host info
26. 5. 2017 / 20:44:30
prohlížeč: neznámý prohlížeč
system: neznámý
ip: 54.198.28.190
Zobrazování pomocí MR (MRI)

Zobrazování pomocí MR (MRI)

Základní pulsní sekvence a kontrasty v MRI

Kódování pozice

ZOBRAZOVACÍ TECHNIKA EPI




Základní pulsní sekvence a kontrasty v MRI

Hlavním cílem MR zobrazování je vytvořit snímek s kontrastem mezi jednotlivými typy tkání. Jas v obrázku ovlivňuje mnoho faktorů. Mezi základní 3 patří:

  • T1 relaxace
  • T2 relaxace, resp T2*relaxace
  • PD (proton density) – protonová hustota

Vhodným uspořádáním pulsní sekvence lze dosáhnout požadovaného kontrastu (T1-váhovaný obrázek, T2-váhovaný obrázek, PD-váhovaný obrázek). Kontrasty snímků vycházející z variability relaxačních časů různých tkání se realizují změnou způsobu, jak excitujeme spiny a následně pozorujeme jejich signál, tedy změnou parametrů pulsní sekvence. Zmíníme zde 3 hlavní parametry pulsní sekvence, které vedou ke změně kontrastu. Prvním je energie použitá na radiofrekvenční excitační puls, která se vyjadřuje jako sklápěcí úhel (vyjadřuje sklopení vektoru tkáňové magnetizace). Čím více energie vyzáříme do vzorku tkáně, tím více času je třeba pro plnou relaxaci. Druhý parametr je čas TR. Udává dobu po níž opakovaně aplikujeme jednotlivé excitační pulsy. S kratším časem TR je i méně času k T1 relaxaci. Posledním parametrem je čas mezi excitačním pulsem a detekcí rezonančního signálu, který označujeme jako TE. Při delším času TE budou jádra s kratším časem T2 přispívat k měřenému signálu méně.

T1, T2 a PD váhovaný obrázek

SATURATION – RECOVERY TECHNIQUE (SR)

Skládá se ze série 90° RF impulsů. Po prvním RF se sklopí vektor magnetizace do roviny xy a tkáň začíná relaxovat, tzn., že mimo jiné roste exponenciálně s časem T1 magnetizace v ose z. Jelikož různé tkáně mají různou hodnotu T1, bude „rychlost“ podélné relaxace v různých tkáních rozdílná. Přijde – li ve vhodný okamžik další 90° RF puls, bude z-ová složka magnetizace a tím i amplituda FID signálu po jejím překlopení do roviny xy různá v rozdílných tkáních.
Optimálního kontrastu (podle toho, které tkáně chceme zobrazovat) lze nastavit vhodnou velikostí času TR.

Kontrast při SR technice SR technika

SPIN - ECHOES TECHNIQUE (SE)

Skládá se z 90° RF impulsu a jednoho nebo několika následujících 180° impulsů. Po 90° RF impulsu je vektor magnetizace překlopený do roviny xy a začíná se projevovat T2 relaxace, tj. některé protony precedují s nepatrně vyššími a některé s menšími frekvencemi. Dochází k rozfázování. Následuje – li ale tzv. refokuzační 180° RF impuls, který překlopí jednotlivé spiny v rovině xy o 180°, spiny se opět sfázují a v přijímací cívce je detekován ECHO signál, jehož amplituda je závislá na T2 tkáně (T2* se neuplatní – vliv nehomogenity B0 při rozfázování se vyruší pří sfázování).

SE technika

Kontrast v obrázku lze nastavit pomocí času TR a TE (echo time). Bude-li TR >> T1 pak bude obrázek T2-váhovaný. Bude-li TR srovnatelný s T1, bude obrázek při malých TE T1-váhovaný, při větších TE T2-váhovaný.

Kontrast při SE technice

INVERSION - RECOVERY TECHNIQUE (IR)

Je tvořen sekvencí 180° a 90° RF impulsu. První 180° RF puls překlopí vektor magnetizace o 180°, tzn., že bude směřovat do záporné osy z (změní směr, nezmění velikost). Poté se začne uplatňovat relaxace T1 a magnetizace se vrací do rovnovážného stavu, což se projeví exponenciální růstem vektoru Mz ze záporných do kladných hodnot. V čase TI (inversion time) následuje 90°RF impuls, který překlopí vektor magnetizace do roviny xy. V přijímací cívce je detekován FID signál, jehož amplituda závisí na T1 relaxačním čase zobrazované tkáně.

IR technika

Kontrast v obrázku lze nastavit pomocí času TI. Potenciálně lze dosáhnout 2x většího kontrastu než při SR metodě.

