Kısım 21 MRG Fizik.indd

Transkript

MANYETİK REZONANS GÖRÜNTÜLEME FİZİĞİ
Dr. Oktay Algın, Dr. Ali Çağlar Özen, Dr. Ergin Atalar
KISIM 20 u MANYETİK REZONANS
GÖRÜNTÜLEME FİZİĞİ
TEMEL RADYOLOJİ
KIS IM 2 1
1
Kısım 21 u Manyetik Rezonans Görüntüleme Fiziği
Manyetik Rezonans Görüntüleme (MRG), diğer biyomedikal görüntüleme teknikleri gibi bir ölçüm ve yayın kaynağı,
bu kaynağın yaydığı ışınım veya dalgaların maddeyle etkileşimi, bu etkileşimin ölçüm kaynağı tarafından teşhis edilmesi ve anlaşılır bir görüntünün yapılandırılması şeklinde
dört basamakta incelenebilir. Bu bölümde, MRG fiziğinin
matematiksel detaylardan arındırılmış bir biçimde incelenmesi, klinik uygulamalar için fiziksel bir alt yapı oluşturulması amaçlanmıştır. Öncelikle, Manyetik Rezonans (MR)
fiziğinin genel prensipleri sinyal üretimi, relaksasyon ve
uzamsal kodlama başlıkları altında incelenecek, ardından
MRG’de görüntü yapılandırma anlatılacaktır. Bazı görüntü
parametrelerinden de söz edildikten sonra spin-eko (SE),
gradyan-eko (GE), hızlı spin-eko (HSE) gibi başlıca temel
sekans tasarım ve diyagramları açıklanacaktır. Son olarak
ultra-hızlı görüntüleme, girişimsel MRG, paralel görüntüleme, perfüzyon, difüzyon ve fonksiyonel görüntüleme gibi
ileri düzey sekans ve uygulamalardan da kısaca söz edildikten sonra standart bir MRG cihazının donanımı anlatılacaktır.
Rutherford 1911 yılında kendi laboratuarında ince bir altın
levhayı radyoaktif atomların yaydığı alfa ışınlarıyla bombardımana tabii tutarak atomun yapısında pozitif yüklü
bir çekirdek olması gerektiğini gözlemlemiştir. Bu şekilde
günümüzdeki atom modeli nötron ve protonlardan oluşan
bir çekirdek ve etrafında negatif yüklü elektronlar olmak
üzere belirlenmiştir. Protonun kütle ve yüke sahip bir parçacık olduğu herkesçe bilinir. Proton, çapı 1,6x10-12 metre,
kütlesi 1,67×10−27 kg ve yükü 1,6×10−19 Coulomb olan bir
küre olarak düşünülebilir. Ancak yük ve kütle protonun
sahip olduğu tek karakteristik özellik değildir. Klasik fizikten farklı olarak, kuantum fiziği alanında yapılan çalışmalar protonun spin özelliğine sahip olduğunu göstermiştir.
Pauli’nin 1923’te keşfettiği ve 1927 yılında matematiksel
olarak formüle ettiği bu özelliğin klasik fizikte bir karşılığı
olmasa da, spin özelliği kuantum mekaniğinin önemli bir
aşaması olarak kabul edilir. Spin özelliği, klasik fizikte bir
cismin dönme ve devinme özelliklerine benzetilebilir (Resim 1). Literatürde, bu özelliğinden dolayı proton jiroskop
ya da topaca benzetilir. Takip eden bölümlerde protonun
bu özelliği ve bunun manyetik alanla ilişkisi incelenecektir.
Aslında proton olarak söz ettiğimiz, tek protona sahip
olan hidrojen (1H) atomudur. Spin özelliği sadece hidrojene özgü değil, proton ya da nötron sayısı tek sayı olan
diğer atomların da sahip olduğu bir özelliktir. Hidrojen
atomunun, yani protonun üzerinde durulmasının sebebi
canlı dokunun %60-80’inin su (H2O) olmasıdır. Dolayısıyla MRG için hidrojen önemli bir sinyal kaynağıdır. Bunun
yanında karbon (13C), flor (19F), sodyum (23Na), fosfor
(31P) ve potasyum (39K) gibi izotoplar da spin özelliğine sahiptirler ve MRG’de nadiren bu atomlardan da yararlanılır.
Resim 1 u Tek proton veya nötron sayısına sahip atomlarda
spin değeri sıfırdan büyüktür ve MR sinyali oluşturabilirler. Spin
özelliğinin protonun yapısındaki kuarklardan kaynaklandığı kabul edilmiştir.
Proton pozitif yüklü bir parçacıktır ve gerçekleştirdiği
dönme hareketi, sanki içinden akım geçen dairesel bir tel
gibi bu dairenin yüzeyine dik bir manyetik alan oluşmasına
yol açar. Bu durum, protonun küçük bir mıknatıs gibi davranmasına neden olur (Resim 2). Nasıl bir pusulanın mıknatısı dünyanın manyetik alanıyla (Dünya’nın manyetik
alan şiddeti 1 Gauss’tan daha azdır; 1 Gauss = 0,0001 Tesla)
aynı yönde uzanıyorsa, protonların dönme ekseni de bir
statik manyetik alan kuvvetinin etkisiyle bu kuvvetle aynı
yönde uzanır. Bahsettiğimiz dönme hareketinin frekansı
da MR açısından önemli bir özelliktir ve bu frekans protona etki eden statik manyetik alanın büyüklüğüne bağlıdır.
Spinlerin dönme frekansı ve manyetik alan şiddeti arasındaki bu ilişki sayısal olarak jiromanyetik oran ile ifade edilir ve jiromanyetik oran (“gyromagnetic ratio”) her atom
için farklıdır. Tablo 1’de MRG için önemli izotoplar ve bu
izotopların jiromanyetik oranları verilmiştir. Bir atomun
belirli bir statik manyetik alan kuvveti etkisindeki dönme
frekansı (Larmour frekansı) Larmour eşitliği kullanılarak
hesaplanır:
[Larmour frekansı] = [Jiromanyetik Oran] x [Manyetik
alan Kuvveti]
Resim 2 u Protonların spin hareketiyle oluşan manyetik özellik,
onların mikro boyutlarda mıknatıslar gibi davranmalarını sağlar.
PROTON NÜKLEER MANYETİK
REZONANSI
3
4
Tablo 1 u Spin Özelliğine Sahip Bazı İzotoplar,
jiromanyetik oranları ve MR sinyal seviyeleri. Sinyal
seviyeleri hidrojen referans alınarak hesaplanmıştır ve bu
izotopların doğada bulunma oranlarına bağlıdır.
Atom
1
H
C
19
F
23
Na
31
P
39
K
13
Jiromanyetik Oran
(MHz/T)
Sinyal Seviyesi (%)
42.58
10.71
40.05
11.26
17.23
1.99
100
1.59
83.30
9.25
6.63
0.05
Örnek: Hidrojen atomunun (1H) 3 Tesla statik manyetik
alan etkisindeki Larmour frekansı, 3 [Tesla] x42.58 [Megahertz / Tesla] = 127,74 Megahertz’dir.
Larmour frekansı spinlerin manyetik etkileşimi açısından çok önemlidir. Protonun dönme frekansı bu dönmenin
yarattığı manyetik alanın da karakteristik bir özelliğidir.
Belirli bir frekansa sahip bir manyetik alanı etkileyebilmek
için yine o frekansta bir dalga uygulanması gerekir. Bu kavram ‘rezonans’ (tınlaşım) olarak açıklanır. Gitarın bir teline
vurduğumuzda diğer tellerin de titreştiğini gözlemleyebiliriz. Sadece bir telden tek bir notada ses çıkarmış olsak
da, özellikle o notaya uygun olarak çekilmiş tellerden daha
yüksek ses çıktığını gözlemleriz. Çünkü belirli bir notaya
yani frekansa sahip ses dalgaları rezonans frekansı kendisine yakın olan tellerde bir titreşime yol açar. Bir telden yayılan dalganın frekansı diğer bir telin rezonans frekansına
ne kadar yakınsa o telde o kadar büyük genlikte bir titreşim
meydana gelir. Proton için de aynı durum söz konusudur.
