Asigurarea și controlul calității în imagistica de rezonanță magnetică Coordonator, Absolvent, Cuprins Capitolul I. Fenomenul de rezonanță magnetică;… [305657]

UNIVERSITATEA “ALEXANDRU IOAN CUZA” [anonimizat]: [anonimizat]; aplicații în imagistică

Capitolul II. Tehnici de manipulare a magnetizației și contrast

Capitolul III. Caracteristici ale imaginilor IRM

Capitolul IV. Aplicație practică

Capitolul I. Fenomenul de rezonanță magnetică;aplicații în imagistică

1.Aspecte teoretice al fenomenului de rezonanță magnetică

Imagistica prin rezonanță magnetică este o modalitate recentă a imagisticii medicale. Deși fenomenul fizic de rezonanță magnetică nucleară a fost descoperit din anii 1940, el a fost realizat în 1973 când Paul C. Lauterbur a făcut prima imagine cu ajutorul fenomenului de rezonanță magnetică nucleară prin introducerea unor gradienți în câmpul magnetic. În 1974, Peter Mansfield a prezentat o teorie matematică pentru scanarea rapidă și reconstrucția imaginii folosită în practica clinică și a arătat cât de rapid pot fi obținute imagini cu ajutorul variației gradienților. RMN-ul prezintă o dificultate, și aceea este că acest fenomen nu poate fi explicat folosind fizica clasică(de exemplu teoriile bazate pe legile lui Newton si Maxwell). În 1905, Einstein a demonstrat, [anonimizat]. [anonimizat], teoria mecanicii cuantice a fost dezvoltată pentru a explica fenomenul fizic pe o scală atomică și subatomică. O descriere concisă a [anonimizat], are nevoie de teoria specială a relativității și mecanicii cuantice. Această teorie este dincolo de scopul acestui text. O discuție simplificată asupra bazelor RMN bazată pe mecanica clasică și cuantică este suficientă pentru a explica principiile IRM.

Interacțiunea nucleului cu un câmp magnetic static

“Clasica interpretare” asupra comportamentului momentului magnetic nuclear poate fi dată prin utilizarea nucleului de hidrogen. [anonimizat]. Fiecare proton se comportă ca un mic magnet cu un moment magnetic care deține o mărime și o direcție(Figura 1.1). Într-[anonimizat](de exemplu corpul uman), momentul magnetic al fiecărui nucleu de hidrogen este orientat într-o direcție oarecare. [anonimizat], [anonimizat]-o manieră similară cu alinierea axului cu câmpul magnetic al pământului. Câmpul magnetic al pământului(0,5 gauss) nu este suficient de puternic pentru a alinia protonii într-o singură direcție. Câmpul suplimentar al unui sistem de rezonanță magnetică(20,000 gauss) este suficient de puternic pentru a produce alinirea protonilor.

Figura 1.1-Orientarea momentelor magnetice ale protonilor în lipsa unui câmp magnetic și în prezența acestuia

A:Direcția momentului magnetic al protonului este indicată prin săgeată.

B:[anonimizat].

Rotație și precesie

Mișcarea de precesie poate fi ușor demonstrată prin rotația obiectelor( un alt motiv pentru care se introduce proprietatea de spin a protonilor). [anonimizat] în jurul unei axe verticale definit prin câmpul gravitațional al pământului. Precesia este un tip de mișcare distinct față de rotație. Rotația reprezintă învârtirea unui obiect în jurul propriei axe(o linie imaginară care trece prin centrul de masă al obiectului). Rotirea rapidă a unui vârf care cauzează estomparea suprafeței se numește rotație. Precesia este ”a doua derivată” a mișcării de rotație, reprezentând ”rotația unui obiect rotativ”.

Procesele de relaxare: T1 și T2

Când un impuls de radiofrecvență este aplicat unei probe, creșterea magnetizării, într-un plan xy, induce un semnal de rezonanță magnetică într-o bobină receptoare poziționată perpendicular pe planul xy. Când unda radio își schimbă direcția, semnalul se descompune. Această descompunere este rezultatul revenirii protonilor la starea inițială când unda radio nu era aplicată. Această revenire se numește proces de relaxare al protonilor. Există două principii de bază ale proceselor de relaxare ale unei probe, ambele procese bazându-se pe observarea descompunerii semnalului de rezonanță magnetică.

Primul proces de relaxare include revenirea protonilor la alinirea lor inițială cu câmpul magnetic static. Acest proces este caracterizat de un timp constant T1(Figura 1.2).

Figura 1.2-Procesul de relaxare longitudinal și transversal

Termenul structură de spin se referă la interacțiunea protonilor(spinilor) cu mediile lor(structura sau rețeaua altor spini). Această interacțiune cauzează o eliberare a energiei nete mediilor, așa cum protonii revin la starea de aliniere cu energia cea mai scăzută.

Al doilea proces de relaxare se referă la pierderea sincronizării mișcării de precesie dintre protoni. Înainte ca o undă radio sa fie aplicată, orientarea de precesie a protonilor este aleatoare. Aplicarea unei unde radio aduce protonii în mișcare de precesie sincronizată sau în fază. Când unda radio își schimbă direcția, protonii încep să interacționeze cu vecinii lor și să le cedeze energie prin ciocnire. Acest proces este numit relaxare transversală sau relaxare spin-spin și este caracterizat de un timp constant T2.

Pentru un pacient care efectuează o investigație prin rezonanță magnetică, ambele procese, relaxarea longitudinală și relaxarea transversală au loc în același timp. Timpul de relaxare transversal(T2) este întotdeauna mai scurt decât timpul de relaxare longitudinal(T1). Pentru materialele biologice, T1 poate fi de ordinul sutelor de milisecunde, în timp ce T2 poate fi de ordinul zecilor de secunde(Tabelul 1.1).

Tabelul 1.1 Timpii de relaxare (valoare medie SD) în milisecunde pentru diferite țesuturi cu un câmp magnetic supus unei valori de 1 Tesla.

Timpii de relaxare T1 și T2 pentru materialele biologice

Materialele biologice pot fi caracterizate cu ajutorul valorilor timpilor de relaxare. Totuși, sunt câteva dificultăți. De exemplu, valorile exacte nu sunt unice pentru substanțele compuse. Probele pot conține materiale care au o gamă de valori pentru T1 și T2. Temperatura probei, de asemenea, influențează procesul de relaxare.

Rata de interacțiune a spinilor și împrejurimile lor determină rata la care spinii, la o energie mare, împrăștie energie celor care îi înconjoară. Moleculele dintr-o probă sunt într-o constantă mișcare și se rotesc cu o frecvență care variază de la zero pană la o valoare maximă determinată de temperatură. Orice moment magnetic este influențat de rotația unui moment magnetic învecinat. Spinii își pot schimba starea de energie de la o aliniere paralelă la una antiparalelă(T1), și ei pot, de asemenea, să se defazeze cu alți spini(T2) ca rezultat al acestor interacțiuni.

Procesul de relaxare longitudinală T1 variază cu puterea câmpului magnetic. Puterea câmpului magnetic determină frecvența de rezonanță pentru nuclee. T1 poate fi exprimat ca o funcție de frecvența de rezonanță. Pentru o gamă mare de țesuturi, T1 pentru hidrogen poate fi aproximat ca (ecuația 1.1):

T1=, unde T1 se măsoară în milisecunde, f este frecvența de rezonanță măsurată în Hertzi, și parametrii variază cu țesuturile, variind de la 0.5-10 și variind de la 0,2-0,4.