GRADIENT - ECHO TECHNIQUE (GE)

Tato sekvence začíná 90°RF pulsem, který sklopí vektor magnetizace do roviny xy. K vyvolání echa je zde ale narozdíl od SE techniky použit gradient mag. pole místo dalšího pulsu. Je-li k mag. poli B0 přidáno gradientní mag. pole, budou sousedící protony precedovat s mírně odlišnou Larmorovou frekvencí. To způsobí rozfázování jednotlivých spinů. Následuje gradient s opačným znaménkem, který znovu sfázuje jednotlivé spiny a tím vyvolá echo. Narozdíl od SE techniky pokles amplitudy echo signálu proti amplitudě FID signálu je závislý na relaxačním čase T2* a obrázek tedy bude T2*-váhovaný.

GE technika

Tato technika pracuje s menšími časy TE než SE a pro excitaci se využívá menších úhlů (tzv. flip angle < 90°), což vede k možnosti menších časů TR => jedná se o velmi rychlou zobrazovací techniku, která slouží jako základ pro zobrazovací techniky používané v současnosti.




Kódování pozice

Aplikací sekvencí tak, jak jsou uvedeny výše, bychom dostali FID, resp. ECHO signál z celého excitovaného objemu. Pro vytvoření 2D (popř. 3D) obrázků reprezentujících prostorovou distribuci požadovaného parametru tkáně je třeba nějakým způsobem kódovat pozici. K tomu se využívá závislosti Larmorovy frekvence na magnetické indukci B, kterou lze prostorově modulovat přidáním gradientních mag. polí v osách x,y a z.

VÝBĚR TOMOROVINY, GRADIENT V OSE Z

Přidáním gradientu Gz magnetického pole ve směru osy z bude velikost magnetického pole dána:
závislost velikosti mag. pole na souřadnici z
potom Larmorova frekvence
závislost velikosti Larmorovy frekvence na souřadnici z
princip kódování z-ové souřadnice

Aplikací RF pulsu, který by obsahoval pouze jednu frekvenci (teoreticky nemožné) by byla excitována vrstva o nulové tloušťce na pozici

Vrstva o tloušťce
Dz bude tedy aktivována, pokud RF puls bude obsahovat frekvence v rozmezí

rozprostřené kolem frekvence f1, jež udává polohu vrstvy.

FREKVENČNÍ A FÁZOVÉ KÓDOVÁNÍ, GRADIENTY V OSÁCH  X,Y

Pro zakódování pozice v excitované rovině se využívá frekvenční a fázové kódování.



Frekvenční kódování se obvykle provádí v ose x aplikací gradientu mag. pole Gx při snímání ECHO signálu. Působením gradientu budou jednotlivé spiny precedovat s mírně odlišnými frekvencemi v závislosti na ose x. Echo signál tak bude tvořen součtem harmonických signálů různých frekvencí, jejichž amplitudy budou odpovídat „sumaci“ signálu od pixelů jednotlivých sloupců.

princip kódování x-ové souřadnice

Aplikace gradientu v ose y těsně po excitačním RF pulsu způsobí rozfázování jednotlivých spinů podél osy y. Sumační signál z daného sloupce tak bude váhován harmonickým signálem, jehož frekvence bude závislá na velikosti gradientu Gy.

princip kódování y-ové souřadnice

Získaný ECHO signál tedy nese informaci o jednom řádku k-prostoru (spektrum prostorových frekvencí snímané scény). Od k-prostoru se lze k obrázku dostat inverzní 2D Fourierovou transformací.

Fourrierova transformace

Zvláštností k-prostoru je jeho středová souměrnost. Této vlastnosti je využito u některých rychlých zobrazovacích technik tak, že je nasbírána jen část obrazových dat a zbytek je dopočítán. Větší rychlost zobrazování je však doprovázena větším obsahem šumu a artefaktů ve výsledném obrázku.


Zobrazovací technika EPI

Nejčastěji využívanou technikou snímání BOLD fMRI dat je EPI (echo-planar imaging). Jedná se o velmi rychlou sekvenci (doba skenu se pohybuje od 2 do 5s) odvozenou od GE techniky, která produkuje T2*-váhované obrázky a je tedy vhodná pro zobrazování BOLD efektu. Na obrázcích je znázorněn způsob plnění k-roviny a příslušná pulsní sekvence.

EPI sekvence

fMRI TEAM Brno ..... copyright© Zdeny 2004 Mailto: webadmin last mod: 11. 1. 2008 /15:39:53 jazyk-cz nahoru jazyk-cz domů