Larmour frekansı 127,74 Megahertz olan bir hidrojen atomunun dönme eksenini 127,74 Megahertz frekansa sahip
bir elektromanyetik dalga ile değiştirebiliriz. Spinlerin rezonans durumundan yararlanarak dönme ekseninin doğrultusunu değiştirebilmenin MR sinyali elde etmek için
nasıl kullanılacağı bir sonraki kısımda açıklanacaktır.
Manyetik Rezonans Sinyali
Spinlerin bir jiroskop gibi dönerek, dönme eksenine dik bir
manyetik alan oluşturduğu açıklanmıştı. Dönmekte olan
bir jiroskop dönme eksenine dik uzanan bir açısal momentuma sahiptir. Dolayısıyla bu cisme elimizle bir yönde kuvvet uygularsak, açısal momentuma ve uyguladığımız kuvvete dik yönde bir devinim hareketi gerçekleşir (Resim 3).
Benzer durum statik manyetik alan etkisindeki bir spin ile
Larmour frekansına sahip elektromanyetik bir dalga arasında da gerçekleşir.
Spinleri küçük mıknatıslara benzetmiştik. Bu tanımı daha da genişletip spinlerin, dönme eksenlerine dik
bir manyetik alan kuvveti oluşturduğunu ve dolayısıyla
vektörel bir manyetik moment (manyetizasyon vektörü)
oluşturduğunu söyleyebiliriz. Jiroskopun açısal moment
vektörünün yönünü değiştiren mekanik kuvvet gibi; manyetik moment vektörünün yönünü değiştiren elektromanyetik kuvvet, spinin dönme ekseninin doğrultusunu yani
Resim 3 u 1 Numaralı ok yönünde bir kuvvet dönmekteki jiroskopu iterse, jiroskop 2 numaralı ok yönünde yatar ve devinmeye başlar. Zamanla tekrar kuvvet uygulanmadan önceki haline
döner. Aynı durum spinler için de geçerlidir. Nasıl jiroskopun
dönme eksenini yerçekimi belirliyorsa, spinlerin dönme eksenini de statik manyetik alanın yönü belirler. RF uyarım dalgaları,
jiroskobu iten kuvvet gibi, spinlerin dönme eksenini değiştirir.
RF uyarımı sonrasında, spinler zamanlar, statik manyetik alanla
aynı hizaya gelirler.
manyetizasyon vektörü M’yi, M’nin başlangıç yönüne ve
uygulanan elektromanyetik dalganın yönüne dik bir yöne
yatırır (Resim 4). Ancak uygulanan elektromanyetik dalga
kesildiğinde spinler yine eski hallerine dönecektir. Relaksasyon (sönümlenme) olarak adlandırılan bu süreç ilerleyen kısımlarda incelenecektir.
Larmour frekansında uygulanan elektromanyetik dalgalar, elektromanyetik spektrumun radyo frekansı aralığına denk geldiği için, bundan sonra bu dalgalardan RF
olarak söz edilecektir. Spinlerin yani manyetizasyon vektörünün de aynı frekansa sahip olduğu önemli bir noktadır.
Bundan sonraki bölümlerde kolaylık ve standart kullanıma
uygunluk açısından statik manyetik alandan Bo, RF uyarım
elektromanyetik alanından ise B1 olarak söz edilecektir.
[İndüksiyon akımı]
1831 yılında deneysel bilim adamı Michael Faraday, manyetik akının değişiminin iletken bir sargıda (“coil”) bu değişimin birim zamandaki miktarına bağlı olarak bir akım
oluşturduğunu fark etti. Bu buluşun günümüzde elektrik
motorlarının, transformatörlerin, indüktörlerin ve daha
pek çok teknolojinin temel çalışma prensibini oluşturduğunu görüyoruz. Faraday indüksiyon kanununa göre, iletken
bir dairesel sargıdan geçen akım, sağ el kuralına bağlı olarak daire düzlemine dik bir yönde manyetik alan oluşturur.
Aynı şekilde eğer üzerinden akım akmayan bir sargının yakınlarındaki manyetik alan değişirse, bu değişimin yönü ve
ivmesine bağlı olarak sargı üzerinde bir yönde akım oluşur
(Resim 5). Bu akım MR sinyalidir ve indüksiyon akımı MR
sinyalinin meydana gelmesinin temel prensibini oluşturur.
Manyetizasyon vektörü, üç boyutlu düzlemde uzanımsal
[Bo yönü (longitudinal)] ve düzlemsel (transvers) bileşenlerine ayrılarak incelenir. RF etkisiyle doğrultusu değişen
bir manyetizasyon vektörünün uzanımsal ve transvers düzlemde bir manyetik akı değişimine sebep olduğu görülür
(Resim 6). Bu manyetizasyon değişimini bir sinyale dönüştürmek için ihtiyaç duyulan şey, iletken bir kablo kullanılarak yapılmış dairesel bir sargıdır. Transvers düzleme
yerleştirilecek bir sargı üzerinde, bu düzlemdeki manyetik
5
Resim 4 u Spin manyetizasyon vektörü M, Bo yani statik manyetik alan kuvvetiyle aynı yönde uzanır. “y” yönünde bir elektromanyetik dalga, spinin Larmour frekansına sahipse, M’yi “x” yönünde yatay düzleme doğru yatırır. M’nin yatay düzlemdeki bileşeni Mxy’dir
ve Mxy’ye transvers manyetizasyon denir.
RF sargıların çalışma prensipleri radyo antenleriyle
aynıdır. Zaten sargılar da dairesel birer antendir. Tek fark,
radyo antenleri uzak alanlara elektromanyetik dalga gönderip uzak alanlardaki dalgaları algılamak için tasarlanırken, MR sargıları yakın alanları uyarıp yakın bölgelerdeki
manyetik alan değişimlerini algılamak için tasarlanmıştır.
Radyo verici antenleri gibi MR sargıları da uygulanmak
Resim 5 u Faraday’ın indüksiyon prensibinin oluşturduğu akımın yönü Lenz prensibiyle açıklanabilir. Buna göre, eğer sargı üzerindeki manyetik akı yoğunluğu azalıyorsa indüksiyon akımı bu yöndeki manyetik akıyı artıracak yönde oluşurken tersi durumda diğer
yönde akım oluşur.
Resim 6 u Alıcı sargının üzerinde zamanla azalan Mxy’den dolayı indüklenen sinyal.
alan değişimine bağlı olarak bir akım oluşur ve bu akım
elektronik devreler yardımıyla yükseltilip ölçülebilir (Resim 6). Bu fonksiyonu gerçekleştiren sargılara alıcı sargı,
RF uyarım dalgalarını yayan sargılara ise verici sargı denir. Bir sargı hem alıcı hem de verici olarak kullanılabilir.
MRG’de bu sargılar Larmour frekansında çalışmak üzere
yapıldıkları için RF sargı olarak adlandırılır.
6
istenen sekansın türüne ve görüntülemenin amacına göre
zamanlaması, süresi, yönü, gücü, şekli ve frekansı belirlenmiş RF dalgaları yayar. Bu dalgalar spinleri uyararak manyetizasyon vektörünün transvers düzleme doğru sapmasına sebep olur. RF dalgaları ile uyarılmış spinler, RF uyarımı
kesilince tekrar eski hallerine, yani uzanımsal yöne geri
döner. Çünkü statik manyetik alan Bo da uzanımsal yönde, yani z yönündedir ve şiddetli bir statik manyetik alanın
varlığı manyetizasyon vektörünü kendisiyle bir doğrultuda olmaya zorlar. Manyetizasyon vektörünün RF uyarımı
sonucunda büyüklüğü artan transvers bileşeninin zamanla
sıfırlanması, yatay düzlemde bir manyetik alan değişimine
sebep olur. Yatay düzleme yerleştirilen bir alıcı sargıda belirli bir akım oluşmasına sebep olan bu değişimin yarattığı
sinyalin frekansı da spinlerin dönme frekansı olan Larmour frekansıyla aynıdır. Dolayısıyla bu sinyal, bir RF dalgası
olarak radyolarımıza ulaşan yayınlar gibi alıcı sargı yardımıyla spinlerden gelen bilgiyi taşır.
