(MR) Manyetik Rezonans

Transkript

16.03.2014
Manyetik Rezonans (MR)
MR Tarihçesi
 MR görüntüleme yumuşak doku kontrast çözümleme gücü
en yüksek olan radyolojik görüntüleme yöntemidir.
 Bu nedenle başta sinir sistemi olmak üzere, vücuttaki tüm
yumuşak dokuların incelenmesinde kullanılan, hastanın
iyonize radyasyona maruz kalmadığı bir görüntüleme
tekniğidir.
 Fizik prensipleri ilk uygulamasından çok önce ortaya
konulmaya başlanmıştır.
MR Tarihçesi
 1924 yılında Pauli, bazı atomik çekirdeklerin spin ve
magnetik moment özellikleri‐ ne sahip olduklarını ve bu
nedenle de bir magnetik alanın etkisinde bırakıldıkla‐ rında
enerji seviyelerine ayrılacakları açıkladı.
 1946: Bloch ve Purcell, kuvvetli bir magnetik alandaki
çekirdeklerin, magnetik alanın tesiriyle enerji seviyelerine
ayrılarak elektromagnetik ışın absorbladıklarını kanıtladılar.
 1952: Bloch ve Purcell (fizikçi) Nobel ödülünü paylaştılar.
 1966: Ernst ve Anderson, NMR’a Fourier Transform tekniğini
uyguladılar.
1
16.03.2014
MR Tarihçesi
 1960 sonları: Waugh. Ve arkadaşları katı hal NMR çalışmaları
sonucunda NMR görüntü yöntemini geliştirdiler.
 1973: Lauterbur tarafından 2D görüntü alındı.
 1980: Hawkens MR’ın multiplanar görüntüleme özelliğini
ortaya çıkarmış ve ilk lezyon görüntülemesini yapmıştır.
MR Tarihçesi
 MR, BT gibi bir kesit görüntüleme yöntemidir. Görüntüler,
BT’de olduğu gibi dijitalize edilmiş değerlerden, görüntü
işleme yöntemleri ile oluşturulur. Dijital olan bu görüntüler,
bilgisayar teknolojisinden yararlanılarak işlenir ve üç boyutlu
görüntüler yapılabilir. MR yönteminin önemli bir avantajı
hastanın pozisyonunu değiştirmeden her düzlemde görüntü
alabilmesidir.
 MR’nin kullandığı enerji radyo dalgalarıdır. Radyofrekans (RF)
olarak isimlendirilen bu enerji, elektromanyetik spektrum
içerisinde yer alır. Veri kaynağı hücre sıvısı ve lipidler
içerisindeki hidrojen çekirdeğidir (protonlar).
2
16.03.2014
Özet MR görüntüsünün elde edilişi şu şekilde özetlenebilir:
 Normalde vücudumuz RF enerjisine duyarsızdır. Önce veri
kaynağımız olan protonların RF enerjisi ile uyarılır hale
getirilmesi gerekir. Bunun için hasta çok güçlü bir manyetik
alan içerisine yerleştirilir. Bu manyetik etkiyle protonlar
manyetik alana uygun şekilde dizilir ve uyarılmaya hazır hale
gelirler.
 Kesit alınacak bölgeye RF enerjisi gönderilir. Protonlar bu
enerjiyi alır ve enerjinin miktarına göre konumlarından
saparlar
 RF enerjisi kesilir. Protonlar eski konumlarına dönerler. Bu
dönüş sürecinde aldıkları enerjiyi bir sinyal şeklinde yayarlar.
Güçlü manyetik alan marifetiyle
 Protonlar, sinyal alan ve yayan antenler gibi davranırlar. MR
görüntüleri işte bu sinyallerden oluşturulur.
Özet  MR görüntülerindeki gri tonların anlamı inceleme
protokolüne göre değişir. Ancak beyaz‐açık tonlar artmış
sinyal alanlarını, koyu‐siyah tonlar ise sinyalin az olduğu veya
olmadığı alanları gösterir.
 Radyolojik yöntemler içerisinde yumuşak dokuyu en ayrıntılı
olarak gösteren yöntem MR’dir. Akımı doğrudan
görüntüleyebilmesi nedeniyle kontrast madde vermeden
anjiografik görüntüler elde edilebilir.
3
16.03.2014
Temel Fizik Prensipler
Atom çekirdeğinin temel yapıları olan proton ve nötronlar kendi
aksları etrafında dönerler. Buna spin hareketi adı verilir.
Bu özellikleri nedeniyle protonlar manyetik bir çubuk gibi
davranırlar ve çevrelerinde doğal olarak bir manyetik alan
meydana gelir.
Hidrojen atomu, çekirdeğinin tek protondan ibaret olması
nedeniyle güçlü manyetik alana sahiptir. İnsan vücudunda bol
miktarda bulunan bu çekirdek sinyal kaynağı olarak idealdir.
Protonlar, dokularda normalde birbirinin etkisini ortadan
kaldıracak şekilde rastlantısal olarak dizilirler. Bu nedenle
vücudun manyetizasyonu sıfırdır .
Spinler ve manyetik alan içersindeki konumları
4
16.03.2014
İncelenecek vücut kesimi güçlü bir
manyetik alan içerisine konduğunda, bu
protonlar küçük demir çubukların
manyetik alanda davrandıkları gibi,
manyetik alan vektörüne paralel konuma
geçerler. Ancak bu paralellik hareketsiz
bir duruş değil, manyetik alan vektörü
çevresinde topaç gibi bir dönüşle
birliktedir. Bu dönüşe de presesyon adı
verilir. Protonların presesyonlarının
frekansı, manyetik alanın gücü ile doğru
orantılıdır.
Manyetik alan içersindeki
spinlerin presesyon hareketleri Bo: Manyetik alanın yönü (vektörü), S: Spin hareketi , P: Presesyon hareketi
Presesyon, manyetik rezonans olayının temelidir. Protonları
etkileyebilmek için önce onları manyetik alan içerisine koyarak
presesyon yaptırmak gerekir. Ancak bu durumdaki protonlar
dışarıdan gönderilecek presesyon frekansındaki bir radyo
dalgasıyla (RF) rezonansa girebilirler.
Radyo dalgası ile uyarılan bu protonlar manyetik alan vektörüne
paralel olan konumlarından saparak vektörle bir açı yaparlar.
Radyofrekans (RF) kesildiğinde ise presesyon yaparak eski
konumlarına dönerler. Bu presesyon hareketinin ürettiği
alternatif akım görüntülemede kullandığımız MR sinyalidir (Şekil
10).
5
16.03.2014
Bu presesyon hareketinin ürettiği alternatif akım görüntülemede
kullandığımız MR sinyalidir.
Manyetik alan içersine konan dokuda M0 konumundaki spinler uygun RF pulsu ile
Mxy konumuna yatırılır (a). Puls kesildikten sonra M0 konumlarına, aynı şekilde
presesyon yaparak dönerler. Bu sırada meydana gelen alternatif akım görüntü (b)
Homojen bir manyetik alanda
su içeren bir fantomu RF
bobininin içine koyalım. Bu RF
bobinini bir anahtar yardımıyla
alıcı ve verici bir sisteme
bağlayalım. RF bobini ile
sarılmış fantomu, simetri ekseni
manyetik alan çizgilerine dik
olacak
şekilde
homojen
manyetik
alan
içine
yerleştirelim.
MR sinyalinin elde edilmesi
6
16.03.2014
Su içeren fantomu çevreleyen
RF
bobinine,
1
Tesla
büyüklüğündeki manyetik alan
içinde verici tarafından, 42.577
MHz’lik frekansa sahip bir sinyal
gönderilirse, ve RF bobini
hemen
alıcı
konumuna
getirilirse, RF sinyalinin üstel
işlev şeklinde azaldığı görülür.
Bu azalan sinyal NMR sinyali
olarak tanımlanmıştır.
MR sinyalinin elde edilmesi
Su için, 1 Tesla büyüklüğündeki manyetik alanda, NMR sinyali
sadece gönderme frekansında gözlenebilir. Bu frekans rezonans
frekansı olarak tanımlanmıştır.
B = 1 Tesla → f = 42.577 MHz
B = 2 Tesla → f = 85.154 MHz
Sonuç olarak rezonans frekansının manyetik alanın şiddeti ile
doğru orantılı olduğu görülmektedir.
f ≈ B (7.1)
Aynı deneyi farklı materyaller içeren fantomlarla yaptığımızda,
Her materyalin NMR sinyali üretmediği,Farklı materyallerin aynı