Procesul de relaxare transversală T2 este independent de frecvența de rezonanță. Proprietățile unui material care dau creșterea valorilor timpilor T1 și T2 sunt complexe. În plus, o teorie a contribuției mișcării moleculare asupra relaxării a fost sugerată de Bloembergen și colab. în 1948. O importantă caracteristică a acestei teorii este corelarea timpilor moleculelor. Moleculele în lichide și în semisolide sunt libere să se miște. Rata cu care ele se rotesc este frecvența de rotație. Inversul frecvenței de rotație este perioada de rotație sau timpul de corelație. Moleculele care se rotesc mai încet au o mai mare probabilitate de interacțiune cu vecinii ei. În astfel de materiale, procesul de relaxare poate avea loc mai rapid. Pentru procesul de relaxare T2, dacă timpul de corelație este mai lung rezultă o relaxare transversală mai rapidă. Pentru procesul de relaxare T1, în plus, trebuie luată în considerare fenomenul de rezonanță. Moleculele rotindu-se cu frecvența Larmor maximizează rata lor de interacțiune cu vecinii lor, așa cum interacțiunea undelor radio cu câmpul magnetic este maximizată la frecvența Larmor. În plus, un material, având un timp de corelație care se întâmplă să coincidă cu inversul frecvenței Larmor și folosit pentru IRM, conduce la un T1 minim. Materialele care au valori mai mici sau mai mari a timpului de corelație, conduc la un T1 mai mare. Mai mult, T1 depinde de frecvența Larmor și crește pe măsură ce puterea câmpului magnetic crește. Timpul T2 nu este afectat de schimbarea frecvenței de rezonanță rezultând faptul că acest timp este independent de puterea câmpului magnetic.

Mișcarea termică este relativ rapidă în lichidele pure cum ar fi apa. În plus, timpul de corelație este, de obicei, mai jos decât valoarea rezonanței, și timpul T1 este mai mare în apă decât în materialele mai vâscoase. Similar, timpul T2 în solide sau proteine anhidre este, în general, mai lung, deoarece mișcarea termică scade și timpul de corelație este prea lung pentru interacțiunile de rezonanță. Din cauza relației inverse dintre T2 și timpul de corelație, lichidele au timpul T2 mai lung și solidele au timpul T2 mai scurt.

2. Imagistica de rezonanță magnetică; aplicații

Proprietățile magnetice ale nucleelor au aplicații semnificative în imagistica medicală și în analizele biomedicale. Aceste aplicații sunt posibile, deoarece proprietațile de relaxare si frecvența de rezonanță pentru un nucleu sunt dependente de mediul acestuia. Factorii, ca prezența legaturilor chimice, ionilor paramagnetici și rata de debit a fluidelor, influențează semnalul de rezonanță magnetică. Prin urmare, regiunile diferite ale unei probe biologice produc diferite semnale de rezonanță magnetică. În timp ce motivele pentru aceste diferențe sunt adesea atât de complexe, încât interpretarea este dificilă, existența lor produce un contrast intrinsec între țesuturi. Dacă valorile semnalelor de rezonanță magnetică pot fi codificate ca o luminozitate pe un monitor, atunci o imagine poate fi realizată. Aceasta este o metodă a imagisticii prin rezonanță magnetică.

Secvențe de impulsuri

Imagistica cere aplicarea impulsurilor de radiofrecvență asupra unei probe, astfel încât semnalele să poată fi obținute de la o bobină receptoare plasată în apropierea probei. Aceste impulsuri sunt aplicate într-o secvență specifică pentru a produce semnale de rezonanță magnetică și să ofere informații despre proba studiată.

Imagistica funcțională

Sângele oxigenat, ca și alte țesuturi din corpul uman, este diamagnetic în ciuda prezenței hemoglobinei care conține fier. În hemoglobina oxigenată(oxihemoglobina), electronii din exteriorul atomului de oxigen transferă oxigen moleculelor. În sângele dezoxigenat(deoxihemoglobina), patru din cei șase electroni exteriori ai hemului sunt nepereche, plasând fierul în starea feroaselor( care sunt paramagnetice. În absența activității neuronale, prezența deoxihemoglobinei paramagnetice cauzează asupra globulelor roșii un gradient de susceptibilitate(schimbări în câmpul magnetic efectiv asupra unei regiuni din spațiu foarte mică) care are efect de micșorare a timpilor T2 și (defazarea produsă de neomogenitățile câmpului magnetic conduce la un timp constant ), a țesuturilor și a plasmei sangvine. Aceste regiuni ale neomogenităților câmpului magnetic produc efecte măsurabile asupra distanței dintre doi sau mai mulți timpi ai razei de acțiune.

Este cunoscut faptul că activitatea neuronală cauzează o creștere a fluxului de sânge, a volumul sângelui cerebral și a debitului oxigenului. Creșterea fluxului de sânge „scoate afară” deoxihemoglobina așadar, există o descreștere a concentrației deoxihemoglobinei în circulația venelor și a capilarelor. Susceptibilitatea gradientului care există între sângele oxigenat și țesuturi, în absența activității neuronale, este redusă. Creșterea netă a semnalului provenit de la țesuturi în regiunea cu activitate neuronală este un efect al reducerii defazării. Schimbările intensității acestui semnal sunt observabile la câteva secunde după începutul stimulării activității neuronale. Timpul de creștere al intensității acestui semnal este compatibil cu timpii de tranzit cerebrovasculari, considerând faptul că creșterea intensității semnalului este asociat cu tranziția sângelui oxigenat prin stratul capilarelor și a venelor. Astfel, prezența unui agent de contrast natural(oxihemoglobina) care răspunde unei structuri spațiale și temporale a unor activări neuronale în creier, permite construcția unui plan funcțional al activității neuronale(Figura 1.3).

Figura 1.3-Planul funcțional al activității neuronale(a), Reprezentarea grafică a intensității semnalului în funcție de numărul de imagini(b)

Rezoluția spațială a acestui plan funcțional este limitată de volumul regiunii cu concentrația scăzută a oxihomoglobinei. Rezoluția temporală este limitată de câteva întârzieri ale timpului între debutul stimulării neuronale și creșterea semnalului de rezonanță magnetică.

Imagistica funcțională a revoluționat studiile asupra funcționării creierului. Aceasta a adus în actualitate cercetările asupra creierului de la un domeniu în care corelațiile anatomice au fost cunoscute prin studii efectuate asupra indivizilor cu anomalii neurologice, la un domeniu în care este posibil să se determine poziția a multor activități neuronale pentru fiecare individ. Această tehnică a condus la multe descoperiri în întelegerea legăturii dintre structura și activitatea în știința cognitivă, particular în studiul dezvoltării. Figura 1.4 arată un studiu asupra imagisticii funcționale.

Figura 1.4-Imagini IRM prin metoda imagisticii funcționale

Efectuându-se imagistica funcțională prin rezonanță magnetică, s-au obținut imaginile din Figura 1.4. În prima imagine, individului îi este dat o întrebuințare și anume implică folosirea unei abilități motorii și a unui sistem vizual(apăsarea unui buton ca răspuns la afișarea unui obiect pe un ecran). În a doua imagine, individul trebuie să-și amintească o secvență care descria obiectele apărute anterior pe ecran. A treia imagine este obținută prin scăderea ultimelor două ipoteze și care reprezintă ce este comun ambelor imagini.

Utilizare clinică

Imagistica prin rezonanță magnetică poate fi aplicată pentru a obține imagini a tuturor componentelor corpul uman care conțin hidrogen, cum ar fi țesutul moale, lichidul cerebrospinal, edemul și așa mai departe (Figura 1.5), fără folosirea radiațiilor ionizante.

(b)

Figura 1.5-Imagine RM a prostatei (a), Imagine CT a aceeași secțiuni (b)

Această tehnică oferă posibilitatea obținerii unor imagini cu un contrast mult mai bun între diferite țesuturi moi decât un CT(Figura 1.6).

Figura 1.6 -Imagini IRM și imagini CT

Figura 1.6 (a) Imagine obținută prin imagistica de rezonanță magnetică a prostatei; (b) Imagine a aceeași secțiuni obținută prin intermediul unui CT. CT-ul exagerează volumul prostatei, din cauza contrastului scăzut între țesutul prostatei și țesutul periprostatei adiacente, și care acesta poate fi diferențiat în imaginea de rezonanță magnetică.