Şimdiye kadar MR sinyalinin oluşma mekanizması, bu
sinyale sebep olan protonun manyetik rezonans davranışı, RF verici ve alıcı antenlerinin bu sistemdeki görevleri
anlatıldı. Bu aşamada incelenmesi gereken iki konu daha
var. Birincisi: Spinlerin uyarılması ve tekrar eski hallerine
dönmelerinin bize sağladığı bilgi. İkincisi: Spinlerin indüksiyon akımı olarak verdiği bilgiyi uzamsal olarak kodlayıp
değişik dokuları ayrıntılarıyla temsil eden görüntüleri oluşturan sistemin çalışma prensibi. Bu konulara değinmeden
önce MR fiziğinin temel konusu olan proton manyetik rezonansıyla ilgili bir konuya açıklık getirilmesi gerekir.
MR fiziği anlatılırken, spin özelliğine sahip çekirdeklerin hareket özellikleri jiroskop benzetmesiyle, manyetik
özellikleri ise mıknatıs analojisi kurularak anlatıldı. Aslında bu benzetmeler klasik fizikte geçerli olan parçacık hareketlerinin bir yorumudur. Gerçekte ne bir topaç gibi dönen
atom çekirdekleri, ne de küçük mıknatıslar söz konusudur.
Özellikle tek bir parçacıktan söz edildiğinde, ayrıntılarını
kuantum mekaniğiyle ilgili kaynaklarda bulabileceğimiz
istatistiksel hesaplarla anlaşılabilen rastlantısal davranışlar,
kuantize enerji atlamaları ve elektrodinamik etkileşimler
MR fiziğini çok daha doğru olarak anlatır. Ancak tek bir
spinden değil de milyonlarca spinin oluşturduğu toplam
manyetizasyondan bahsederken klasik fizikteki yorumlar
yine geçerlidir.
Resim 7 u Manyetizasyon vektörü milyonlarca spinin oluşturduğu toplamı temsil eder. Statik manyetik alan yokluğunda
rastgele davranan spinler, Bo etkisinde sıfırdan farklı bir toplam
manyetizasyon oluşumuna sebep olurlar (M).
Sinyal seviyesi, manyetizasyon vektörünün büyüklüğüyle, yani Bo ile aynı yönde hizalanan spin sayısı ile doğru
orantılıdır (Resim 7). Bu yüzden statik manyetik alan şiddeti ne kadar yüksek olursa MR sinyal seviyesi de o kadar
yüksek olur. Çünkü makro seviyede bir spin grubunun
oluşturduğu toplam manyetik momentin büyüklüğü manyetik alan şiddetiyle doğru orantılıdır.
Relaksasyon
Spinlerin B1 etkisi ile uyarılması sonucu manyetizasyon
vektörü transvers düzleme doğru eğilmeye başlar. Bu eğilme miktarına sapma açısı (“flip angle”) denir ve sapma açısı
B1 şiddetine bağlıdır. Uygulanan RF sonrasında sapma açısı kadar eğilen spinler, RF kesilince tekrar Bo ile aynı düzleme gelir, yani z yönünde uzanır. Eğer spinlerin manyetizasyon vektörü bileşenlerine ayrılarak incelenirse, RF uyarımından hemen sonra spinlerin yatay düzleme sapmasıyla
birlikte sıfırlanan Mz zamanla eski haline dönerken; RF
sonrasında maksimum olan Mxy zamanla sıfırlanır (Resim
8, Resim 9). RF uyarımı sonrasında gerçekleşen sürece relaksasyon denir. Bu süreci etkileyen olaylar şunlardır: Birbirine yakın spinler arasındaki manyetik etkileşim, Bo’nun
bütün uzayda homojen olmaması ve spinlere yakın diğer
atomlar arasındaki etkileşimler. Bütün bu etkenler dokular
arasındaki kontrast mekanizmalarını oluşturur. Çünkü her
bir dokuya ait spinler ayrı relaksasyon özelliklerine sahiptir. Bu süreçler ayrı ayrı incelendikten sonra, MRG’de farklı
dokular arasında kontrast oluşturma teknikleri incelenecektir.
Resim 8 u 90 derece sapma açısına neden olan RF uyarımı sonunda M vektörü tamamen transvers düzlemdedir. Dolayısıyla Mz yani
manyetizasyon vektörünün uzamsal bileşeni sıfırdır. Zamanla RF uyarımı kesildikten sonra Mz tekrar eski haline döner.
7
Resim 9 u Manyetizasyon vektörünün sapmasından ötürü Mxy RF uyarımının ardından maksimum büyüklüktedir. Zamanla spinler
eski haline döner ve Mxy sıfıra eşitlenir.
[Spin Faz bozunumu ve transvers
sinyal azalımı]
[Spin-spin relaksasyonu]
Statik manyetik alan değişimlerinden (Bo inhomojenitesi)
başka zamana bağlı manyetik alan değişimi yaratan mekanizmalar da vardır. Bu değişimlerin kaynağı yine kendileri
de küçük birer mıknatıs olan ve manyetik alana sahip olan
Resim 10 u Mo, başlangıç manyetizasyon vektörünün başlangıçtaki büyüklüğüdür. Zamanla spinler arasındaki faz farkının artması
sonucu sinyal seviyesinin üssel olarak azalmasıyla T2* relaksasyonu gözlenir.
MR sinyali milyonlarca spinin katkısıyla oluşur. Bu sinyal
spinlerin manyetizasyon vektörlerinin toplamına bağlıdır
ve bir vektörel toplamda vektörler arasındaki faz farkı toplamı etkiler. Eğer bütün spinler aynı faza sahipse toplam
manyetizasyon vektörünün büyüklüğü her bir manyetizasyon vektörünün toplamı kadar olurken, spinler arasında faz
farkı varsa, toplam, eş fazlı durumdaki toplama göre daha
küçüktür. Gerçekten de spinler arasında, her bir spine etki
eden statik manyetik alanın çok az farklı olmasından dolayı, böyle bir faz farkı vardır. Bu manyetik alan farkı Bo’ın
homojen olmamasından kaynaklanır. Bu bölgesel Bo farkı
MRG cihazından ve dokudaki manyetik farklılıklar yaratabilecek kimyasal yapılardan kaynaklanabilir. Örneğin,
kan dokusundaki demir atomlarının varlığı mikroskobik
düzeyde suseptibilite farklılığı yaratarak bölgesel manyetik
alan değişikliklerine neden olabilir. Cihaza bağlı inhomojeniteler için MRG cihazlarında ‘shimming’ (ayarlama) denilen ve manyetik alanı ayarlayarak bu farkı minimize eden
bir teknoloji mevcuttur. Bo alanının homojenitesi ppm
(“parts per million”=milyonda bir) birimi ile ifade edilir. 1
ppm homojenite, Bo’nun bölgesel olarak milyonda biri kadar değişebileceğini gösterir.
Spinlerin başlangıçta bir doğrultuda yöneldiğini varsayalım. Spinlere tesir eden statik manyetik alandaki, yani
Larmour frekanslarındaki küçük fark her bir manyetizasyon vektörünün faz açısının zamanla artarak spinler arasındaki faz uyumunun bozulmasına yol açar. Dolayısıyla
manyetizasyon vektörlerinin toplamı da zaman içerisinde
azalacaktır ve bu faz bozunumu MR sinyalinin de azalmasına yol açacaktır (Resim 10). Bu üssel azalma sürecini bir
zaman sabitiyle ifade etmek için sinyal seviyesinin maksimum seviyenin %37’sine ulaştığı zaman kullanılır. MR literatüründe bu süre T2* (‘T2 star’) sembolüyle ifade edilir.
8
Resim 11 u TE/2 süresinde uygulanan 180 derecelik RF darbesi TE süresinde kaydedilen eko sinyalinin spinler arasındaki faz farkından kaynaklanan T2* bozunumundan arınmış bir sinyal elde edilmesini sağlar.
spinlerin arasında mikroskobik difüzyonlar nedeniyle gerçekleşen manyetik etkileşimlerdir. Bu mekanizmaya spinspin relaksasyonu denir ve spinler arasında zamana bağlı
değişkenlik gösteren manyetik etkileşimlerden kaynaklanır. Bu etkileşimler de MR sinyalinde zaman sabiti T2
sembolüyle gösterilen bir azalmaya neden olur. RF uyarımı ve hemen ardından kaydedilen MR sinyalinde statik ve
zamana bağlı manyetik alan değişimlerinin etkisi beraber
görülür. Sadece spin-spin relaksasyonun etkisinin gözlemlenmesi veya T2 değerinin ölçülmesi için statik alan değişimlerinden kaynaklanan faz bozunum etkisini bertaraf
eden bir ölçüm yapılmalıdır (Resim 11).