manyetik alan şiddeti altında, farklı rezonans frekanslarına sahip
olduklarını görürüz.
7
16.03.2014
İnsan vücudunu oluşturan en küçük parçacıkların yani atomların bir
çoğunun manyetik özelliği bulunmaktadır.
Atomlar bir ya da daha çok elektronla sarılmış bir çekirdekten oluşur.
Çekirdek ise bir ya da daha çok sayıda pozitif yüklü protonlar ile
nötron olarak tanımlanan yüksüz parçacıklardan oluşmaktadır.
Hidrojen atomunun çekirdeği sadece pozitif yüklü tek bir protondan
oluşmaktadır. Manyetik rezonans için hidrojen atomunun
üstünlükleri:
a.insan vücudunda bulunan en yaygın element olması,
b.manyetik rezonansa en duyarlı element olması olarak sıralanabilir.
Bu özelliğinden dolayı, hidrojen protonları NMR görüntüleme
tekniğinde kullanılmaktadır.
Proton, nötron ve elektronlar dönü olarak bilinen önemli bir özelliğe
sahiptirler (Spin=dönü= kendi ekseni etrafında dönme). Kendi ekseni
etrafında dönen her parçacık manyetik özelliğe sahiptir. Dönen
partiküller elektriksel yüke de sahiptir. Hareket halindeki yükler
elektrik akımı olarak tanımlanır. Zamanla değişen elektrik alanı,
zamanla değişen bir manyetik alan yaratır. Tersi durum da geçerlidir.
Elektromanyetik ışımaya bakarak elektrik ve manyetik alan
vektörlerinin salınım yüzeylerinin birbirlerine dik olduklarını
söyleyebiliriz. NMR deneyinde sadece manyetik alan vektörü (B1),
incelenecek cisimle etkileşim halindedir
8
16.03.2014
Temel Fizik Prensipler ‐ Elektromanyetik spektrum Işıma enerjisi frekansla doğru orantılıdır.
E=h.f
(7.2)
Burada E enerjiyi, h Planck sabitini, f ise frekansı tanımlamaktadır.
Elektrik alan, iletken bir ortamda akım akmasına neden olur. Bu ise
iletkenin etrafında bir manyetik alanın oluşmasını sağlar. Düz bir
iletkende, iletkenin etrafında manyetik alan çizgileri dairesel bir şekil
oluşturur. Şayet, iletken bir bobin şeklinde ise bobinin toplam
manyetik alanı her bir iletkenin manyetik alan çizgilerinin toplamına
eşittir. İçeride ise alan çizgileri paraleldir. Manyetik bir etkinin
olmadığı uzayda, ideal bir bobin içinde, homojen bir manyetik alan
oluşacaktır.
Manyetik alanı ölçmede Tesla (T), birim olarak kulanılır:
1 Tesla = 10.000 Gauss
Mukayese açısından, dünyanın doğal manyetik alanı yaklaşık olarak
0.5 Gauss değerindedir.
9
16.03.2014
Her materyal atomlardan oluşur. Aynı ya da farklı atomlar molekülleri
meydana getirirler. İnsan vücudunun yaklaşık olarak %60'ı sudan
oluşmaktadır. Su molekülü ise iki hidrojen atomu ile bir oksijen
atomundan oluşmaktadır. Su moleküllerinde (H2O) oksijen atomuna
kimyasal bağ ile bağlanmanın yanısıra, yağ moleküllerindeki karbon
atomlarının hidrojen bağı da (CH‐, CH2‐, CH3‐grupları) oldukça
önemlidir. Bu nedenle, insan vücudunda en fazla bulunan atom
hidrojen atomudur. Hidrojen çekirdeği ise bir adet proton
içermektedir.
Çekirdek proton ve nötronlardan oluşmaktadır. Çekirdekteki
protonların sayısı kimyasal elementi belirler. Eşit sayıda protona
sahip olan fakat nötron sayıları farklı olan çekirdekler izotoplar olarak
adlandırılır. Tek sayıda protonlara ve/veya nötronlara sahip olan
çekirdekler ölçülebilir bir manyetik momente sahiptir. Çekirdeği
çevreleyen manyetik alan bir bobinin etrafındaki manyetik alanla
mukayese edilebilir düzeydedir.
Bir bobinde olduğu gibi manyetik alan elektrik yüklü
parçacıkların (elektronlar) dairesel hareketi ile oluşmaktadır. Çekirdek uzayda kendi ekseni etrafında dönen küçük bir top gibi
algılanabilir. Bu modele göre çekirdeğin yüklü parçacıkları, dönmeden dolayı dairesel bir akıma da neden olur
10
16.03.2014
Bir çekirdeğin açısal momentumu dönü
olarak tanımlanmıştır. Bir proton ½. ћ
düzeyinde bir dönüye sahiptir. Burada;
ћ = h / 2П
(7.3)
olarak tanımlanmaktadır.
Manyetik
alanın
bulunmadığı
durumlarda hidrojen çekirdeğinin dönü
vektörleri gelişigüzel bir şekilde farklı yönleri
gösterirler. Bundan dolayı, tüm dönü
vektörlerinin toplamı cisim üzerinde ölçülebilir,
net bir manyetik alan meydana getirmez.
Şekil 7‐2 Manyetik
olmayan ortamda dönü
vektörlerinin konumu
Homojen bir manyetik alanda
hidrojen çekirdeğinin dönü
vektörleri,
yani
protonlar
manyetik alana sadece paralel ya
da antiparalel bir şekilde
uzanabilir.
Manyetik
alana
paralel olarak uzanan proton
sayısının daha fazla olduğu
durumlarda net manyetizma
manyetik alanın yönü ile aynı
olacaktır.
Şekil 7‐3 Manyetik ortamda dönü
vektörlerinin konumu
11
16.03.2014
Enerji Seviyeleri
Dönü vektörleri manyetik alana antiparalel olarak uzanan
protonlar, paralel olarak uzanan protonlara göre biraz daha yüksek
enerji seviyesindedir. Bundan dolayı protonlar, paralel durumdan
antiparalel duruma geçiş için, iki seviye arasındaki enerji farkı ∆E
ile orantılı bir enerjiye ihtiyaç duyarlar.
Şekil 7‐4 Paralel ve paralel olmayan
dönü vektörleri için enerji seviye
çizelgesi
Enerji Seviyeleri
İki seviye arasındaki enerji farkı (∆E) manyetik alanın şiddeti ile
doğru orantılı olarak artar. Manyetik alana paralel veya antiparalel
olarak uzanan protonların sayısı Boltzmann ifadesi ile
verilmektedir. Burada her iki durumdaki protonların oranı, E
enerji farkı ve dolayısıyla uygulanan manyetik alana (B0) bağlıdır.
B0=kT
kT faktörü ısıya bağlı bir değişkendir. Bu ifadede k, Boltzmann
sabitini T ise Kelvin olarak termal enerjinin miktarını
belirtmektedir. NMR çalışmalarında hastanın vücut ısısı 310K
olarak sabitlenmiştir. Boltzmann ifadesine bakıldığında, antiparalel
ve paralel protonların sayıları arasındaki farkın iki enerji seviyesi
arasındaki E enerji farkı ve bundan dolayı da B0 manyetik alanına
bağlı olduğu görülmektedir.
12
16.03.2014
Larmor Frekansı
Dönü vektörler manyetik alana tam
olarak paralel ya da antiparalel
değildirler. Bu vektörler manyetik
alan ekseni ile belirli bir açı
yaparlar.
Şekil 7 5 Ana manyetik alanda dönü vektörünün Larmor frekansı
PRECESSION
Larmor Frekansı
Bununla birlikte, dönü vektörlerin manyetik alan üzerine paralel ya
da antiparalel olarak yansımış değerini deneysel olarak ölçmek
mümkündür. Manyetik alanla aynı yönde ve paralel olan bileşenler
“longitudinal” (boylamsal), manyetik alana dik olan bileşenler de
“transversal” (enine) bileşenler olarak tanımlanırlar. Dönü
vektörlerin transversal bileşenlerinin toplam etkisi ihmal edilebilir
düzeydedir. Çünkü, protonlar manyetik momentumdan dolayı
dünyanın yerçekimi etkisinde hızla dönen toplar gibi manyetik alan
içinde hareket ederler. Dönü vektörler çekirdek bölgesinde Bo
manyetik alanı ile orantılı bir frekansta manyetik alan ekseni
etrafında dönerler.
ω = γ.B0
f=