Agenții de contrast pot fi, de asemenea, utilizați în tehnica IRM. Există două tipuri de agenți de contrast biochimici. Primul tip se referă la compusul de gadoliniu care are aceeași biodistribuție ca agentul de contrast pentru CT și nu este absorbit de către celule. Un astfel de exemplu este arătat în Figura 1.7. Al doilea tip de agent de contrast , ca de exemplu oxidul de fier, este preluat de către celule.

Figura 1.7-Imagine T1 după injectarea substanței de contrast(Gd-DTPA)

Spre deosebire de radiografie și CT, IRM este capabilă să achiziționeze imagini ale vaselor de sânge făra introducerea unui agent de contrast. Agenții de contrast sunt încă utilizați pentru vizualizarea vaselor de sânge cu o reducere a fluxului sau cu o mișcare complexă a structurii, ca de exemplu turbulența(Figura 1.8)

(b)

Figura 1.8-Imagini RM cu contrast îmbunătățit a vaselor de sânge:(a) axial, (b) sagital, (c) coronal și (d) proiecție cu intensitate maximă

Efecte biologice și siguranță

1.Undele de radiofrecvență

În condiții normale, imagistica prin rezonanță magnetică este o modalitate de scanare fără riscuri. De exemplu, o femeie însărcinată poate suferi o examinare prin imagistica de rezonanță magnetică, dar investigarea prin intermediul unui CT sau PET îi este înterzisă. Absorbția energiei în domeniul radiofrecvenței crește vibrația atomilor sau moleculelor, de unde rezultă o mică creștere a temperaturii corpului.

2. Gradienți magnetici

Fluxul magnetic dB/dt, la schimbarea câmpului magnetic, induce o frecvență electrică de joasă tensiune în materialul conductor. Schimbarea rapidă a câmpurilor de gradienți, poate genera un curent în țesuturi, de exemplu în vasele de sânge, mușchi, nervi, dacă pragul lor de stimulare este depășit. Prin urmare, sistemele moderne de imagistică prin rezonanță magnetică conțin un monitor de stimulare și secvența de impuls se declanșează doar dacă pragul de stimulare al nervului periferic nu este depășit.

Impulsurile magnetice ale gradienților se obțin prin aplicarea unori impulsuri curente în bobine. Acești curenți în combinație cu un câmp magnetic static produc forțe Lorentz. Bobinele, efectuând mișcări, cauzează frecvențe înalte urmate de zgomot. Intensitatea zgomotului trebuie ținută sub 100 dB.

Capitolul II. Tehnici de manipulare a magnetizației și contrast

În acest capitol se va urmări prezentarea unui număr de tipuri de secvențe de impulsuri și a contrastului imaginii, care sunt foarte des folosite în imagistica de rezonanță magnetică. Fără secvențele de impulsuri, nu se poate realiza imagistica de rezonanță magnetică. Viața noastră depinde de aceasta din punctul de vedere al contrastului imaginii pe care dorim să-l vedem, sau ce tip de patologie vrem s-o detectăm. Înțelegând ce este o secvență de impuls și cum influențează imaginea se va observa că acestea sunt deosebit de importante.

O secvență de impuls este o secvență de evenimente pe care dorim să o achiziționeze imaginile de rezonanță magnetică. Aceste evenimente sunt: impulsurile de radiofrecvență, schimbările de gradient și colectarea semnalului. În Figura 2.1 este prezentată o ”diagramă de secvențe” în care ordinea evenimentelor este prezentată schematic.

Figura 2.1-Secvență de evenimente

Se va porni de la (1), activând selectarea gradientului de slice (Gss). Simultan (2) un impuls de radiofrecvență de 90 a fost adăugat pentru a ”învârti” magnetizația netă în planul X-Y. Apoi (3) gradientul de codare a fazei (Gpe) a fost adăugat pentru a realiza prima codare de fază. Apoi (4) codarea frecvenței sau citirea gradientului (Gro) a fost activat în timpul semnalului. Aceasta este o secvență simplă și de bază.

Secvențele de impulsuri spin-ecou.

Transformarea Fourrier 2D stă la baza imagisticii prin rezonanță magnetică, deoarece impulsurile spin-ecou sunt foarte flexibile și permit utilizatorului obținerea de imagini în care timpii T1 sau T2 influențează intensitatea semnalului care poate fi vizualizată pe imaginile RM. O secvență de impuls spin-ecou 2D este ilustratată în Figura 2.3. și are următoarele componente:

Un gradient de selectare a slice-ului este aplicat împreună cu un impuls RF de 90˚ și 180˚. Deoarece, impulsul de gradient de selectare a slice-ului este simetric în jurul valorii t=TE/2(TE reprezintă schimbarea de fază la aplicarea unui câmp magnetic), efectul de defazare inițial este imediat compensat de impulsul RF. Pentru a elimina defazarea primului gradient de selectare a slice-ului, polarizarea acestui gradient poate fi inversată în timpul aplicării. Din motive tehnice, e mai ușor de aplicat al doilea gradient un timp mai lung. Într-adevăr, un gradient pozitiv după impulsul de 180˚ are același efect ca și un gradient negativ înaintea aplicării unui impuls de 180˚.

este numit gradientul de codare a fazei. Aplicarea acestui gradient înaintea măsurării produce o valoare y dependentă temporal de schimbarea fazei ϕ(y):

(2.1) ϕ(y)= yyT, unde T este un interval de timp constant, reprezentând timpul gradientului de codare a fazei. În imagistică, are o amplitudine variabilă:

=m, unde m este un numar întreg pozitiv sau negativ și este o constantă.

În timpul aplicării gradientului , care se numește gradientul de codare a frecvenței, semnalul s(t) este măsurat. Pentru a elimina efectul de defazare a lui în timpul citirii, un gradient de compensare este aplicat înaintea măsurării, de obicei înaintea impulsului de 180˚, care modifică semnul vectorului k (vezi Figura 2.3.(b)). În acest mod, o linie orizontală centrată în jurul lui =0 este măsurată.

O imagine este obținută prin eșantionarea spațiului și prin calculul transformării inverse Fourier. Fiecare poziție în spațiul vectorului k corespunde unei combinații unice a gradienților și și timpului când ei au fost aplicați la momentul măsurării. Prin urmare, gradienții și sunt în planul gradienților de codare pentru poziția în spațiul vectorului k. Din punct de vedere fizic, gradienții codează prin frecvență unghiulară și fază inițială a vectorului magnetizație în timpul măsurării. Relația între gradient si frecvența unghiulară ω este dată de relația:

(2.3) ω(,t)=y(t)(t)

Din această ecuație, faza inițială poate fi derivată (ecuația 2.2). Aplicarea unui gradient în timpul măsurării produce o frecvență unghiulară ω care depinde de x. Un gradient este aplicat înainte ca măsurarea să înceapă, care cauzează o fază inițială care depinde de y. Această explică de ce se numește gradientul de codare a fazei și gradientul de codare a frecvenței.

Figura 2.3-(a) Secvență de impuls spin-ecou, (b) Traiectoria asociată vectorului k pentru o valoare a lui pozitivă

Efectul impulsului de radiofrecvență de 180 se numește refazare. Figura 2.4 prezintă cum aceasta funcționează.

Figura 2.4-Funcționarea impulsului RF de 180

Sistemul spinilor este oglindit în jurul axei Y. Se observă că direcția de rotație în planul X-Y nu se schimbă.

Figura 2.5-Secvență de impuls spin-ecou

Se începe cu un impuls de excitație de 90. Magnetizația este ”întoarsă” în planul X-Y.

Imediat se produce defazarea spinilor.

Spinii defazează și mai mult, apoi este adăugat un impuls de 180.

Spinii sunt oglindiți de-a lungul axei Y.

Spinii refazează până când sunt în fază din nou creând un ”ecou”.

Aceasta este cunoscută ca secvență de spin-ecou. Această secvență are în schimb, atât avantaje, cat și dezavantaje.

Avantaje:

semnalul este puternic

compensare pentru neomogenitățile câmpului local: mai puține artefacte

Dezavantaje:

Durează un timp îndelungat pentru pasul de refazare. Acesta va contribui la timpul total de scanare.

Acesta va crește cantitatea de RF care pătrunde în corp( nu sunt periculoase, însă există anumite limite).