[“Spin-Lattice” (Spin-Kafes) relaksasyonu]
Relaksasyon sonucunda, B1 ile spinlere aktarılan enerjinin
tamamen kaybolması beklenir. Fakat T2* ve T2 relaksasyon
mekanizmaları sonucunda spinlerde depolanan enerjinin
tükenmediği, sadece ölçülebilen transvers manyetizasyon
sinyalinin tükendiği görülür. Spinlerin tekrar Bo ile hizalanması, yani denge veya kararlılık konumuna ulaşması
için bir süre daha beklenmesi gerekir. Bu süre boyunca
spinlerde depolanan enerjinin geri kalanı spinlerin etrafındaki diğer atomlara aktarılarak sönümlenir. Protonların,
yani hidrojenin etrafını saran diğer atom ve moleküllerin
(kafes) varlığı spinlerin RF uyarımıyla edindikleri enerjiyi tamamen yitirerek eski hallerine dönmelerini sağlar. Bu
durum klasik fizikteki sürtünme kuvveti mekanizmasına
benzetilebilir. Spin-kafes relaksasyonu T1 zaman sabiti ile
gösterilir ve bu süre manyetizasyon vektörünün başlangıç
büyüklüğünden %37 değer kaybedene kadar geçen süredir
(Resim 12). T1 relaksasyonu T2 ve T2*’a göre daha uzun sürer. Ayrıca T1 süresi artan Bo şiddeti ile artarken; T2, Bo’dan
bağımsızdır. Bir sonraki bölümde MR sinyalinin azalma
mekanizmalarından yararlanılarak dokular arası kontrast
oluşumu anlatılacaktır.
Relaksasyon süreleri dokuya enjekte edilen bazı kontrast maddeleriyle değiştirilebilir. MRG’de kullanılan kontrast maddeleri genellikle Gadolinyum temelli bileşenler
içerir. Bu maddeler dokuların T1 veya T2 değerlerini değiştirerek sinyal seviyesinin de değişmesine sebep olur.
GÖRÜNTÜ YAPILANDIRILMA
Bu bölümde önce kontrast kavramı ve mekanizmaları anlatılacak, daha sonra uzamsal kodlamanın ayrıntıları işlenecek ve görüntü yapılandırma teknikleri açıklanacaktır.
Kontrast
MRG’de kontrast, kaydedilen sinyal seviyelerindeki fark ile
oluşur. Yani bir dokuya ait bir bölgeden kaydedilen sinyal
seviyesi yüksekse o bölge görüntüde parlak görünürken,
sinyal seviyesi düşük olan bölgeler siyaha daha yakın bir
renge sahip olurlar. MR görüntüsü, sinyal seviyelerine
göre grinin farklı ton değerlerine sahip piksellerden oluşur. Farklı dokulardaki spinler farklı T1 ve T2 değerlerine
sahiptir. Bu gerçeği kullanarak T1 ve T2 değerlerine göre
dokuların sinyal seviyeleri ayarlanabilir. Ayrıca bir diğer
önemli kontrast mekanizması da proton yoğunluğudur. Bir
dokuda proton yoğunluğu ne kadar fazla ise o kadar yüksek MR sinyali oluşur. Tablo 2’de farklı doku ve maddelerin
T1, T2 değerleri verilmiştir.
[Proton yoğunluğu ağırlıklı görüntüleme]
Resim 13’te proton yoğunluğuna bağlı olarak dokular arası
bir kontrast gözlenmektedir. Proton yoğunluğu, belirtildiği
9
Resim 12 u T1 relaksasyonu sonucunda manyetizasyon vektörü tamamen eski haline döner.
[T2 ağırlıklı (T2A) görüntüleme]
Resim 14’te, dokuların arasındaki T2 süre farkından yararlanılarak oluşturulan bir kontrast tekniği olan T2A MR
görüntüsüne yer verilmiştir. Spinler arasında statik manyetik alan farklılığından kaynaklanan faz bozunumu, hızları
birbirinden farklı koşu yarışçıları gibi düşünülebilir. Yarış
başladığı andan itibaren aralarındaki mesafe zamanla artacaktır. Fakat yarışın tam ortasında geriye doğru koşma-
Tablo 2 u İnsan Vücudundaki Bazı Dokular ve
Relaksasyon Sabitleri
Doku
T1 (ms)
T2 (ms)
Yağ dokusu
Oksijenli kan
240-250
1350
60-80
50
Oksijensiz kan
BOS sıvısı
Gri madde
Beyaz madde
Karaciğer
Böbrek
Kas dokusu
1350
4200-4500
920
780
490
650
860-900
200
2100-2300
100
90
40
60-75
50
ya başlarlarsa başladıkları yere hepsi aynı anda dönerler.
İşte statik manyetik alan farklılığından kaynaklanan faz
bozunum etkisini yani T2* etkenini bertaraf ederek T2 re-
Resim 13 u 15 kanallı alıcı-verici diz koili ile elde olunmuş proton yoğunluğu ağırlıklı sagittal plan görüntüler (3B, “Sampling Perfection With Application optimized Contrasts using different flip angle Evalutions” sekansı).
gibi, bir dokunun proton açısından zenginliğini gösterir.
Proton sayısı ve sinyal seviyesi arasında doğru orantı olduğu varsayılır. Çünkü kaydedilen MR sinyali uyarılan spinlerin manyetizasyon değişimlerinin yarattığı toplam etkidir.
Proton yoğunluğu ağırlıklı bir görüntü elde etmek için MR
sinyalindeki T1 ve T2 etkilerinin bastırılması gerekir. Dolayısıyla TR (iki RF uyarımı arasında geçen süre), görüntülenen dokuların T1 değerinden daha büyük seçilirken; TE
(eko zamanı), T2 değerlerine göre küçük olmalıdır.
10
Resim 14 u T2A hızlı spin-eko sekansı ile elde olunmuş aksiyel
plan beyin görüntüsü.
laksasyon bilgisini elde etmek için bu tarz bir yaklaşımda
bulunmak gerekir. Yani spinler uyarılıp faz bozunumuna
uğrayarak araları açılırken fazlarını 180 derece tersine döndürürsek, belirli bir zaman sonra kaydettiğimiz sinyal, sadece spin-spin relaksasyonun etkisini yani T2 relaksasyon
bilgisini içerecektir. Bu sinyale eko sinyali denir ve bu yöntem sıklıkla kullanılan spin-eko yöntemi olarak adlandırılır.
Spinlerin transvers düzleme dik olarak 180 derece
çevrilmesi için sapma açısı 180 derece olan bir RF dalgası uygulanır. 90 derecelik ilk RF uyarımı ve eko sinyalinin
kaydedilmesine kadar geçen zamana eko-zamanı denir ve
TE ile gösterilir. 180 derecelik RF tam olarak TE/2 anında
uygulanır. TE süresi boyunca da spin-spin relaksasyonu etkin olacağı için, TE arttıkça T2’ye bağlı sinyal kaybı da artacaktır. Relaksasyon mekanizmalarından yalnızca biri etkin
olduğu için T2 zamanı T2* a göre daha uzundur.
T2A, yani dokuların T2 değerine bağlı bir görüntü elde
etmek için TE değeri dokuların T2 süresine yakın seçilir,
böylece farklı dokuların sinyal seviyeleri arasındaki fark
belirginleşir. Ayrıca T1 relaksasyonunun da tamamlanması
için sinyal kaydı sonrasında sonrasında söz konusu dokuların T1 süresinden daha uzun bir süre beklenmesi gerekir. Bu süre, yani iki RF uyarımı arasında geçen süre de TR
(“time of repetition” = tekrar süresi) ile gösterilir.