B0
2
  2f
(7.4)
13
16.03.2014
Larmor Frekansı
Dönü vektörlerin dönme frekansı Larmor frekansı olarak
tanımlanmıştır. Bu ifadede γ orantı sabiti gyromanyetik oran olarak
tanımlanmıştır ve çekirdeğin boyutu ile ilgili özel bir değerdir.
Hidrojen atomu için bu değerler aşağıda verilmektedir.
γ = 2.67522. 108
1
sT
f  42.577
MHz
B0
T
(7.5)
1 Tesla değerindeki bir manyetik alanda protonların dönü vektörleri
42.577 MHz değerinde bir frekansla dönerler. NMR deneyinde
özellikle bu frekans karekteristik MR sinyalini elde etmek amacıyla
su dolu bir örneğe uygulanmıştır. NMR deneyinde protonların
Larmor frekansı ile gönderilen RF frekansı aynı olmak zorundadır.
Larmor Frekansı
Şayet gönderilen RF frekansı ile
(B1 bileşeni) Larmor frekansı (dönü
vektörlerin dönme frekansı) birbirleriyle
ilişkili ise bir protonun dönü vektörü
paralel konumdan antiparalel konuma
geçer.
Bu aşamada RF alanından ΔE kadar bir
enerji çekilir. Manyetik alanda dönü
vektörlerin faz açıları birbirleriyle ilişkili
değildir.
Şekil 7‐6 RF alanının etkisinde
dönü vektörünün konumu
14
16.03.2014
Larmor Frekansı
Küçük bir hacimde paralel ve antiparalel konumdaki dönü vektörler
iki koninin yüzeyleri üzerinde istatistiksel faz açılarından dolayı eşit
bir şekilde dağılabilirler. Eşit dağılımın doğal bir sonucu olarak dönü
vektörlerin transversal bileşenleri birbirlerini yok ederler. Sadece
manyetik alan yönündeki bileşenlerin (longitudinal bileşenler) etkisi
toplanır.
Şekil 7‐7 Manyetik alanda dönü vektörlerinin faz açılarının durumu,
Larmor Frekansı
PROTON AS VECT
Şekil 7‐8 Dönü vektörleri ve net manyetik alan
Net manyetik alan M0, üst konide daha yüksek düzeyde paralel
proton yoğunluğu olacağı için net dolayı manyetik alan yönünü
gösterir.
15
16.03.2014
RF Alanının Etkisi
Radyo frekansı nedeniyle oluşan B1 manyetik alan vektörünün
etkisi altında net manyetik alan vektörü M0, iki bağımsız
hareketi aynı anda gösterir. Net manyetizma vektörü RF’e ait B1
manyetik alan vektörü etrafında dönerken aynı zamanda B0
manyetik alanı etrafında da döner.
Manyetizma vektörünün ucu topun yüzeyi üzerinde spiral bir iz
takip eder. Transversal yüzeye doğru olan sapmanın hızı (burada
x‐y düzlemi) RF alanının şiddeti ya da B1 vektörünün büyüklüğü
ile belirlenmiştir.
Sapmanın derecesi yani Flip açısı ise RF alan şiddeti B1,
RF vurumunun süresi Δt ve gyromanyetik oran γ tarafından
belirlenmiştir.
φ = γ .B1.Δ t
(7.6)
Şayet,
RF
vurumu
manyetizma
vektörünü x‐y düzlemine saptırırsa bu
90° vurum olarak tanımlanır. RF sinyali
kesildiğinde
manyetizma
vektörü
Larmor frekansında x‐y düzleminde geri
döner ve alıcı bobinlerde MR sinyali
oluşturur. 90° vurum ile mukayese
edildiğinde RF bobinlerindeki B1
manyetik vektörü iki katına çıkarılırsa
manyetizma vektörü manyetik alanla
tamamen ters yönde oluşacaktır. Bu RF
vurumu
180°
vurum
olarak
tanımlanmıştır.
Şekil 7‐9 RF vurumu öncesi ve sonrası, T1 ve T2 etkileşim
süreçlerinde net manyetizma vektörünün konumu
16
16.03.2014
90° vurumdan sonra eşit sayıda protonlar antiparalel ve paralel
konumdadırlar. İlave olarak tüm protonların fazları da aynıdır. Bu
durum bileşke manyetizma vektörünün neden x‐y düzleminde
olduğunu açıklamaktadır.
Belirli bir zaman periyodundan sonra bu uyarılan dönü sistemi
orijinal konumuna döner. Manyetizma vektörü tekrar manyetik
alanın yönünü gösterir.
Bu durum iki birbirinden bağımsız dengesel durumun oluşmasına
neden olmaktadır:
a) Dönü‐dönü etkileşimi manyetizma vektörünün x‐y bileşeninin
azalmasına neden olur. Bu işlem, T2 dengesel durumu ya da dönü‐
dönü dengesel durumu olarak tanımlanmaktadır.
b) Dönü‐letis etkileşimi manyetizma vektörünün manyetik alan
yönüne dönmesine neden olur. Bu işlem süresince dönü vektörleri
birçok protonun paralel enerji seviyesinde olduğu orijinal konuma
gelinceye kadar paralel ve antiparalel konumlar arasında hareket
ederler.
Bu işleme, T1 (ya da Dönü‐letis) dengesel durumu denilmektedir.
T1 Decay T2 DEcay RF pulse
17
16.03.2014
T2 Dengesel Durumu
90° vurumdan sonra protonların dönü vektörleri eşit olarak
dizilmiştir. Manyetik momentden dolayı protonlar birbirlerini etkiler.
Buna dönü‐dönü etkileşimi denir. Bunun sonucunda dönü vektörleri
faz birlikteliklerini kaybetmeye başlar ve yatay manyetizma
bileşeninin genliği azalır. Alıcı bobinin konumlandırılması ile yatay
manyetizma bileşenini gözlemek mümkündür.
Üstel azalmanın büyüklüğü dönü‐dönü etkileşiminin büyüklüğünün
de belirtisidir.
Üstel azalmanın büyüklüğü T2 değeri ile belirlenmiştir. Sinyal
genliğinin %37 düzeyine düştüğü zaman T2 zamanı olarak
tanımlanmıştır. T2 değeri çok güçlü bir şekilde maddenin durumuna