În ciuda creșterii timpului de scanare și a cantității de RF, secvența de spin-ecou este folosită pe scară largă și a devenit secvența de rutină în imagistica de rezonanță magnetică.

În acest moment putem introduce anumiți parametrii ai secvenței de impuls spin-ecou.

Figura 2.6-Parametrii secvenței de impuls spin-ecou

Timpul de repetiție (TR). Întregul proces trebuie repetat de atâtea ori până când matricea în direcția de codare a fazei este adâncă. TR este timpul între două impulsuri de excitări de 90. TR poate avea valori între 100 si 3000 milisecunde.

Timpul de ecou (TE). Acesta este timpul între impulsul de excitație de 90 și ecou. TE poate avea valori între 5 și 250 milisecunde.

Unghiul de înclinare. Unghiul de înclinare într-o secvență de impuls spin-ecou este mereu 90, deși, în secvențele de impuls spin-ecou moderne poate fi variat. Unghiurile de 70 și pot fi, de asemenea folosite. Prin urmare, acesta poate fi variat între 1 și 180.

Secvențele de multi ecou

Figura 2.7-Generarea imaginilor cu ajutorul secvențelor de multi ecou

Când un impuls de refazare de 180 este aplicat, se va observa că spinii sunt refazați până când ei vor fi în fază din nou. Ce se va întâmpla mai departe este faptul că spinii, încă o dată, vor începe să se defazeze din cauza proprietăților timpului T2. Deci, încă o dată, putem aplica un impuls de refazare de 180 pentru a refaza spinii până când ei vor crea un al doilea ecou. Pentru a eșantiona al doilea ecou, trebuie așezat într-un spațiu k. Când toate liniile ambelor spații k au fost așezate, la sfârșit vor rezulta două imagini diferite. A doua imagine are un contrast diferit, deoarece timpul de ecou este diferit. Prima imagine este numită imagine de densitate protonică, în timp ce a doua imagine este numită imagine T2. Dacă se analizează cele două imagini din Figura 2.7, se observă că cele două diferă prin contrast. Fluidul cerebrospinal din imaginea de densitate protonică este întunecat, în timp ce în imaginea T2 este mai luminos. Acest tip de secvență este numită secvență de impuls spin-ecou cu ecou dublu sau secvență de impuls spin-ecou T2.

Contrastul imaginii

Înainte de a se discuta despre celelalte tehnici de secvențe de impulsuri este bine de a se vorbi despre contrastul imaginii. S-a văzut ca sunt două tipuri de procese de relaxare, T1 și T2, care funcționează în același timp. Contrastul imaginii este deosebit de important pentru aceste procese de relaxare. Un exemplu este dat mai jos:

Contrast T1

Se presupune că s-a scanat cu următorii parametrii: TR 600 și TE 10.

Se permite ca relaxarea T1 să aibă loc pentru 600 de milisecunde și, mult mai important, relaxarea T2 doar pentru 5 milisecunde.

Figura 2.8-Comportamentul materiei cenușii, a fluidului cerebrospinal și a grăsimii atunci când este aplicat un timp T1 de 600ms(A) și un timp T2 de 5 ms(B)

Analizând Figura 2.8A, se poate observa că după 5 ms, are loc cu greu o defazare. Se primește o cantitate mare de semnal de la țesuturi. Contrastul imaginii este, prin urmare, foarte puțin influențat de procesul relaxare.

În Figura 2.8B, se poate observa că după 600 ms nu toate țesuturile s-au supus complet procesului de relaxare T1. Grăsimea este destul de aproape, dar CSF (fluidul cerebrospinal) are un timp lung de parcurs. Așadar, pentru următoarea excitație, vectorul magnetizație netă a spinilor fluidului cerebrospinal, care poate fi întors în planul X-Y, este mic. Aceasta înseamnă că contribuția de la fluidul cerebrospinal asupra întregului semnal va fi, de asemenea mică. Pe scurt, contrastul imaginii va fi dependent de procesul de relaxare T1. În imaginea finală, fluidul cerebrospinal va fi întunecat, grăsimea va fi luminoasă, iar materia cenușie va avea o intensitate undeva între. În acest caz putem spune ca imaginea este ”T1 ponderată”, datorită contrastului care este mult mai dependent de procesele de relaxare T1.

Contrastul T2

Un alt exemplu folosește următorii parametrii: TR 3000 și TE 120. Acum permitem relaxării T2 să aibă loc pentru 60 ms. După cum se poate observa în Figura 2.9, multe dintre țesuturi au fost defazate și nu vor emite prea mult semnal. Doar CSF are încă o coerență de fază rămasă. În acest exemplu, TE este factorul dominant pentru contrastul imaginii.

Figura 2.9- Comportamentul materiei cenușii, a fluidului cerebrospinal și a grăsimii atunci când este aplicat un timp T1 de 3000ms(A) și un timp T2 de 60 ms(B)

Figura 2.9B arată faptul că toate țesuturile sunt supuse complet timpului de relaxare T1. TR lung de 3000 ms nu contribuie prea mult la contrastul imaginii. Cele 3000 de ms sunt necesare pentru a permite fluidului cerebrospinal să se recupereze înainte de următoarea excitație. În imaginea rezultată, fluidul cerebrospinal va fi luminos, în timp ce țesuturile vor avea numeroase nuanțe de gri. În acest caz, putem spune că imaginea este ”T2 ponderată”, datorită faptului că timpul T2 acționează pentru un timp ”lung”.

Contrastul densității protonice

Există și alt timp de contrast al imaginii numit densitate protonică. Se stabilesc parametrii: TR 2000 și TE 10. Din nou procesul de relaxare T2 se va produce pentru 5 ms, ceea ce înseamnă că procesul relaxare T2 va contribui foarte puțin la contrastul imaginii. Cu un timp de repetiție de 2000 ms, magnetizația netă a celor din cele mai multe țesuturi va fi de-a lungul axei Z. Contrastul imaginii în imaginile de densitate protonică nu este dependent nici de relaxarea T2, nici de relaxarea T1. Semnalul pe care îl primim este complet dependent de cantitatea de protoni din țesut: puțin protoni înseamnă semnal slab și imagine întunecată, în timp ce mai mulți protoni produc un semnal puternic și imaginea va fi mai luminoasă. Este important faptul că toate imaginile au un mix de contrast T1 și T2. Acesta depinde doar de cât de mult permitem relaxării T2 să aibă loc. În secvențele de impuls spin-ecou, TR și TE sunt cei mai importanți factori pentru contrastul imaginii. În Figura 2.10 se prezintă exemple variate ale contrastului imaginii: T1 ponderat, densitate protonică, T2 ponderat. Se pot observa diferențe ale intensității semnalului țesuturilor. Fluidul cerebrospinal este întunecat în T1, gri în densitatea protonică și luminos în T2.

Figura 2.10-Exemple ale contrastului imaginii

Utilizarea contrastului

Cu toate aceste tipuri de contrast, ne putem întreba care poate fi folosit în anumite situații. Câteva patologii arată mult mai bine în imaginile de densitate protonică decât în imagine T2, în timp ce altele arată bine în T1.

În general, se poate respecta următoarea regulă:

Figura 2.11-Anatomie

Pentru o delimitare clară a structurilor anatomice ale unei imagini în T1, o secvență de impuls IR este cea mai bună alegere.

Figura 2.12-Patologie

Pentru realizarea unei imagini a unei patologii, cea de densitate protonică sau o imagine T2 oferă cel mai bun contrast. Motivul pentru folosirea acestora este faptul că multe dintre patologii produc apă, care arată luminos pe imaginile T2.

O altă opțiune pentru obținerea unei rezoluții este cea de introducere a unei substanțe de contrast, ca de exemplu Gadoliniu dietilentraminopentacetic(Gd-DTPA). În acest caz, scanarea se va face cu o secvență T1, deoarece Gd-DTPA scurtează timpul de relaxare T1 a țesuturilor și arată, prin urmare, luminos pe imaginea T1.( Gd-DTPA nu se vede în imaginile T2). În practică, aproape mereu, ambele imagini T1(cu și fără substanța de contrast Gd-DTPA) și secvențele T2 sunt scanate în mai multe planuri pentru a asigura o vizualizare optimă a patologiei.

