărilor de sănătate și deoarece parametri de cost afectează și RMN indiferent de starea organelor investigate (traumatică, degenerativă, inflamatorie, tumorală ) indicațiile clinice pentru RMN trebuie selectate atent. De fapt, multe diagnostice pot fi formulate prin integrarea rațională a informațiilor provenite de la alte metode imagistice mai puțin costisitoare: radiologia convențională, US si CT.

Bibliografie

Hans H. Schild – MRI made easy.

T. Pop – Rezonanța magnetică nucleară în diagnosticul clinic.

Young IR. – Considerations affecting signal and contrast in MRI.

Stephen J. Pomeranz – MRI total body atlas.

Lawrence W. Basset, Richard H.Gold – MRI – Atlas of the musculoskeletal system.

Martin P. Sandler – Correlative imaging.

Val M. Runge – MRI clinical principles.

Burk DL Jr., Dalinka MK. – Strategies for musculoskeletal MRI.

Wojtys E., Wilson M. – MRI of knee hyaline cartilage and intraarticular pathology.

Brown SM., Muroff LR. – Ultrafast kinematic MRI of the knee.

Crues JV III, Mink J. -Meniscal tears of the knee: Accuracy of MR

el-Khoury GY, Wira RL – MRI of patellar tendinitis.

FiroozniaH., Golimbu C. – MR of the Menisci: Fundamentals of anatomy and pathology.

Gover JS., Bassett LW. – Posterior cruciate ligament: MRI.

Kornick J., Trefelner E. – Meniscal abnormalities in the asymptomatic population at MRI.

Mink JH. – Pitfalls in interpretation.

Ruwe PA., Wright J. – “Can MRI effectively replace diagnostic arthroscopy ? “

Silverman JM., Mink JH. – Discoid menisci of the knee – MRI appearance.

Crooks LE., Kaufman L. – Spatial resolution in NMR imaging.

Hendrick RE. – Optimizing tissue contrast in MRI.

Buxlon RB., Edelman RR. – Contrast in rapid MR imaging: Tl and T2 weighted imaging.

Bradley W. – MRI

Hartley P. – Magnets for medical applications of NMR.

Higgins C., Hedvig H. – MRI of the body.

Caudana R. et al – La radiologia medica.

Halavaara JT., Sepponen RE., Lamminen AE., Vehmas T., Bondestam S.- Spin lock and magnetization transfer MR imaging of focal liver tumors.

Halavaara JT., Lamminen AE., Bondestam S., Sepponen RE., Tanttu JI.- Differentiation of hepatic hemangiomas and metastases with multiple slice spin lock MR imaging.

Halavaara JT., Lamminen AE., Bondestam S., Standertskjöld-Nordenstam C-G, Hamberg LE. – Detection of focal liver lesions with superparamagnetic iron oxide: value of STIR and SE imaging.

Halavaara JT., Lamminen AE. – MnDPDP as a negative contrast agent: evaluation of STIR imaging compared to T1-weighted SE and GE techniques.

Halavaara J., Tervahartiala P., Isoniemi H., Höckerstedt K.- Efficacy of sequential use of superparamagnetic iron oxide and gadolinium in liver MR imaging.