ve moleküler yapısına bağlı olduğundan dolayı farklı doku tipleri T2
değerleri ile birbirlerinden ayrılabilmektedir.
T2 Dengesel Durumu
Tablo 7‐1‐ T2 sabitleri (ms cinsinden)(Kaynak
41)
Yağ
Kas
Beyaz madde
Gri madde
CSF
85
45
90
100
1400
Şekil 7‐10 Dönü‐dönü etkileşiminin
sonucu olarak dönü vektörlerinin faz
birlikteliğini kaybetmesi
18
16.03.2014
T1 Dengesel Durumu
Manyetizma vektörünün dönüşü (T1 dengesel durumu) üstel işlev
şeklindedir. Sistem ısısal dengeye kavuşur.
Üstel eğri, kapasitörün dolma eğrisine benzer bir şekle sahiptir.
Manyetizma vektörünün %63’lük değere ulaştığı an T1 zamanı
olarak tanımlanmıştır.
Farklı dokularda manyetizma vektörü orijinal konumuna farklı
hızlarda ulaşmaktadır. Bundan dolayı T1 değerleri birbirlerinden
oldukça farklıdır. T1, manyetik alanın gücüne bağlıdır. Yüksek
manyetik alanlar daha uzun T1 zamanı oluştururlar.
T1 Dengesel Durumu
Değişik alan güçlerinde T1 sabitleri (ms cinsinden)
Alan şiddeti
Yağ
Kas
Beyaz madde
Gri madde
CSF
0.2 Tesla
370
390
490
1400
1.0 Tesla
240
730
680
810
2500
1.5 Tesla
860
780
920
3000
19
16.03.2014
T1 T2 Ölçüm Teknikleri
T1 zamanını ölçmek için en az iki ölçümün uygulanması
gerekmektedir. Her ölçüm manyetizma vektörünü ters yöne çeviren
180˚ vurum ile başlar. Bu noktadan manyetizma vektörü yavaşça
orijinal konumuna doğru hareket eder.
Dengelenme sadece manyetik alan yönünde yer aldığı için (180˚
vurumdan sonra manyetizma vektörü x‐y bileşenine sahip değildir)
90˚ vurum TI (ters çevirme zamanı) zamanından sonra uygulanmak
zorundadır. 90˚ vurum manyetizma vektörünün dengelenmiş kısmını
x‐y düzlemine taşır. Alıcı bobinde ölçülen sinyal genliği x‐y
düzleminde manyetizma vektörünün büyüklüğü ile orantılıdır. Bu
nedenle ölçülen sinyal genliği TI zamanına ( 180˚ ve 90˚ vurumlar
arasındaki zaman) bağlı olarak manyetizma vektörünün dengeleme
eğrisi olarak aynı üstel şekli göstermektedir.
T1 T2 Ölçüm Teknikleri
T1 ölçümünde kontrast iki katı
kadar daha yüksektir.
Burada kontrast farklı T1
değerlerinde iki dokunun sinyal
genliklerinin
farkı
olarak
tanımlanmaktadır.
Yüksek kontrast elde edilmesi T1
ölçümünün bir avantajıdır. Bu
ölçümün
sakıncası
ise
manyetizma vektörünün orijinal
konumuna geçmesi için gereken
zamanın iki kat fazla olmasıdır.
Şekil 7.12 Manyetik alandaki farklılıklar nedeniyle dönü
vektörlerindeki değişim ve sinyal genliğinin azalması
20
16.03.2014
Manyetik Alandaki Farklılıkların Etkisi
Homojen bir manyetik alanda 90˚ vurumdan sonra sinyal gecikmesi dönü‐
dönü etkileşiminin direk bir sonucudur.
Gerçekte homojen bir manyetik alan yoktur. Bunun anlamı, hacim
elemanlarının oldukça farklı manyetik alanlara maruz kalmaları ve bu
nedenle manyetizma vektörünün de Larmor ifadesine göre x‐y düzleminde
farklı frekanslarda dönmesidir. 90˚ vurum sonrası tüm hacim elemanlarının
manyetizma vektörü aynı fazdadır (Şekil 7‐12‐a,b).
Bundan dolayı hacim elemanının net manyetizma vektörü M (= tüm hacim
elemanlarının tüm manyetizma vektörlerinin toplamı) en büyük
değerindedir. Manyetik alandaki farklılıklardan dolayı hafif farklı
frekanslarda hacim elemanlarının manyetizma vektörleri faz birlikteliklerini
çok daha fazla kaybeder(Şekil 7‐12‐c, d). Manyetik alandaki farklılıklardan
dolayı alınan sinyalin genliği homojen manyetik alana göre daha hızlı azalır
(Şekil 7‐12). Sinyal genliğinin azalması hacim elemanının T2 zamanının
belirlenmesini de etkilemektedir. 90˚ vurumdan sonra elde edilen sinyale
FID sinyali denir. (free induction decay)=(indüksiyonun kendi kendine
azalımı)
Dönü‐Yankı Tekniği (Spin Echo)
Dönü‐yankı tekniğiyle zaman ekseninin belirli bir noktasında (TE) hacim
elemanlarının manyetizma vektörlerinin faz bozukluğunu gidermek
mümkündür. Bunu yapmak için 90˚ vurumdan sonra belirli bir zaman için
(Yankı zamanının yarısı TE/2) 180˚ vurumun uygulanması gerekmektedir.
TE (Time to Echo); 90 derecelik vurumdan sonra eko sinyalinin elde
edilmesine kadar geçen süreye denir.
90˚ vurumdan sonra her bir hacim elemanının manyetizma vektörleri hızlı
bir şekilde faz birlikteliklerini kaybeder. Bunun sonucunda da FID sinyalinin
genliği hızlı bir şekilde azalır. Her bir hacim elemanının manyetizma
vektörlerinin x‐y bileşenleri ise bundan bağımsız olarak azalır. Bu durum
ölçülebilecek dönü‐dönü etkileşiminin büyüklüğünü belirler. 180˚ vurum, x‐y
düzlemindeki her bir hacim elemanına ait manyetizma vektörünün simetrik
izdüşümünü oluşturur.
21
16.03.2014
Dönü‐Yankı Tekniği
180˚ vurumdan önce en hızlı
manyetizma vektörü en önde, en
yavaş manyetizma vektörü ise en
arkadadır.
180˚ vurumdan sonra ise tersi
durum
oluşur.
Manyetizma
vektörleri farklı frekanslara sahip
olduklarından
dolayı