Secvențele de impuls gradient-ecou

Un al doilea grup de secvențe sunt cele de gradient-ecou. Ele diferă de secvențele spin-ecou prin modalitatea de formare a ecoului. O secvență de spin-ecou folosește un impuls de refazare de 180 pentru a refaza spinii, în timp ce secvențele de gradient-ecou folosesc inversarea polarizării gradientului(Figura 2.13).

Figura 2.13-Secvență de gradient-ecou

Selectarea slice-ului cu Gss.

Trimiterea impulsului de excitație.

Codarea fazei.

Comutarea cu Gro. Prima dată polarizarea este negativă, și apoi se schimbă polarizarea în una pozitivă.

Eșantionarea semnalului în timpul lui Gro.

Schimbarea polarizării lui Gro are același efect ca impulsul de RF de 180: refazează spinii. În Figura 2.14-C se poate observa că unii spini se defazează mai repede decât alții. Inversarea gradientului de polarizare inversează viteza spinilor: cei rapizi vor încetini, iar cei lenți vor fi rapizi(Figura 2.14-D). La un anumit moment(Figura 2.14-F) toți spinii sunt în fază din nou. Avantajul este acela că aceasta poate fi făcută mult mai rapid decât atunci când este aplicat impulsul de 180. Aceasta face ca secvența de gradient-ecou să fie mult mai folositoare în scanări pentru a se obține imagini. Dezavantajul acestor secvențe este acela că nu corectează neomogenitățile câmpului magnetic, care se transformă în artefacte și care distorsionează claritatea imaginii rezultate. Unghiul de înclinare a impulsului de excitație(α) poate avea valori în domeniul 1 și 180.

Figura 2.14-Producerea secvenței de impuls gradient-ecou

Figura 2.14 prezintă cum se produce secvența.

Se începe cu un unghi de înclinare α. Depinzând de unghiul α, mai mult sau mai puțină magnetizație este înclinată în planul X-Y.

Spinii sunt defazați.

Ei sunt defazați până când polarizarea lui Gro este schimbată.

Spinii se refazează.

Spinii se refazează și mai mult.

Spinii sunt în fază din nou.

Contrastul imaginii produs în secvența de impuls gradient-ecou este determinat în principal de unghiul de înclinare(FA) și timpul de ecou(TE), așa cum este prezentat în Figura 2.15. Un unghi de înclinare mare și un timp de ecou scurt produc un contrast în T1. Un unghi de înclinare mediu produce un contrast în T2 . Apariția imaginilor gradient-ecou este diferită de cea a imaginilor spin-ecou. Există multe variante a secvenței de gradient-ecou, care fac o tehnică foarte versatilă.

Figura 2.15-Contrastul imaginii produs de densitatea protonică, timpul T1 și timpul T2 determinat de unghiul de înclinare și timpul de repetiție

Capitolul III. Caracteristici ale imaginilor IRM

Formarea imaginii

Pentru a forma o imagine este necesară efectuarea localizării spațiale a semnalelor MR care este, în mod normal, un proces în două etape. Prima dată se selectează să se efectueze un slice al corpului pentru realizarea imaginii. În al doilea rând, un gradient de câmp magnetic este aplicat de-a lungul oricărei combinații a următoarelor direcții X, Y și Z, și în conformitate cu o secvență de imagistică prestabilită se generează o imagine cu o orientare specifică.

Gradienți de câmp magnetic

Pentru a genera o imagine, este necesar măsurarea variațiilor spațiale ale parametrilor de rezonanță magnetică, ca de exemplu: densitatea spinilor sau timpul de relaxare . Aceste variabile nu sunt independente de coordonatele spațiale ale sistemului de spin. Aceste măsurători sunt făcute prin degradarea uniformității câmpului magnetic static astfel încât magnetizația efectuează o mișcare de precesie la diferite frecvențe. Prin urmare, există o variație a frecvenței de rezonanță în jurul probei. Se poate modifica uniformitatea câmpului magnetic prin aplicarea unui gradient de câmp magnetic liniar de-a lungului probei. Pentru a genera o imagine unidimensională, se achiziționează un semnal RMN în prezența unui câmp magnetic care variază în spațiu și care este adăugat câmpului uniform.

Conceptul de spațiul-k

Acesta este un concept important în imagistica de rezonanță magnetică, deoarece permite manipularea în modul în care datele sunt achiziționate și reconstruite pentru vizualizare. Spațiul-k poate fi definit ca fiind o platformă abstractă pe care datele sunt achiziționate, poziționate și apoi transformate în imaginea dorită.

O imagine poate fi numită o ”imagine de sine” când este luată ca o expresie vizuală a propriilor proprietăți, și o ”asemănare” când este luată ca o descriere a altor obiecte sau proprietăți. Imaginile medicale combină proprietățile unui obiect cu cele ale procesului de înregistrare pentru a crea(mai mult sau mai puțin) o asemănare a obiectului real. În imagistica medicală, cuvântul imagine, de obicei, implică un model vizibil al fotonilor luminoși transmiși printr-un film parțial transparent.

Figura 3.1-Contribuțiile clarității imaginii

Scopul imaginilor medicale este de a transmite informații care contribuie la:

1.Detectarea unei boli

2.Identificarea naturii afecțiunii

3.Diagnosticarea afecțiunii

4.Conceperea unui tratament al afecțiunii și monitorizarea ei

Gradul în care imaginea își atinge scopul sau demonstrează că nu există nicio afecțiune, este descris de calitatea imaginii. Calitatea imaginii indică cât de clară este imaginea, prezintă despre capacitatea anatomică și funcțională a pacientului, incluzând modificări ale acestor caracteristici cauzate de vreo afecțiune. Această componentă a calității imaginii se referă la claritatea informațiilor pe imagine. Claritatea imaginii este o măsurătoare și indică cât de bine o informație de interes este redată pe imagine. Claritatea este influențată de patru caracteristici ale imaginii: neclaritatea, contrastul, zgomotul, artefactele. În fiecare imagine, claritatea informației este afectată de aceste proprietăți ale imaginilor și prin modul cum ele interacționează unele cu altele.

Neclaritatea

Fiecare imagine introduce un element de ”blurring”. Blurring-ul este definit ca o neclaritate și este descris în Figura 3.2.

Figura 3.2-Blurring

Neclaritatea este o caracteristică a imaginii. Neclaritatea într-o imagine este o consecință a patru termeni care contribuie la formarea imaginii. Acești factori, considerați componente colective ale neclarității sunt: neclaritatea geometrică , neclaritatea dată de subiect , neclaritatea datorată mișcării și neclaritatea dată de receptor .

Contrastul

Contrastul este a doua majoră caracteristică a unei imagini. Această caracteristică descrie cât de bine se pot diferenția anumite structuri ale unui obiect(pacient). Contrastul este prezentat în Figura 3.3.

Figura 3.3-Imagini RM cu contrast diferit

În imaginile de diagnostic, contrastul unei imagini este produsul interacțiunilor dintre caracteristicile anatomice ale regiunii de interes, ale proprietăților metodei de imagistică și ale eforturilor de a influența atât proprietățile intrinseci ale regiunii.

Contrastul intrinsec

Imaginile de diagnostic prezintă structurile pacientului care se pot distinge într-o imagine, deoarece ele diferă prin compoziție fizică și prin comportament fiziologic. Diferențele se referă la contrastul intrinsec(câteodată numit ”subiect”, ”obiect” sau ”pacient”). Proprietățile fizice ale pacientului care contribuie la contrastul intrinsec sunt densitatea de protoni, timpii de relaxare și fluxul.