[T1 ağırlıklı (T1A) görüntüleme]
Resim 15’te T1 kontrastına sahip bir beyin görüntüsüne yer
verilmiştir. T1A, yani dokuların T1 değerine bağlı bir kontrasta sahip bir görüntü elde edilmesi için öncelikle MR sinyalini T2 kaynaklı bilgilerden arındırılması gerekir. Bunun
için TE değeri görüntülenecek olan dokuların T2 değerinden daha büyük seçilirken TR değeri T1 değerlerine yakın
bir değer seçilir.
Doğal olarak bütün görüntüler hem T1 hem T2 hem de
proton yoğunluğu ağırlıklıdır. TE ve TR değerleri değiştirilerek bu kontrast mekanizmalarından biri daha belirgin
hale getirilebilir veya etkisi azaltılabilir.
Resim 15 u T1A spin-eko sekansı ile elde olunmuş aksiyel plan
beyin görüntüsü.
Relaksasyon mekanizmalarının altında yatan fiziksel
etkileşimler ve bu etkileşimlerin yarattığı zaman sabitlerinin uygun TE ve TR seçimleriyle görüntüde kontrast yaratmak için nasıl kullanılacağı incelendi. Sonraki bölümde
MRG’de görüntü yapılandırılmasına ilişkin altyapıyı oluşturacak olan MR sinyalinin uzamsal olarak kodlanması
anlatılacaktır.
Uzamsal Kodlama
Biyomedikal görüntüleme yöntemlerine genel olarak baktığımızda uzamsal kodlamanın sınırları, ölçüm ve yayın
kaynağının yaydığı elektromanyetik dalgaların veya nükleer ışınların dalga boyları ile belirlenir. Örneğin; ışık mikroskobu gözle görülebilir ışıkla görüntüleme yapar ve ayırt
edebileceği minimum büyüklük görünür ışığın dalga boyu
olan 1 mikrometredir. Resim 16’da görülen elektromanyetik
spektrumda daha da sola doğru gidildiğinde, X-ışınlarının
dalga boyunun nanometre seviyesinde olduğu için ayırt
edilebilen minimum büyüklüğün ışık mikroskobuna göre
daha küçük olduğu görülmektedir. Elektron mikroskobu
elektron saçarak görüntüleme yapar ve bu yöntem ile 1 nanometreye kadar ayrıntılı görüntü elde edilebilir.
MRG’de kullanılan ölçüm ve yayın kaynağı RF aralığındadır. Bu durum başlangıçta MRG’nin popülaritesini yitirmesine sebep olmuştur. Bir kitabında Richard Ernst, MR
için kullanılan RF dalga boyunun bir fili görüntülemeye
bile yetmeyeceğini belirtmişti. Gerçekten de 1.5T bir MRG
cihazında kullanılan RF dalgasının boyu 4,6 metredir. Dalga boyu 4,6 metre olan bir yayın kaynağı kullanılarak 1
mm’den daha küçük uzamsal ayrıntıların MRG kullanarak
gözlemlenebilmesinin ardında gradyan manyetik alanları
vardır.
Her şey 1973’te Paul Lauterbur’un ilk MR görüntüsünü
iki adet 1 mm çapında su dolu silindirik kapsülü görüntüleyerek oluşturmasıyla başlar (Resim 17). Lauterbur, zeugmatografi denilen bir yaklaşım kullanarak ilk kez gradyan
11
Resim 16 u Elektromanyetik spektrum ve bazı dalga boylarındaki ışınımların biyomedikal kullanımı.
Resim 17 u Lauterbur ilk MRG deneyini gerçekleştirmiş ve sağdaki görüntüyü oluşturmuştur.
değiştirmek gerekir. Sonuç olarak, sinyalin hangi statik
manyetik alan koşullarında kaydedildiği bilinirse rezonant spinler, yani Larmour frekansı RF ile aynı olan spinler
uzamsal olarak belirlenmiş olur. Rezonant bölge kaydırılarak bütün bir cisim ya da dokuya ilişkin bilgi elde edilebilir.
Konuma bağlı statik manyetik alan yaratmak için kullanılan bu sisteme, gradyan sistemi denir.
Standart MRG sistemlerinde uzayda üç boyutlu uzamsal kodlama yapabilmek için x, y ve z yönlerinde gradyan
manyetik alanı yaratan ayrı gradyan sargıları bulunur. Resim 18’de z yönünde uygulanan doğrusal bir gradyan ve konuma bağlı olarak Larmour frekans dağılımı gösterilmiştir.
Gradyanın doğrusal olması konum ve gradyan arasında
sabit oran ilişkisi olduğunu gösterir. Resim 18’de gradyan
şiddeti ve statik manyetik alan arasındaki ilişki gösterilmiştir. Gradyan şiddeti genelde miliTesla/metre cinsinden
ifade edilir.
Z gradyanı Gz genellikle kesit seçim gradyanı olarak
kullanılır. MRG’de görüntülenecek hasta veya cisimler üç
boyutludur ve görüntüleme çoğu zaman kesitler halinde
gerçekleştirilir. Önce bir kesit, sonra diğeri olmak üzere
ardı ardına alınan kesit görüntüleri daha sonra birleştirilir ve üç boyutlu bir görüntü elde edilir. Kesitin kalınlığı
burada önemli bir parametredir: ne kadar ince bir kesit
seçilmek istenirse o kadar şiddetli bir kesit seçim gradyanı uygulanmalıdır. 5 mm’lik bir kesit kalınlığı, elde edilen
kesit görüntüsünün 5 mm dâhilindeki bütün dokuların bir
izdüşüm bilgisini içerdiği anlamına gelir. Dolayısıyla daha
ayrıntılı bilgiler edinmek için daha ince kesitlerle çalışmak
yani daha ince bir kesitteki spinleri uyarmak gerekir.
Seçici uyarım konusunda dikkat edilmesi gereken
önemli bir nokta da RF uyarım dalgasının şeklinin de seçilen kesitin oluşmasına etkisi olduğudur. Bu etki küçük sapma açıları (90 dereceye kadar) için formülleştirildiğinde,
kesit profilinin RF dalgasının Fourier transformuna denk
olduğu anlaşılmıştır. Resim 19’da MRG’de sık kullanılan iki
manyetik alanlarından faydalanmıştır. Bu yaklaşımla, RF
uyarımı boyunca farklı yönlerde gradyan manyetik alanları uygulayarak o yönlerde su dolu kapsüller tarafından
absorbe edilen RF enerjisinin izdüşümünü kaydetmiş ve
bu izdüşümlerden tıpkı BT’de (bilgisayarlı tomografi) yapıldığı gibi izdüşüm yapılandırma yöntemi ile görüntü
oluşturmuştur. Lauterbur ve Mansfield’in katkılarıyla gelişen ve Nobel ödül sahibi olan MRG’de gradyan kullanma
fikri, MRG’nin günümüzdeki gibi gelişmiş görüntüler sunabilmesinin temelini oluşturur. Şimdi, uzamsal kodlama
ve gradyanlar detaylı olarak ele alınacaktır.
Uzamsal kodlama, RF uyarımının yalnızca belirli bir
bölgedeki spinleri etkilemesi, diğer spinlerin ise hiç uyarılmaması ve bu belirli bölgenin kaydırılarak görüntülenmek
istenen alanın taranmasıyla gerçekleşebilir. Çünkü MRG’de
kullanılan alıcı sargılar, bütün bölgelerden sinyal alır. Bu
yüzden sinyal gelen bölgelerin sınırlanması, yani belirli bir
bölgedeki spinlerin uyarılması gerekir. Yalnızca belirli bir
bölgedeki spinlerin uyarılması için o bölgedeki spinlerin
Larmour frekanslarının B1 ile aynı olması gerekirken, geri
kalan spinlerinse Larmour frekansları B1 frekansından yeg
terince farklı olmalıdır. Larmour frekansı fo = 2p Bo olarak
tanımlanmıştı. Dolayısıyla böyle bir senaryonun gerçekleşmesi için spinlerin maruz kaldığı statik manyetik alanı
12
Resim 18 u Z yönünde uygulanan doğrusal gradyanın sebep olduğu z yönünde doğrusal Larmour frekans dağılımı (solda). Gradyan
şiddeti arttıkça daha ince kesit seçildiği görülmektedir (sağda).