faz
birlikteliklerini sağlarlar ve TE yankı
zamanında (90˚ ve 180˚ vurumlar
arasındaki zamanın iki katı) aynı
yönü gösterirler.
Şekil 7‐13 Dönü‐yankı tekniği ve yankı
zamanı
Dönü‐Yankı Tekniği
İkinci TE/2 zamanı sonunda,
transvers manyetizasyon en büyük
düzeyine gelir ve dolayısıyla yine
güçlü bir MR sinyali kaydedilir.
180° RF pulse uygulanmasıyla
oluşan transvers manyetizasyondan
kaydedilen sinyale "spin echo"
denir.
Şekil 7‐13 Dönü‐yankı tekniği ve yankı
zamanı
22
16.03.2014
Çoklu Yankı Tekniği
Çoklu‐yankı tekniği yardımıyla bir cismin T2 zamanı ölçülebilir. Bunun
için bir 90º vurum ile en az iki 180º vurumdan oluşan bir ölçümün
uygulanması gerekmektedir. Yankı sinyallerinin maksimum genlikleri
homojen bir manyetik alandaki sinyal genliği ile ilişkilidir. Bir cismin T2
zamanı bu şekilde elde edilen ve genlikleri gittikçe azalan eğriler
yardımı ile belirlenebilir (Şekil 7‐14).
Şekil 7‐14 Çoklu‐yankı
tekniği ve yankı zamanları
Çoklu Yankı Tekniği
Her 180° RF vurum sonrası alınan sinyaller bir öncekinden daha küçük
olmaktadır.
Bunun sebebi, her 180° vurum ile magnetizasyon
vektörlerindeki faz birlikteliğinin tamamen bozulmasına müsaade etmeden
vurum ile yeniden faz birlikteliğini sağlamaktır.
İlk echodaki sinyal siddetine de "T2* (T2 star) eğrisi" adı verilir.
23
16.03.2014
Sekanslar
Bir görüntünün oluşturulabilmesi için görüntü matrisinin büyüklüğüne bağlı olarak 128 veya 256 ölçümün alınması gerekmektedir. Bu ölçümler şunlardır:
a.
Dönü‐yankı sekansı
b.
Ters kazanım sekansı
c.
Kontrast
Dönü‐Yankı Sekansı
Dönü‐yankı sekansında her ölçüm 90º vurum ile bunu takibeden 180º vurumdan oluşur. 90º vurum ve TE/2 anında oluşan 180º vurum arasındaki zaman aralığı maksimum yankı zamanı olan TE zamanını belirler (Şekil 7‐15). Manyetik Rezonans (MR)
TE anında hacim elemanlarının tüm manyetizma vektörleri aynı fazdadırlar.
Yankı sinyalinin büyüklüğü her bir hacim elemanının manyetizma
vektörlerinin büyüklüğü ile belirlenmiştir. TE anında manyetizma
vektörlerinin büyüklüğü;
a.90º vurum ile x‐y
düzleminde hareket eden
manyetizma vektörlerinin
başlangıçtaki büyüklüğü
ile,
b.Dönü‐dönü etkileşiminin
büyüklüğüne bağlıdır.
TR zamanı; iki 90º vurum
arasında geçen süredir.
24
16.03.2014
M manyetizma vektörünün başlangıçtaki büyüklüğü proton yoğunluğu ve
TR/T1 oranı ile belirlenmiştir. Burada TR, 90º vurumlar arasında
manyetizma vektörlerinin manyetik alan yönünde etkileşimde oldukları
zaman periyodunu ifade etmektedir.
M = 1 – e-TR/T1
Dönü‐yankı sinyalinin maksimum değeri, M manyetizma vektörünün başlangıçtaki
büyüklüğünden ayrı olarak TE/T2 oranı ile belirlenmiştir.
S ≈ e-TE/T2
Orantı faktörlerinin çarpım mantığını kullanarak aşağıda belirtilen ifadeyi elde
etmek mümkündür.
S ≈ ρ . e-TE/T2 . (1 – e-TR/T1)
Sonuç olarak, yankı sinyalinin genliğinin belirlenmesinde aşağıdaki
parametreler önemli rol oynamaktadır.
a.Cismin fiziksel parametreleri:
. Proton yoğunluğu, ρ
. T1 ve T2 zamanı
b. Kullanıcı parametreleri:
. Yankı zamanı, TE
. Ölçümleri tekrarlama zamanı, TR
.
25
16.03.2014
Ters Kazanım Sekansı
Dönü‐yankı sekansında olduğu gibi ters kazanım sekansında da görüntü
matrisinin büyüklüğüne bağlı olarak 128 veya 256 ölçüm alınmıştır. Her
ölçüm, manyetizma vektörünü manyetik alanın tersi yönünde hareket
ettiren bir 180˚ vurumdan oluşur. Bu yöntemde cismin T1 zamanına bağlı
olarak manyetizma vektörünün manyetik alan yönünde kısmi etkileşime
girdiği ters çevirme zamanı (TI) sonrası 90˚ ve 180˚ vurumlardan oluşan
normal dönü‐yankı ölçümü uygulanmıştır.
Dönü‐yankı sekansından farklı olarak 90˚ vurum sonrası x‐y düzleminde
hareket eden manyetizma vektörünün başlangıçtaki büyüklüğü sadece TR
tekrarlama zamanıyla değil, aynı zamanda TI ters çevirme zamanı ile de
belirlenmiştir.
Kontrast (Dönü‐Yankı Sekansı)
Dönü‐yankı sekansında sinyal genliği, proton yoğunluğu, TR
tekrarlama zamanı ve TE yankı zamanı ile birlikte incelenecek cismin
T1 ve T2 zaman parametrelerine bağlıdır.
İki farklı dokuyu birbirinden ayırmak maksadıyla sinyal genlikleri aynı
sekansda her bir doku için farklı olmak zorundadır. Ancak, bu
durumda gri kontrast oluşabilir.
Kontrast, TE ve TR kullanıcı parametrelerinden etkilenir. Bu iki
parametre kullanıcı tarafından sekans esnasında seçilmelidir.
T1 etkileşim zamanı ile birlikte TR tekrarlama zamanı yani 90˚
vurumlar arasındaki zaman x‐y düzleminde hareket eden etkileşim
altındaki manyetizma vektörünün büyüklüğünü belirlemektedir.
26
16.03.2014
Yağ dokusu için manyetizma vektörü CSF (Cerebrospinal Fluid,
Omurilik sıvısı) ‘ninkinden manyetik alan yönünde daha fazla
etkileşime girdiğinden dolayı yağ dokusunun manyetizma vektörünün