Tehnica imagistică

Fiecare aplicație a imaginilor reflectă o alegere a unei tehnici de imagistică specifică și a receptorului printre multe alte alternative care conduc imaginea la cel mai mare potențial pentru a oferi informația dorită. Contrastul imaginii poate fi influențat prin selectarea cu atenție a factorilor tehnici care produc imaginea. Alegerea secvențelor de impulsuri în IRM influențează puternic contrastul în structurile de scanare din imagine. Această influență este prezentată în Figura 3.4, pentru aceeași structură anatomică prezentată prin diferite secvențe de impulsuri. În IRM, proprietățile țesuturilor care contribuie la formarea imaginii și tipurile de secvențe de impulsuri sunt alese pentru a atinge un anumit nivel de contrast de-a lungul țesuturilor.

Pentru a îmbunătăți contrastul, se pot folosi agenți de contrast. Substanța de contrast care se folosește în tehnica de rezonanță magnetică se numește gadoliniu, deoarece are influențe asupra timpilor de relaxare ale țesuturilor.

Figura 3.4-Imagini ale unui creier normal(prima imagine-imagine T1, a doua imagine-imagine T1 cu contrast. A treia imagine- atenuarea fluidului prin recuperare inversată, a patra imagine-densitate de protoni, ultima imagine- imagine T2)

Zgomotul imaginii. Fiecare imagine conține informații care nu sunt folositoare pentru diagnostic. Această informație nu numai că nu este folositoare, ci și interferează cu vizualizarea caracteristicilor imaginii care sunt importante pentru diagnostic. Informația irelevantă este definită ca zgomotul imaginii.

Rezoluția

Imaginile de rezonanță magnetică sunt compuse de o matrice de elemente numite pixeli. Imaginea reprezintă câmpul de vizualizare. Matricea imaginii definește numărul de pixeli care sunt folosiți pentru construcția imaginii care este determinată de numărul frecvenței de codare (128 sau 256 pe axa x) și de numărul fazei de codare(128 sau 256 pe axa y) pentru un anumit câmp de vizualizare(FoV)(Figura 3.5). În plus, câmpul de vizualizare, mărimea matricii utilizată și grosimea secțiunii determină volumul fiecărui pixel. În practică, rezoluția este determinată de mărimea unui pixel( cu cât este mai mic, cu atât rezoluția va fi mai mare), dar raportul semnal-zgomot este un factor limitant dacă pixelul devine prea mic și nu conține protoni suficienți care să producă un semnal măsurabil.

.

Figura 3.5. În imagistica de RM, rezoluția este determinată de mărimea pixelului, care este dependent de numărul de linii pe direcția x și y folosite în matrice și de câmpul de vizualizare(FoV). Mărime pixel=FoV(x)/numărul de linii(x)*FoV(y)/numărul de linii(y)

Mărirea rezoluției cauzează o reducere a raportului semnal zgomot care echilibrează câștigurile în rezoluție. Pentru compensarea reducerii raportului semnal-zgomot, se pot schimba anumiți parametrii ai imaginii, de exemplu: mărirea timpului de repetiție(TR), dar acesta poate reduce contrastul între detaliile de interes ale țesuturilor din jur. Optimizarea imaginii în IRM este o problemă multi-dimensională.

Acest compromis poate fi gândit ca un dreptunghi unde încercăm să mutăm diferiți parametrii în diferite colțuri ale dreptunghiului în diferite direcții, dar zona totală a dreptunghiului trebuie menținută constantă pentru un scaner RM dat(Figura 3.6)

Figura 3.6-Parametrii RM

Semnal versus zgomot

Este bine cunoscut faptul din teoria electromagnetică că un câmp magnetic alternativ va induce un curent pe o bobină expusă câmpului și semnalul rezultat pe bobină este proporțional cu frecvența fluctuației magnetice și numărul de rotiri, N.

(3.1) S(t)=KN(t), unde K=constantă și este vectorul de magnetizare fluctuant.

Dacă inițial se ignoră influența raportului semnal-zgomot ai parametrilor imagistici ale proprietăților de relaxare ale țesuturilor, semnalul pe bobină cu N rotiri este dat ecuația (3.2)

(3.2) S(t)=N(r)exp(-jk(t)r)dr+n(t), unde n(t)=(t)+j(t) este termenul complex al zgomotului și k(t) este funcția traiectoriei spațiului k. Poate fi arătat că o parte din zgomot a semnalului RM estimat dintr-un voxel este dat de:

(3.3) =N/γ

și raportul semnal-zgomot(SNR) este dat de:

(3.4)SNR= , k este constanta lui Boltzmann, T este temperatura în grade Kelvin, este timpul în care se înregistrează semnalul de ecou, R este rezistența bobinei și N este numărul de rotiri al bobinei. Această ultimă ecuație reprezintă raportul semnal-zgomot pentru un singur voxel dar fiecare experiment imagistic constă în mai mulți voxeli și prin urmare mult mai multe experimente. Acum se poate considera că parametrii de secvențe, metodele de achiziție și relaxarea țesuturilor depind de raportul semnal-zgomot.

În final, raportul semnal-zgomot este influențat de tipul de secvență de impuls folosit, de procesele de relaxare ale țesuturilor și de parametrii de secvență.

Semnal versus contrast

Chiar dacă raportul semnal-zgomot este mare, acesta nu poate fi de niciun ajutor dacă contrastul dintre structurile adiacente ale imaginii este mic. Rezultă un raport contrast-zgomot(CNR) care trebuie optimizat. CNR poate fi definit ca în următoarea ecuație 3.5:

(3.5) CNR==, unde S(A,B) este semnalul în punctele A și B, este zgomotul imaginii și SNR(A, B) este raportul semnal-zgomot în punctele A și B. Figura 3.7 arată răspunsul semnalului și raportul contrast-zgomot între două țesuturi(T1=900 ms și 300ms) în funcție de unghiul de înclinare. Se observă că un raport contrast-zgomot optim este obținut la un unghi de înclinare înalt.

Figura 3.7-Reprezentarea grafică a semnalului și a raportului contrast-zgomot în funcție de unghiul de înclinare

Figura 3.7 prezintă nivelul semnalului(S) într-o secvență de gradient-ecou(TR=30ms) pentru două diferite valori ale lui T1 în funcție de unghiul de înclinare. Linia groasă punctată prezintă raportul contrast-zgomot.

În practică, zgomotul într-o imagine RM este estimat ca fiind variația semnalului într-o regiune goală a unei imagini, de exemplu variația aerului, cum este prezentat în Figura 3.8.

Figura 3.8-Variația semnalului într-o regiune goală a unei imagini

Artefactele IRM

Multe dintre diferitele tipuri de artefacte apar pe durata unei imagistici de rezonanță magnetică, unele afectând calitatea diagnosticului, în timp ce altele pot fi confundate cu diferite patologii. Un artefact este trăsătura care apare în imaginea finală, care nu este prezentă pe obiectul original. Artefactele apar din cauza pacientului, procesării semnalului și a aparatului. Este important recunoașterea acestor artefacte și de a avea o înțelegere de bază a originii lor.

Artefacte RM legate de pacient

Artefacte datorate mișcării. Mișcarea este una dintre cele mai frecvente artefacte în imagistica de rezonanță magnetică, cauzând fie imagini fantomă, fie zgomot în direcția de codare a fazei. Cauza care afectează achiziția de date în direcția de codare a fazei este diferența de timp dintre achiziția în frecvență și direcția de codare a fazei. Codarea de frecvență a eșantioanelor pe toate rândurile matricii are loc în timpul unui singur ecou(milisecunde). Codarea de fază a eșantioanelor durează câteva secunde, sau chiar minute. Mișcările periodice cum ar fi: mișcările cardiace, a vaselor de sânge sau pulsațiile fluidului cerebrospinal cauzează imagini fantomă, în timp ce mișcările aperiodice cauzează zgomot imaginii difuze(Figura 3.9). Intensitatea imaginilor fantomă crește odată cu amplitudinea mișcării și cu intensitatea semnalului de la țesuturile care se mișcă. O serie de metode pot fi folosite pentru a reduce artefactele, incluzând imobilizarea pacientului, blocarea cardiacă și respiratorie, incluzând alegerea dimensiunii mică a matricii precum direcția de codare a fazei, metode de înregistrare a fazei pentru a muta artefactul în afara câmpului de interes.