RF puls (darbe) şekli ve bunların uygulanmasıyla oluşan
kesit profili verilmiştir. Sert darbe (“hard pulse”) denilen
dikdörtgen biçimindeki RF uyarımının süresi çok kısa ise
Fourier transformunun kapsadığı frekans aralığı çok geniş olur. Frekans bandı geniş RF darbeleriyle birlikte kesit
seçim gradyanı uygulansa bile kesit seçimi başarılı olmaz
ve bütün bir obje uyarılmış olur. Seçilen kesit ne kadar dar
olursa doku hakkında o kadar ayrıntılı yargılara varılabilir.
Gradyanların uzamsal kodlama için kullanılmasının
MRG’de çözünürlüğe olan katkısı ve görüntü oluşumunda gradyanlardan nasıl yararlanıldığı bir sonraki bölümde
ele alınacaktır. MRG’de kullanılan iki temel görüntü yapılandırma tekniği vardır. Birincisi bilgisayarlı tomografi’de
(BT) uygulanan izdüşüm yapılandırmadır. İkincisi ise daha
çok MRG’ye özgü bir yapılandırma olan Fourier transform
yapılandırmadır. Bu iki farklı yapılandırma tekniğinin sinyal toplama tekniklerinin de farklı olduğu ilerleyen bölümlerde görülecektir.
İzdüşüm Yapılandırma
Bu metot, BT’deki görüntü yapılandırma tekniğine çok
benzemektedir. Farklı açılardaki izdüşümlere denk gelen
MR sinyalleri kaydedilir ve bu izdüşümler birleştirilerek üç boyutlu asıl görüntü oluşturulur. BT’deki izdüşüm
açısı x-ışını kaynağının döndürülmesiyle elde edilirken
MRG’deki izdüşüm açısı gradyanlardan yararlanılarak belirlenir. Örneğin yalnızca x gradyanı açıksa kaydedilen MR
sinyali objenin x ekseni üzerindeki bir doğru üzerine izdüşümüdür. Benzer şekilde yalnızca y gradyanı açıksa, kaydedilen MR sinyali objenin y ekseni üzerindeki bir doğru
üzerine izdüşümüdür. Diğer yandan x ve y gradyanları beraber açık ve aynı şiddete sahipse objenin 45 derece açıyla
izdüşümü elde edeilir. X ve y gradyanlarının birbirine göre
şiddetini değiştirerek ara açılarda da izdüşümler toplanabilir (Resim 20). Ne kadar fazla izdüşüm kaydedilirse o kadar
kaliteli ve doğru bir görüntü yapılandırılır. Aynı açıdaki
izdüşümün daha yüksek gradyan şiddetiyle elde edilmesi
sinyalin daha hızlı kaydedilmesi anlamına gelir. Bu durumda çözünürlük artmış olur.
Fourier Transform Yapılandırma
Bir sinyalin periyot ve genlik özelliklerine sahip olduğunu biliyoruz. Periyot, bir sinyalin kendini tekrar eden en
küçük biriminin yer aldığı zaman aralığıdır. Resim 21’de
Resim 19 u Dikdörtgensel bir RF darbesi (a) ve Fourier transformu alınarak oluşturulmuş kesit profili (b). Sinc şeklindeki RF darbesi
(c) ve dikdörtgensel kesit profili (d). Sinc darbesinin kesit seçimine daha uygun olduğu görünüyor.
13
Resim 21 u Periyodik bir sinyal.
Resim 20 u Gradyanların yönü değiştirilerek kaydedilen izdüşüm bilgileri. Bütün açılarda izdüşümler kaydedildikten sonra,
BT’de de kullanılan izdüşüm yapılandırma yöntemiyle görüntü
yapılandırılır.
[K uzayı]
MRG’de kaydedilen bilgilerin nereye ve nasıl bir düzenlemeyle kaydedildiği de önemli bir sorudur. İşte burada
gradyanların önemi daha da açığa çıkar. Daha önce de
Resim 23 u Zaman uzayındaki genlik ve frekans bilgileri frekans uzayında da vardır. Bir sinyalin Fourier transformu o sinyalin frekans içeriği hakkında bilgi verir.
Resim 22 u Farklı frekans ve genliklere sahip üç dalganın, ayrı ayrı ve toplam olarak gösterimi.
görülen sinyalin periyodu 6.25 ms, frekansı 160 Hertz’dir.
Frekans ise bir saniyede kaç tekrarın gerçekleştiğini söyler
ve periyodun çarpmaya göre tersidir. Sinyaller genellikle içlerinde birden fazla frekansa sahip bileşene sahiptirler. Örneğin, bir gitarda la, mi ve sol notalarına aynı anda basarak
fakat tellere vurma şiddetimiz ki bu genliği belirler, la için
en çok sol için en az olacak şekilde 80 ms boyunca kaydettiğimiz sinyali inceleyelim (Resim 22, 21-23).
Zaman ve frekans için anlatılan bu bağlantıyı, uzam ve
frekans arasında kurmak da mümkündür. Nasıl ki birim
zamanda hızlı değişen bir sinyalin frekansı daha yüksek
oluyorsa, birim uzunlukta sık değişen bir uzamsal bölgenin
de frekansı daha yüksek olur. MKS birimleri kullanıldığında, zamana bağlı frekansın birimi hertz yani 1/saniye iken
uzama bağlı frekansın birimi 1/metredir.
Frekans-zaman ya da frekans-uzam gösterimleri arasındaki geçiş Fourier dönüşüm (transformasyon) tekniği
olarak formülize edilmiştir. Fourier transformasyon haberleşme teknolojilerinin en önemli konularından biridir ve
günümüzde birçok alanda uygulanır.
bahsedilen SE yöntemini kullanacağımız sıradan bir MRG
deneyini inceleyelim. Burada verinin kaydedilmeye başlandığı an, veri toplama süresi ve o andaki gradyan büyüklüğü;
veri matrisinin nasıl oluşturulacağını belirler. MRG’de bu
veri matrisinin yer aldığı, gradyanların izi sürülerek oluşturulan frekans uzayına K uzayı denir.
Birbirine eşit aralıklara sahip yatay ve dikey doğrularla
oluşturulmuş koordinat düzlemine kartezyen düzlem denir. Her bir TR süresinde kaydedilen eko sinyali kartezyen
düzlemin özelliklerine sahip olan K uzayında yatay bir
çizgi boyunca yerleştirilen verileri oluşturur. Bütün bir K
uzayı, kaydedilen eko sinyalleriyle doldurularak iki boyutlu
bir ham veri matrisi elde edilir. Bu veri matrisine Fourier
transformasyon işlemi uygulanır (Resim 24). Çünkü kay-
14
dedilen bu sinyallerle oluşturulan veri matrisi, görüntülenecek objenin veya obje kesitinin frekans uzayındaki ham
görüntüsüdür. Yani K uzayında objenin frekans ve genlik
bilgisi bulunur. Objenin uzamsal bilgisine ulaşmak için K
uzayındaki ham datanın Fourier transformu alınır. Ham
veriden oluşan frekans uzayının, iki boyutlu Fourier transformunu alınarak oluşturulan objeler Resim 25’te gösterilmiştir. Obje ne kadar ayrıntı içerirse Fourier transformu da
o kadar karmaşık olur.
K uzayının daha iyi anlaşılması için frekans ve obje
uzaylarını bağdaştırmak gerekir. Obje uzayında hızlı bir
değişim yüksek frekans demektir. Yavaş değişim yani düz
bir bölge ise düşük frekans demektir. K uzayı frekans bilgisini içerdiğine göre, K uzayının merkezine yani orijine yakın veri noktaları düşük frekansa sahiptir ve objedeki yavaş
değişimlere denk gelen bilgiyi içerir. K uzayının merkezden uzak noktalarındaki veriler ise yüksek frekansa sahiptir ve objedeki hızlı değişimlerin, küçük detayların bilgisini
içerir. Bu yüzden ileride anlatılacağı gibi çözünürlük ve K
uzayında veri alınan en uzak nokta arasında bir bağlantı
vardır. Resim 26’da ham veri matrisi verilen bir MRG deneyinin Fourier transformu, sırasıyla merkezdeki ve kenardaki bilgilerin yok sayılması durumlarında gösterilmiştir.