oluşturduğu sinyal TR=500ms durumunda maksimum genliğinin
yaklaşık %86’sına ulaşmaktadır.
CSF’nin manyetizma vektörünün oluşturduğu sinyal ise bu koşullar
altında daha az bir genliğe sahip olacaktır (Şekil 7‐16).
Bunun nedeni CSF ile mukayese edildiğinde yağ dokusunun T1
zamanının daha kısa olmasıdır. Bu nedenle 90˚ vurum, yağ dokusu için
daha büyük bir manyetizma vektörünün x‐y düzleminde dönmesine
neden olmaktadır.
Şekil 7‐16 Dönü‐yankı sekansında farklı organlarda ve farklı yankı
zamanlarında sinyal genliklerinin değişimi
27
16.03.2014
Şayet, yankı zamanı çok kısa ise (10 ms gibi) her iki manyetizma
vektörünün x‐y bileşenlerinin genliğindeki azalma oldukça küçük
olacaktır. Bu nedenle, yağ dokusunda böyle bir yankı için sinyal genliği
CSF’ninkine göre daha yüksektir. Sonuç olarak, CSF ile mukayese
edildiğinde yağ dokusu görüntüde daha parlak bir görünüm alacaktır.
Bu kontrast farkı iki dokunun farklı T1 zamanlarından
kaynaklandığından dolayı çok kısa ve orta tekrarlama zamanlarına
sahip bir sekansın görüntüleri T1‐ağırlıklı görüntüler olarak
isimlendirilir.
Bunun nedeni, kontrast farklarının esas olarak farklı T1 zamanlarına
dayanmasıdır. Şekil 7‐17’de beyne ait kesitlerin T1 ölçüm görüntüleri
görülmektedir.
Şekil 7‐17 Beyin kesiti T1 ölçümü görüntüleri
(a) TR=500, TE=15, (b) TR=500, TE=60
(c) TR=500,TE=90, (d) TR=500, TE=120
28
16.03.2014
Kontrast
Sekansı)
(Dönü‐Yankı
Yağ dokusuna ait manyetizma
vektörlerinin genlikleri daha
kısa T2 zamanından dolayı daha
hızlı
azalmaktadırlar.
Bu
durumda kontrast dönüşümü
daha geç yankılar (uzun TE
zamanı) için oluşacak ve CSF’de
daha
parlak
görünecektir.
Görüntüdeki kontrast farkları
temelde dokuların farklı T2
zamanlarına
dayanmaktadır.
Şekil
7‐18’de
beyne
ait
kesitlerin T2 ölçüm görüntüleri
görülmektedir.
.
Şekil 7‐18 Beyin kesiti T2 ölçümü görüntüleri
(a) TR=2500, TE=15, (b) TR=2500, TE=60
(c) TR=2500, TE=90, (d) TR=2500, TE=120
MR AYGITI VE ÇEVRESİ İLE İLGİLİ ÖZELLİKLER
MRG aygıtları çevreden son derece iyi izole edilmiş bir ortamda
çalıştırılmalıdır. Bu amaçla cihazın bulunduğu oda Faraday kafesi ile tecrit
edilmektedir. Güçlü MRG cihazları yüksek manyetizasyonun sağlanması için
sıvı Helyum – Nitrojen gazı ile soğutulduklarından ilgili gazın olası sızımlarına
karşı ortamda oksijen satürasyonundaki azalmaya duyarlı dedektörler
bulundurulmalıdır.
Cihazların verimli çalışması
açısından ortam ısısı 18‐20 8 C
de klimatize edilmelidir. MRG
aygıtları başlıca 3 ana parçadan
oluşmaktadır
29
16.03.2014
1.Ana Manyet :
Güçlü bir manyetik alan oluşturmaya yönelik mıknatıs parçasıdır. Manyetler
permanent , rezistif ve süperkondüktif olmak üzere üç çeşittir.
1.1 Permanent manyet :
Bu tür manyetler doğal çubuk mıknatısların büyütülmüş şekli gibidir. MRG
sistemlerinde kullanılan bu tür manyetler mıknatıs sistemi olarak Fe,Br gibi
üzerinde sürekli manyetizasyon bulunduran metallerin tuğla gibi dizilerek bir araya
getirilmesi ile oluşturulmuşlardır. Bu nedenle ağırlıkları 100 ton civarındadır ve
manyetik alan güçleri de oldukça küçük değerlerindedir. MRG de eniyi görüntü
kalitesini sağlayan manyet tipi olması yanında ısı değişikliklerine son derece
hassastır.
1.2 Rezistif manyet :
Rezistif ya da elektromıknatıs tipindeki manyetler , içinden elektrik akımının
geçirildiği bobin şeklinde sargılar bulunan manyetkerdir. Bu tür manyetler çekirdek
yapılarına göre Fe çekirdekli ve hava çekirdekli olarak iki gruba ayrılmaktadır.
Rezistif manyetler manyetizasyonu sağlamak için elektrik enerjisine ihtiyaç
duyarlar . Manyetik alan ,iletken tellerden geçirilen elektrik akımı ile sağlanmaya
çalışıldığından bu tür manyetlerde ısı üretimi fazladır.
1.3 Süperiletken (süperkondüktif) manyet :
Güçlü ve homojen bir manyetik alan oluşturmak amacı ile sistemin – 269,8 C = +4 K de soğutulması gerektiği manyet türüdür. Soğutma işlemi için sıvı Helyum , Nitrojen kullanılmaktadır. Helyum Nitrojen ,cihaz çalışır vaziyette olsun olmasın devamlı olarak harcandığından belirli bir seviyeye indiğinden sisteme ilave edilmelidir. Bu da maliyette bir artışa neden olmaktadır. Manyetin iç yapısı aşağıdadır.
30
16.03.2014
2.Sargılar
2.1 Shim sargıları :
Süperiletken manyetlerde manyetik homojeniteyi daha da arttırmak için geliştirilmiş sargılardır . İyi bir shimming için manyetik alan homojenitesi, 10‐
20 cm çaplı bir alanda milyonda bir rarnında olmalıdır.
2.2 Gradiyent sargılar :
Sinyal lokalizasyonu yapabilmek amacı ile manyetik alanı her üç düzlemde de kontrollü olarak değiştiren sargılardır. Uzaysal üç temel düzlem bulunduğundan gradiyent koillerde üç düzlem yönünde üç takımdan oluşmuşlardır. Sonuçta amaç MR sistemi içinde birbirine zıt iki manyetik alan oluşturmuş olmaktır.