Figura 3.9- Artefact datorat mișcării

Fluxul se poate manifesta fie ca un semnal intravascular modificat(îmbunătățirea fluxului sau pierderi de semnal legate de flux), fie fluxuri legate de artefacte( imagini fantomă sau înregistrarea incorectă a spațiului). Îmbunătățirea fluxului este cauzată de protonii total magnetizați care intră pe o secțiune de imagine, în timp ce protonii staționari nu-și dobândesc întreaga lor magnetizare. Protonii magnetizați complet conduc la un semnal înalt în comparație cu cei din jur.

Artefacte datorate metalelor. Artefactele datorate metalelor apar la interfețele țesuturilor cu diferite susceptibilități magnetice, care cauzează un câmp magnetic local care afectează câmpul magnetic extern. Această distorsiune schimbă frecvența de precesie în țesuturi care conduce la o pierdere de informație. Gradul de distorsiune depinde de tipul de metal(oțelul inoxidabil produce o mai mare distorsiune decât aliajul de titan), de tipul de interfață(cea mai dură este la interfața metal-țesut moale), secvențele de impuls și de parametrii imaginii. Artefactele datorate metalelor sunt cauzate de materialele feromagnetice externe cum ar fi cobaltul, sau materiale feromagnetice interne cum ar fi clipsurile chirurgicale sau alte dispozitive ortopedice. Manifestarea acestor artefacte este variabilă cum ar fi: pierderea semnalelor, semnal înalt periferic și distorsiuni ale imaginilor(Figura 3.10 și Figura 3.11).

Figura 3.10 -Artefact datorat metalelor Figura 3.11- Artefact datorat metalelor

Reducerea acestor artefacte poate fi făcută prin orientarea de-a lungul axei lungi a unui implant sau a unui dispozitiv paralel cu axa lungă a câmpului magnetic extern.

Procesarea semnalului-dependența artefactelor

Modul în care datele sunt eșantionate, procesate și interpretate într-o imagine pot manifesta artefacte. Schimbările chimice ale artefactelor au loc la interfața grăsime/apă în codarea de fază sau în direcțiile de selectare a secțiunii(Figura 3.12).

Figura 3.12-Artefact cauzat de deplasarea chimică. Figura prezintă dungi strălucitoare și întunecate de-a lungul rinichilor într-o secvență de gradient-ecou în opoziție de fază.

Aceste artefacte apar datorită diferențelor de rezonanță ale protonilor ca un rezultat al micromagnetismului. Protonii din grăsime rezonează la o frecvență puțin mai joasă decât protonii din apă. Magneții puternici din câmpul puternic sunt susceptibili la aceste tipuri de artefacte. Determinarea artefactelor se poate face prin schimbarea codării de frecvență și a fazei și examinarea rezultatului.

Artefacte legate de raportul semnal-zgomot

Câteva tipuri de artefacte apar atunci când se îmbunătățește raportul semnal-zgomot. În acest caz, aceste artefacte au o intensitate mică. Un exemplu tipic îl reprezintă artefactele Gibbs(Figura 3.13). Aceste artefacte sunt vizibile la un câmp magnetic puternic(3 Tesla). Acest artefact poate fi redus prin îmbunătățirea rezoluției spațiale sau prin aplicarea unor filtre reconstructive.

Figura 3.13-Artefacte Gibbs

Artefacte datorate obiectelor străine

Majoritatea țesuturilor sunt diamagnetice și resping câmpurile magnetice. Dacă obiectele paramagnetice sau feromagnetice, care atrag câmpurile magnetice, sunt prezente în țesuturi, ele vor deforma câmpul magnetic(Figura 3.14).

Figura 3.14-Artefact cauzat de prezența unui obiect metalic în câmpul de vizualizare

De exemplu, un obiect feromagnetic produce un câmp magnetic local până la 100 de ori mai mare decât câmpul static al magnetului din apropiere. Această deformare a câmpului magnetic creează o regiune întunecată înconjurată de o margine albă. Extinderea acestei deformări depinde de mărimea și compoziția obiectului. Câteva exemple de obiecte străine care produc artefacte de susceptibilitate sunt capsulele chirurgicale și protezele.

Capitolul IV. Aplicație practică

Dezvoltarea tehnologiei RMN permite, astăzi, realizarea de imagini detaliate ale țesutului moale din organismul uman.

În acest capitol se descrie procedura de control și de asigurare a calității aparatului de rezonanță magnetică Aperto, produs de Hitachi Medical Corporation. Echipamentul a fost proiectat și fabricat cu o analiză atentă asupra siguranței operatorului, pacientului și fiabilității echipamentului.

Antenele sunt folosite pentru imagistica de rezonanță magnetică. Antenele sunt folosite pe întregul corp cu scopul diagnosticării acoperind sistemul central nervos și cel ortopedic. Deoarece aceste antene nu sunt rezistente la apă, ele nu trebuie folosite în jurul oricărui recipient cu apă. În plus, antenele nu sunt rezistente la niciun tip de explozie, ele nu se folosesc în preajma substanțelor inflamabile.

Condiții de mediu

Pentru o operare sigură și corectă a acestor antene, trebuie respectate anumite valori a temperaturii și a umidității mediului în camera de scanare. În următorul tabel sunt prezentate valorile acestora.

Tabel 4.1

Specificații ale antenelor

Tabel 4.2

Figura 4.1 Figura 4.2

Figura 4.3 Figura 4.4

Figura 4.5 Figura 4.6

Asigurarea și controlul calității

Procedurile de asigurare a calității trebuie efectuate la instalarea sistemului și după orice întreținere preventivă sau orice procedură majoră de service. În plus, procedurile de asigurare a calității trebuie repetate la intervale regulate pentru a menține o funcționare fiabilă a sistemului si pentru a asigura o calitate a imaginii optime.

Raportul semnal-zogmot(S/N)

Verficarea raportului semnal-zgomot atunci când antena de cap este folosită

Pentru verificarea calității imaginii se verifică raportul semnal-zgomot. Efectuarea acestei proceduri este descrisă în cele ce urmează.

Antena folosită pentru verificarea raportului S/Z a fost prezentată în Figura 4.1. Cu ajutorul fantomelor se verifică calitatea imaginii. Fantomul folosit pentru aceasta este prezentat în următoarea Figură:

Figura 4.7

Conținut fantom:Ni, concentrație NaCl(Ni: 18mmol/l; NaCl: 0,1w/v%)

Plasarea fantomului pentru obținerea imaginii prin rezonanță magnetică este prezentată în următoarea imagine:

Figura 4.8

Temperatura fantomului se citește de pe termometrul atașat pe fantom, aceasta fiind de 22. Pentru poziționarea corectă trebuie ca marcajul de lumină definit prin localizatorul de lumină să coincidă cu marcajul de secțiune de pe antenă. Se apasă butonul SET pentru a fixa fantomul în centrul câmpului magnetic.

Înainte de începerea scanării de fixează anumiți parametrii de scanare:

Basic group

Slice plane :TRS Multi Echo :1

Sequence : 2D SE Angle :1

FOV :260 mm Thickness :5mm

TR :500 Interval :50mm

FA :90 Dual slice :Off

Multi slice :1 Freq :256

Phase :128 Half Scan :Off

NSA :1

Technique group

S.Presat :Off Half Echo :Off

Rephase :Off Bandwidht:7,2

Phase Dir. :A-P MTC :Off

AMI :25

Matrix group. Gating group. Dynamic group. Filter group

Rect.FOV :Off Dynamic Scan :Off

Anti.aliasing :Off Trancation :Off

Reconmatrix :Auto T2 Correction :Off

Gating :Off Shading :Off

Cont.Agent :Off Breth-hold :Off

Dupa fixarea valorilor parametrilor prezentate mai sus se începe procedura de colectare a imaginilor. Se obțin imagini ca în urmatoarele figure:

Figura 4.9 Figura 4.10

Figura 4.11 Figura 4.12

Un raport al semnalului-zgomot este calculat și este afișat pe ecran sub forma de: SNR=00.0

Raportul semnal-zgomot în acest caz este de 123.0, după cum este afișat și în imaginea următoare:

Figura 4.13

Se determină valoarea de referință a raportului semnal-zgomot din următorul grafic standard:

Grafic 4.1

Valoarea raportului semnal-zgomot la efectuarea controlului calității de 123.0, coincide cu cea din graficul 4.1.