Not: Frekans uzayında belirli bir frekans aralığındaki veri
noktalarını sıfırlamak filtreleme operasyonudur. Belirlenen
frekanslardaki değişimler, filtreleme yöntemleriyle baskılanabilir. Görüntü işleme operasyonlarının temelinde bu
mantık vardır ve bunun biyomedikal görüntüleme alanlarının hemen hepsinde uygulamaları bulunabilir. Özellikle
görüntülerdeki gürültüyü azaltmaya yönelik aktif filtreler
ve yapılandırma işlemlerinden kaynaklanan artefaktları
Resim 25 u Solda Fourier transform, yani frekans uzayı bilgileri, sağda görüntü uzayı bilgileri yer almakta.
Resim 24 u K uzayının, kaydedilen eko sinyalleriyle doldurulması.
yok etmeye yönelik diğer filtreleme teknikleri, MRG’de sıklıkla kullanılır.
[MRG’de gradyanlar ve fonksiyonları]
X, y ve z diye sınıflandırdığımız gradyanların görüntülemeye ilişkin fonksiyonlarına göre de sınıflandırılmaları söz
konusudur. Buna göre x yönündeki gradyana faz kodlama
gradyanı, y yönündekine frekans kodlama gradyanı ve z
yönündekine de kesit seçim gradyanı denir. Kesit seçiminin ne olduğu anlatılmıştı. Kesit seçim gradyanının özelliği
RF uyarımı sırasında uygulanmasıdır. Bu sayede sadece belirli bir kesitteki spinler RF ile aynı frekansa sahip olacaktır ve yalnızca bu spinler uyarıldığı için bu kesitteki doku
bilgisi kaydedilecektir. Kesitin yer ve kalınlığı gradyan şiddeti ve RF sinyalinin şekli ayarlanarak değiştirilebilir. Kesit
seçildikten sonra uzamsal kodlama problemi iki boyuta
indirgenmiş olur.
Faz kodlama gradyanı RF uyarımından sonra açılır. Bu
gradyan spinlerin x yönünde değişen fazlara sahip olmasını
sağlar yani kesiti değişik fazlı sütunlara böler. Spinler, tıpkı
yan yana dizilmiş farklı boylamdaki ülkelerin yerel saatleri
gibi aynı anda farklı yönde seyrederler. Ancak aynı sütundaki spinler eş fazlı olarak devinim hareketlerine devam
ederler. Bilgi kaydı başladığı anda açılan frekans kodlama
gradyanı ise y yönündeki aynı faza sahip spinlerin devinme frekansını değiştirir. Frekans kodlama gradyanı kesiti
satırlara böler. Dolayısıyla RF alıcı anteni açılıp sinyal kaydı başladığında, farklı satırdaki spinler farklı frekansta devinmektedir ve bütün satırlar devinme frekanslarına göre
kodlanmış olur. Frekans kodlama gradyanı yalnızca sinyal
kaydı süresince açık olduğu için bu gradyana ‘okuma gradyanı’ da denir.
Özetle, MRG ile sinyal alıp görüntü oluşturmak için şu
basamakları takip etmek gerekir:
1. RF uyarım darbesi ile birlikte kesit seçim gradyanı uygulanır.
2. Faz kodlama gradyanı uygulanır.
3. Alıcı sargı ile sinyal kaydedilmeye başlandığında frekans kodlama gradyanı uygulanır.
4. 1.-3. basamaklar farklı faz kodlama gradyan seviyeleri
için tekrarlanır.
5. Elde edilen veriler iki boyutlu bir k uzayına yerleştirilip
bu bilgilerin iki boyutlu Fourier transformasyonları hesaplanır ki bu da bize görüntüyü verir.
K uzayı farklı yörüngelerde bilgi toplayarak da doldurulabilir. K uzayındaki pozisyon ve gradyan şiddeti arasıng
da jiromanyetik oran ve zaman bağlantısı vardır: kx =2p Gt
Resim 27’de farklı gradyan kombinasyonları kullanılarak
elde edilen iki boyutlu k uzayı yörüngeleri gösterilmiştir.
MRG’de kaydedilen sinyalin objeye ait frekans bilgisini
içermesinin nedeni, MRG matematiğinin temelini oluşturan Bloch denklemleri incelenerek anlaşılabilir. Bloch
denklemleri manyetizasyon vektörünün statik, gradyan ve
RF manyetik alanlarıyla etkileşimini ifade eden diferansiyel
denklemlerdir. Bu denklemlere T1 ve T2 relaksasyonları da
dâhil edilmiştir. Bloch denklemleri, sapma açısı 90o veya
Resim 26 u K-uzayındaki tüm bilgiler kullanılarak yapılandırılmış görüntü (solda). K uzayının ortası (düşük frekans bilgisi) olmadan
yapılandırılmış görüntü (sağda). K uzayının kenarları (yüksek frekans bilgisi) sıfırlanarak yapılandırılmış görüntü (ortada). K uzayının
kenarları yok edildiğinde görüntüde ayrıntıların azaldığını görüyoruz. K uzayının merkez bölgesi yok edildiğindeyse sadece yüksek
frekans bilgisi olan kenar çizgilerini görebiliyoruz.
15
16
Resim 27 u Kartezyen yörünge biçiminde K uzayı çizgiler halinde doldurulur. Her TR süresinde K uzayındaki çizgilerden birine kaydedilen sinyal yerleştirilir. X gradyanı, K uzayının –kmax ve +kmax arasında doldurulmasını sağlar (solda). X ve y gradyanlarına salınımlar
yaptırılarak, spiral şekilde K uzayı doldurabilir. Sinyal kaydı her iki gradyan da açıkken yapılır. Oluşan spiral yörüngeye yerleştirilen
bilgi, tam olarak kartezyen düzlemdeki noktalara denk gelmez. Bu nedenle görüntü yapılandırma öncesinde ‘regridding’ denilen
matematiksel operasyonlarla kartezyen bilgi noktaları tamamlanabilir (ortada). Başka bir K uzayı doldurma yönteminde (gradyan
eko-planar sekansına ait) de yörüngenin sinyal kaydı, negatif x ve y gradyanlarıyla başlangıç noktası –kxmax,-kymax olacak şekilde başlar. Bir TR süresinde bütün K uzayı taranarak sinyal küçük ekolar halinde kaydedilip yerleştirilir (sağda).
daha küçük olacak şekilde RF darbesi uygulandığı durum
için çözüldüğünde, kaydedilen sinyal ve manyetizasyon
vektörü arasında bir bağlantı bulunur. Bu bağlantı Fourier
transformdur. Fourier transform işleminde sinyal ve obje
arasındaki dönüşüm Gx ve Gy gradyanlarına göre hesaplanır. Bu gradyanları kullanarak iki boyutlu k uzayına yerleştirilen veri matrisinin Fourier transformu alınarak iki
boyutlu objeyi temsil eden matrisi hesaplayabiliriz. Fourier
transform üç boyut için de hesaplanabilir.
Görüntü ve Sinyal Kaydı Özellikleri
MRG ile elde edilen görüntülerin çözünürlüğü, gerek radyolojik değerlendirmeler gerekse bilgisayarlı sayısal değerlendirmeler açısından önemlidir. Çözünürlüğün nasıl
kontrol edileceği, çözünürlüğü sınırlayan faktörler ve çözünürlüğün etkilediği değişkenler bu kısımda incelenecektir.
Zamansal çözünürlük TR süresine bağlı bir değişkendir. TR süresi kısa tutularak zamana bağlı değişkenler daha
iyi gözlenebilir. Bunun için kullanılacak yöntemler ilerleyen bölümlerde anlatılacaktır. Uzamsal çözünürlük gradyanların şiddetine ve uygulanma sürelerine bağlıdır. Bunu
daha iyi anlamak için K uzayı ve görüntü uzayı arasında bir
eşleştirme yapmak gerekir. Resim 28’de bir K uzayı ve veri
noktaları gösterilmektedir. Fourier transform ilişkisinden
dolayı K uzayındaki en uzak noktanın çarpmaya göre tersi
çözünürlüğü verir. K uzayına bakarak anlaşılabilecek bir
diğer parametre de FOV (“field of view”) yani elde edilen
görüntünün metre biriminden boyutudur. FOV, K uzayındaki iki veri noktasının arasındaki mesafenin çarpmaya
göre tersidir. FOV ve çözünürlük x ve y yönünde değişebilir. Çünkü bu iki yön farklı gradyanlarla tanımlanır.