2.3 Radyofrekans (RF) sargıları :
İncelenen dokulardaki hidrojen çekirdeklerini uyarmak için RF pulse
gönderen ve dokulardan gelen sinyalleri saptayan koil adı verilen parçalardır. RF sargıları , hem uyarımları incelenen dokuya ileten hem de dokulardan gelen sinyalleri toplayan bir alıcı hüviyetinde olup MRG sistemine RF güç yükselteci ile bağlıdır. Uygun parametreler kumanda panelinden girildikten sonra sistem bilgisayarı , ne kadar ara ile ve ne güçte RF pulsu yollayacağını belirleyerek RF yükselteci üzerinden RF sargısına akımın yollanmasını sağlar. 2.4 Düz sargı :
Sargıların oluşturduğu elektromanyetik alanın ana manyetik alana dik olması nedeni ile günümüz MRG sistemlerinde kullanılmamaktadır.
2.5 Kuş kafesi sargı :
MR sistemlerinde bugün için en yaygın kullanılan RF sargısı tiplerinden biridir. Rutinde beyin ve diz çekimlerinde kullanılan RF sargıları bu tipte imal edilmişlerdir.
3. Bilgisayar
MR sistemlerinde kullanılan bilgisayarlar RF sagıları tarafından dokulardan algılanan sinyallerin griskala değerleri ile görüntüye çeviren kısımdır.
31
16.03.2014
MR görüntülemede ve MR spektroskopisinde kullanılan değişik tipteki RF sargıları
Görüntüleme Teknikleri ile İlgili Temel Esaslar
MRG’de görüntü oluşturmak için, elde ettiğimiz MR sinyalinin vücudun hangi noktasından geldiğini nasıl anlarız?
Gradiyent (gradyan) sargı’nın‐ (gradient coil) temel
çalışma prensibi, magnet içindeki manyetik alanı
kademeli biçimde düşürmek ve artırmaktır. Ana
magnetin oluşturduğu manyetik alan gücüne
eklenen ilave bir manyetik alan oluşturur; ana
magnetin oluşturduğu manyetik alanı kademeli
olarak azaltır veya arttırır. Buna bağlı olarak (Larmor
denklemine göre) protonlar farklı manyetik alanlara
maruz kalacaklarından, farklı salınım frekansları
göstereceklerdir. İşte bu gradiyent sargılar
sayesinde, magnet içinde bir voksel birimini bir
diğerinden ayırılabilir. Gradiyent sargıların yapıları
magnet tipine göre (superkondüktiv, permanent,
rezistiv, hibrid) değişiklikler göstermekle birlikte
çalışma sistemi hepsi için aynıdır.
32
16.03.2014
Gradyan Alanı ile İlgili Grafikler
Herhangi bir x, y veya z gradyan bobin
ekseninin oluşturduğu manyetik alanın Bo
ana manyetik alanı ile birlikte toplam etkisi
toplam manyetik alanın gradyan bobinin etki
yönünde doğrusal olarak değişimine eşittir.
Değişim hızı gradyan bobinden akan akımla
doğru orantılıdır (Şekil 7‐19‐a).
Her bir gradyan, ekseni ters yönde akım akan
bir çift bobinden oluşur. İki bobinin
merkezinde (manyetik alan merkezi) iki
bobinin etkisi birbirini dengeler. Bundan
dolayı sonuçta oluşan manyetik alan ana
manyetik alan (Bo) ile ilişkili olur.
Şekil 7‐19 (a‐b) Zaman ve konuma bağlı olarak gradyan alanlarının değişimi (c) Gradyan alanların
zamanla değişiminin manyetik alanda oluşturduğu etkilerin 3‐boyutlu gösterimi
Gradyan Alanı ile İlgili Grafikler
Ölçüm esnasında gradyan alanlar dinamik bir
şekilde açılıp kapatılırlar. Burada genlikdeki
değişim bobinlerin akım değerleriyle
manyetik alandaki değişime bağlı olacaktır.
Biyolojik ve teknik nedenlerden dolayı
gradyan vurumların sonlu yükselme
zamanına sahip olmaları gerekmektedir. Bu
yükselme zamanı seçilen sekansa bağlı olup,
normal bir dönü‐yankı sekansı için 1
milisaniyedir (Şekil 7‐19‐b).
Şekil 7‐19‐c üç boyutlu olarak manyetik
alanın gradyan alanlar boyunca zamanla
değişimini göstermektedir. Hacim elemanları
manyetik alanın merkezinden uzaklaştıkça
gradyan alandan daha fazla etkilenirler
33
16.03.2014
Gradyan Alanların Etkisi
Gradyan alanların uygulanmadığı durumlarda 1
ve 2 numaralı hacim elemanları aynı manyetik
alanın (Bo) etkisi altındadırlar.
Gradyan vurum esnasında 1 numaralı hacim
elemanı daha zayıf bir manyetik alanın etkisinde
kalacak ve bu da azalan bir rezonans frekansına
neden olacaktır. Tersi durum 2 numaralı hacim
elemanına(kütle 2) uygulandığında sonuç Şekil
7‐20’de
gösterilmiştir.
Gradyan
vurum
esnasında farklı hacimler farklı frekansların
oluşmasına neden olacaktır. Rezonans frekansı
yardımıyla gradyan ekseninin ait olduğu hacim
elemanının konumunu belirlemek mümkün
olmaktadır. Bu etki frekans kodlama tekniği
olarak bilinmektedir.
Şekil 7‐20 Gradyan alan değişimi ve RF vurumu
altında farklı dokular için elde edilen sinyaller
Gradyan Alanların Etkisi
Gradyan vurumun kapatılma sonrası ana alan (Bo) tekrar iki hacim elemanına
uygulanmıştır. Bu durumda iki hacim elemanının manyetizma vektörleri aynı
frekansta fakat farklı fazda dönerler.
Bu faz farkı, manyetik alandaki değişimle daha önce uygulanan gradyan vurumun