Concluzie. Antena pentru cap este în bune condiții de folosire pe pacient.

Verficarea raportului semnal-zgomot atunci când antena pentru corp este folosită

Pentru verificarea calității imaginii se verifică raportul semnal-zgomot. Efectuarea acestei proceduri este descrisă în cele ce urmează.

Antena folosită pentru verificarea raportului semnal-zgomot a fost prezentată în Figura 4.2 și 4.3. Cu ajutorul fantomelor se verifică calitatea imaginii. Fantomul folosit pentru aceasta este prezentat în următoarea Figură:

Figura 4.14

Conținut fantom:Ni, concentrație NaCl(Ni: 18mmol/l; NaCl: 0,5w/v%)

Plasarea fantomului pentru obținerea imaginii prin rezonanță magnetică este prezentată în următoarea imagine:

Figura 4.15

Temperatura fantomului se citește de pe termometrul atașat pe fantom, aceasta fiind de 22. Pentru poziționarea corectă trebuie ca marcajul de lumină definit prin localizatorul de lumină să coincidă cu marcajul de secțiune de pe antenă. Se apasă butonul SET pentru a fixa fantomul în centrul câmpului magnetic.

Înainte de începerea scanării de fixează anumiți parametrii de scanare:

Basic group

Slice plane :TRS Multi Echo :1

Sequence : 2D SE Angle :1

FOV :320 mm Thickness :5mm

TR :500 Interval :50mm

FA :90 Dual slice :Off

Multi slice :1 Freq :256

Phase :128 Half Scan :Off

NSA :1

Technique group

S.Presat :Off Half Echo :Off

Rephase :Off Bandwidht:7,2

Phase Dir. :A-P MTC :Off

AMI :25

Matrix group. Gating group. Dynamic group. Filter group

Rect.FOV :Off Dynamic Scan :Off

Anti.aliasing :Off Trancation :Off

Reconmatrix :Auto T2 Correction :Off

Gating :Off Shading :Off

Cont.Agent :Off Breth-hold :Off

Dupa fixarea valorilor parametrilor prezentate mai sus se începe procedura de colectarea a imaginilor. Se obțin imagini ca în urmatoarele figure:

Figura 4.16 Figura 4.18

Figura 4.19

Un raport al semnalului-zgomot este calculat și este afișat pe ecran sub forma de: SNR=00.0

Raportul semnal-zgomot în acest caz este de 51,6, după cum este afișat și în imaginea următoare:

Figura 4.19

Se determină valoarea de referință a raportului semnal-zgomot din următorul grafic standard:

Grafic 4.2

Valoarea raportului semnal-zgomot la efectuarea controlului calității de , coincide cu cea din graficul 4.2.

Concluzie. Antena pentru cap este în bune condiții de folosire pe pacient.

Verficarea raportului semnal-zgomot atunci când antena pentru genunchi este folosită

Pentru verificarea calității imaginii se verifică raportul semnal-zgomot. Efectuarea acestei proceduri este descrisă în cele ce urmează.

Antena folosită pentru verificarea raportului semnal-zgomot a fost prezentată în Figura 4.6 . Cu ajutorul fantomelor se verifică calitatea imaginii. Fantomul folosit pentru aceasta este prezentat în următoarea figură:

Figura 4.20

Conținut fantom:Ni, concentrație NaCl(Ni: 18mmol/l; NaCl: 0,7w/v%)

Plasarea fantomului pentru obținerea imaginii prin rezonanță magnetică este prezentată în următoarea imagine:

Figura 4.21

Temperatura fantomului se citește de pe termometrul atașat pe fantom, aceasta fiind de 22. Pentru poziționarea corectă trebuie ca marcajul de lumină definit prin localizatorul de lumină să coincidă cu marcajul de secțiune de pe antenă. Se apasă butonul SET pentru a fixa fantomul în centrul câmpului magnetic.

Înainte de începerea scanării de fixează anumiți parametrii de scanare:

Basic group

Slice plane :TRS Multi Echo :1

Sequence : 2D SE Angle :1

FOV :260 mm Thickness :5mm

TR :500 Interval :50mm

FA :90 Dual slice :Off

Multi slice :1 Freq :256

Phase :128 Half Scan :Off

NSA :1

Technique group

S.Presat :Off Half Echo :Off

Rephase :Off Bandwidht:7,2

Phase Dir. :A-P MTC :Off

AMI :25

Matrix group. Gating group. Dynamic group. Filter group

Rect.FOV :Off Dynamic Scan :Off

Anti.aliasing :Off Trancation :Off

Reconmatrix :Auto T2 Correction :Off

Gating :Off Shading :Off

Cont.Agent :Off Breth-hold :Off

Dupa fixarea valorilor parametrilor prezentate mai sus se începe procedura de colectarea a imaginilor. Se obțin imagini ca în următoarele figure:

Figura 4.22

Figura 4.23 Figura 4.24

Un raport al semnalului-zgomot este calculat și este afișat pe ecran sub forma de: SNR=00.0

Raportul semnal-zgomot în acest caz este de 210.9, după cum este afișat și în imaginea următoare:

Figura 4.25

Se determină valoarea de referință a raportului semnal-zgomot din următorul grafic standard:

Grafic 4.3

Verficarea raportului semnal-zgomot atunci când antena pentru încheieturi este folosită

Pentru verificarea calității imaginii se verifică raportul semnal-zgomot. Efectuarea acestei proceduri este descrisă în cele ce urmează.

Antena folosită pentru verificarea raportului semnal-zgomot a fost prezentată în Figura 4.5 . Cu ajutorul fantomelor se verifică calitatea imaginii. Fantomul folosit pentru aceasta este prezentat în următoarea figură:

Figura 4.26

Conținut fantom:Ni, 6 concentrație NaCl(Ni, 6: 18mmol/l; NaCl: 0,1w/v%)

Plasarea fantomului pentru obținerea imaginii prin rezonanță magnetică este prezentată în următoarea imagine:

Figura 4.27

Temperatura fantomului se citește de pe termometrul atașat pe fantom, aceasta fiind de 22. Pentru poziționarea corectă trebuie ca marcajul de lumină definit prin localizatorul de lumină să coincidă cu marcajul de secțiune de pe antenă. Se apasă butonul SET pentru a fixa fantomul în centrul câmpului magnetic.

Înainte de începerea scanării de fixează anumiți parametrii de scanare:

Basic group

Slice plane :TRS Multi Echo :1

Sequence : 2D SE Angle :1

FOV :180 mm Thickness :5mm

TR :500 Interval :50mm

FA :90 Dual slice :Off

Multi slice :1 Freq :256

Phase :128 Half Scan :Off

NSA :1

Technique group

S.Presat :Off Half Echo :Off

Rephase :Off Bandwidht:7.2

Phase Dir. :A-P MTC :Off

AMI :25

Matrix group. Gating group. Dynamic group. Filter group

Rect.FOV :Off Dynamic Scan :Off

Anti.aliasing :Off Trancation :Off

Reconmatrix :Auto T2 Correction :Off

Gating :Off Shading :Off

Cont.Agent :Off Breth-hold :Off

Dupa fixarea valorilor parametrilor prezentate mai sus se începe procedura de colectarea a imaginilor. Se obțin imagini ca în următoarele figure:

Figura 4.28

Figura 4.29 Figura 4.30

Un raport al semnalului-zgomot este calculat și este afișat pe ecran sub forma de: SNR=00.0

Raportul semnal-zgomot în acest caz este de 114.5, după cum este afișat și în imaginea următoare:

Figura 4.31

Se determină valoarea de referință a raportului semnal-zgomot din următorul grafic standard:

Grafic 4.4