süresine bağlıdır. Manyetik alandaki değişim ise iki hacim elemanının konumuna
bağlıdır. Bu etki faz kodlama tekniği olarak isimlendirilmektedir.
İki hacim elemanının toplam sinyaline bakıldığında gradyan alan uyarım altında
iken FID sinyalinin genliğinde hızlı bir azalma görülecek, bu konumda manyetik
alanda da büyük çapta bir homojenite bozukluğu olacaktır.
34
16.03.2014
Faz Diyagramları
Gradyan alanların faz üzerindeki etkisi faz diyagramları ile gösterilebilir. Farklı
konumlardaki iki hacim elemanları bir RF vurumu ile uyarıldıkları zaman, uyarım
sonrası FID sinyali oluşacaktır. Bu sinyalin genliğindeki azalma protonların
birbirleriyle etkileşimine (T2 etkileşimi) ve manyetik alandaki homojeniteye
bağlıdır. Gradyan alanların etkisi altında manyetik alanın homojenitesi
bozulacağından FID sinyalinin genliği daha hızlı bir şekilde azalacaktır.
Her iki hacim elemanının manyetizma vektörleri uyarım sonrası faz birlikteliğini
sağlarlar. Gradyan vurumun pozitif olduğu süreçte 2 numaralı hacim elemanı
yüksek manyetik alan şiddetinden dolayı daha hızlı döner. Tersi durum 1 numaralı
hacim elemanının manyetizma vektörü için geçerli olacaktır. Gradyan alan uyarım
altında iken iki manyetizma vektörü gradyan alan uyarımı sonlanana kadar faz
diyagramı üzerinde doğrusal olarak faz farkı oluştururlar. Bu süreçte FID sinyalinin
genliğinde hızlı bir azalma görülecektir. Gradyan uyarımı sonlandığında iki
manyetizma vektörü faz birlikteliğini yeniden sağlarlar (Şekil 7‐21).
Şekil 7‐21’den de görülebileceği gibi B
gradyan vurumu negatiftir. A vurumunun
tersine 2 numaralı hacim elemanının
manyetizma vektörü azalan alan şiddetinden
dolayı daha yavaş döner.
Bu esnada 1 numaralı hacim elemanının
manyetizma vektörü daha hızlı dönmektedir.
İki manyetizma vektörü yeniden faz
birlikteliklerini kazanır. Faz diyagramında bu
süreçte faz farkının (Δφ) sürekli azaldığı
görülecektir. A ve B vurumlarının kapsadığı
alanların birbirine eşit olduğu konumda iki
vektör tekrar aynı fazda olacaktır. Zaman
ekseninin bu noktasındaki sinyal genliği
gradyan vurumun uygulanmadığı durumdaki
FID sinyali olarak tanımlanmıştır. Şekil 7‐21 Gradyan alanların farklı dokular için faz üzerindeki etkisi
35
16.03.2014
Görüntüleme Teknikleri
Kesit belirleme
Gradiyent sargı, uygulandığı aksis boyunca magnetin gücünü kademeli bir şekilde
bir yöne doğru artırırken, diğer tarafa doğru da düşürmektedir. Kullanılan bu
gradiyent sargılar magnetimizin gücünü değiştirmektedirler; ancak bu ana magnet
gücü ile karşılaştırılırsa %0,01 kadar küçük değerlerdedir (1,5 Tesla magnet için 1
gauss/cm kadar).
Z aksisi boyunca gradiyent sargı uygulayacak olursak; aksiyel olarak vücut alanları
değişik oranlarda magnet etkisinde kalacağından, aksiyal kesitler halinde protonlar
farklı frekanslarda salınım (precession) göstereceklerdir.
Kesitin nerde olduğunu anlamak için, gradiyentin merkezi (0) gradiyent, merkezden
bir yöne doğru (‐) gradiyent, diğer yöne doğru ise (+) gradiyent olarak ayarlanır.
Bu sayede magnet merkezindeki protonlar ana magnetin gerçek etkisi ile,
merkezden bir yöne doğru gittikçe protonlar (+) gradiyent ve ana magnet etkisi ile,
merkezden diğer yöne doğru gittikçe ise, protonlar (‐) gradiyent ve ana magnet
etkisi ile salınım göstereceklerdir (Larmor denklemine uygun biçimde).
Görüntüleme Teknikleri
Kesit belirleme
RF pulsun salınım hareketi yapan protonları
etkilemesi ise salınım frekansı ile aynı
frekansta olması gerektiğini biliyoruz;
dolayısıyla Z aksisinde gradiyemt çalışıyor
iken, RF puls gönderdiğimizde sadece bir
aksiyal kesit içine giren protonlar
etkilenecek, bu aksiyal kesit dışındaki
protonlar
ise
bu
RF
pulsundan
etkilenmeyecektir. RF pulsun frekansını
değiştirdiğimizde ise bu sefer farklı bir
aksiyal
kesit
içindeki
protonlar
etkilenecektir. Artık, bu sayede magnet içine
koyduğumuz dokudan sinyal aldığımızda, bu
sinyalin hangi aksiyal kesitten geldiğini
bilebiliyoruz.
Magnet gucunun bir tarafa dogru artar
iken, diger tarafa dogru azaldigina;
magnet merkezinde gradiyent sarginin
manyetik alani degistirmedigine dikkat
ediniz. Z aksisinde uygulanan gradiyent
sargi ile aksiyal planlarda degismek uzere
protonlar farkli frekanslarda salinim
gostereceklerdir (Slice‐selection).
36

(MR) Manyetik Rezonans

Transkript

Benzer belgeler

MRG

Makaleyi Yazdır

a Ders Kitapları

Kutsal Ruh`un Gökkubbesinin Geri Dönüsü

Co 90 Fe 10 İnce Filmlerin Manyetik Ve Yapisal Özelliklerine Altin

ELN6304 Biyoelektromanyetizma Elektronik Mühendisliği Anabilim

Deneyin Amacı: Seri RLC devrelerinde voltaj, akım ve empedans

Turkish

KOBILERDE DONUSUM

elektromanyetik alanların insan sağlığına etkileri çalıştay