Gradyan şiddeti ne kadar yüksek olursa o kadar yüksek
çözünürlüklü görüntüler elde edilebilir. Aynı şekilde, faz
kodlama gradyanı ne kadar uzun süre açık kalırsa, kymax o
kadar büyük olur ve çözünürlük artar. Ayrıca çözünürlüğü
artırmak için faz kodlama yönünde daha çok veri toplanması gerekeceğinden toplam görüntüleme süresi de artar.
MRG’de karşılaşılan en basit artefakt, “aliasing” (örtüşme) diye adlandırılan FOV’a sığmayan görüntünün
kenarlarından itibaren kendi üzerine örtüşmesidir (Resim
29). Sebebi, faz kodlama yönünde K uzayının yeterince sık
taranmamasıdır. “Aliasing” sadece faz kodlama yönünde
olur. Çünkü frekans kodlama yönündeki tarama sıklığı
alıcı sistemdeki analog/dijital dönüştürücünün bilgi örnekleme frekansıyla aynıdır, bu frekans da oldukça yüksek
olduğu için frekans kodlama yönünde “aliasing” görülmez.
Buraya kadar spin dinamikleri, temel kontrast mekanizmaları ve görüntü yapılandırma prensipleri incelendi.
Bir sonraki bölümde sekans kavramı açıklanacak; SE ve GE
gibi temel sekanslar gösterildikten sonra, daha karmaşık
sekanslar örneklerle incelenecektir.
TEMEL SEKANSLAR
MRG’de sekans terimi; görüntülenecek doku veya fantomun, radyologun belirlediği özelliklerini ortaya çıkaracak
kontrasta sahip olacak şekilde uygulanan RF darbeleri,
gradyan alanları ve sinyal kayıt zamanlamalarının bütününü ifade eder.
En basit MRG sinyali FID’dir (“Free Induction Decay”
=Serbest İndüksiyon Bozunumu). Manyetizasyon vektörü
90 derece sapma açısı sağlayan bir RF darbesi ile uyarılır
ve RF uyarımı biter bitmez sinyal kaydedilir. Görüntü elde
etmek için genellikle üç boyutlu izdüşüm yapılandırılması
sağlayacak gradyanlar uygulanır.
FID sinyalinin özelliği hem T2 hem de T2* relaksasyonlarına ilişkin bilgi içermesidir. T2 bilgisini elde etmek için
kullanılan SE yöntemi bir sonraki bölümde detaylı olarak
ele alınacaktır.
Spin Eko (SE)
Eko sinyali almak için, TE/2 zamanında 180 derecelik bir
RF darbesinin uygulandığı relaksasyon konusunda anlatılmıştı. SE sekanslarında, genellikle kartezyen K uzayı yörüngesi izlenecek şekilde gradyanlar uygulanır. Üç boyutlu
17
Resim 28 u Gx ve Gy sırasıyla faz kodlama ve frekans kodlama gradyanlarının büyüklükleridir. tx ve ty toplam faz kodlama ve sinyal
okuma süreleridir. Δt ise sinyal kaydında bilgi toplama sıklığı ya da örnekleme periyodudur. Bu durumda sinyal okuma süresinde tx
Dt
tane veri kaydedilir.
Gradyan Eko (GE)
Resim 29 u Faz kodlama yönünde Δky; 0,4Δky’ye düşürülünce,
bu yönde örtüşme (aliasing) gözlenmiştir.
görüntüleme içinse daha önce sözü edilen seçici uyarım
metodu kullanılarak, görüntülenecek obje iki boyutlu kesitlerin birleşimiyle oluşturulur.
SE’nin bir varyasyonu olan HSE sekansında, TE anında spinler aynı faza sahip oldukları için sanki deney yeni
başlıyormuş gibi düşünülür ve bu ilk ekodan TE/2 kadar
zaman sonra tekrar bir 180 derece inversiyon RF darbesi
uygulanır. Bu şekilde devam ederek üçüncü, dördüncü
ekolar kaydedilebilir (Resim 30). Doğal olarak T2 ve T1
relaksasyonundan ötürü eko seviyeleri giderek düşer. HSE
sekansının amacı; tek bir eko yerine birkaç ekodan yararlanarak, obje hakkında daha fazla bilgi edinmek veya inceleme süresini kısaltmaktır. TR süresince kaydedilen eko sayısı arttıkça, zaman açısından avantajlı bir durum oluşur. 16
tane TR’da kaydedilecek bilgi, 1 TR’da 16 tane 180 derecelik
RF ile kaydedilmiş olur. Dikkat edilmesi gereken nokta ardışık ekolardan her birinin farklı bir faz kodlama çizgisine
180 derecelik ikinci bir RF darbesi yerine pozitif ve negatif
gradyanlar kullanılarak da bir eko sinyali oluşturulabilir.
Bu eko sinyali, RF uyarımının ardından uygulanmaya başlayıp TE/2 süresince devam eden gradyanın TE/2 anında
zıt yönde ve aynı büyüklükte uygulanmaya başlanması ve
TE süresi boyunca uygulanması ile elde edilir. TE anında
kaydedilmeye başlanan eko sinyali SE’nin aksine daha kısa
sürede elde edilmiş olur (Resim 32). Buna bağlı olarak TR
süresi de kısalmıştır. Resim 33’te örnek bir GE görüntüsü
yer almaktadır.
SE’ye göre daha hızlı bir yöntem olduğu için yaygın bir
kullanıma sahip olan GE’nin de farklı varyasyonları spinlere ilişkin T1, T2* ya da proton yoğunluğu gibi bilgileri
açığa çıkarmak için geliştirilmiştir. GE sekansı hem kartezyen K uzayı yörüngeleri hem de kartezyen olmayan radyal,
spiral gibi yörüngeler oluşturacak gradyanlarla birlikte kullanılabilir.
GE’nin bir varyasyonu MR anjiyografi için kullanılır.
GE sekansı harekete hassastır ve hareket eden spinler bu
sekans kullanılarak belirgin hale gelir. Bu sayede kan akışına ilişkin değişimler GE ile görüntülenebilir. Bir diğer varyasyonu fonksiyonel MRG için kullanılır. SE’ye karşı sağladığı hız avantajı diğer yöntemlerle birleştirilerek kardiyak
ait olduğudur. Bu da sekans diyagramında görüldüğü gibi
faz kodlama gradyanının şiddeti her ekoda değiştirilerek
gerçekleştirilir. Bir sonraki TR’da bir önceki faz kodlama
gradyanları eşit miktarda artırılarak, K uzayında eko sayısı
kadar daha çizgi taranır. Böylece K uzayında yeterince veri
toplanana kadar sekans devam eder.
Resim 31’de HSE yöntemi ile kaydedilen eko sinyalleri
kullanılarak oluşturulmuş bir beyin görüntüsü yer almaktadır. Eko sinyali kaydetmenin diğer bir yolu olan GE yöntemi bir sonraki kısımda incelenecektir.
18
Resim 30 u Standart SE (solda) ve 4 ekolu HSE (sağda) sekansları. Gz, Gy ve Gx; sırasıyla kesit seçim, faz kodlama ve frekans kodlama
gradyanlarıdır. ADC, analog/dijital dönüştürücü demektir ve sinyalin ne zaman kaydedileceği ADC açılıp kapatılarak belirlenir.
Resim 32 u İki boyutlu GE sekansının basit diyagramı (FLASH).
Resim 31 u 3 boyutlu HSE tekniği kullanılarak elde edilen T1A
sagittal beyin görüntüsü (T1A 3B-SPACE sekansı).
görüntülemeye de uyarlanabilir. Bu yöntemde GE sekansı,
EKG sinyali kaydeden kardiyak sinyal ayırıcıyla senkronize
olarak çalışır.
T1 relaksasyonuna dair bilgi almak için uygulanan
‘spoiled’ GE sekansında, T2* etkisini yok etmek için uzun
bir TR boyunca beklemek yerine şiddetli ‘spoiler’ gradyanları uygulanması sonucu spinlerin T1 relaksasyonuna
ilişkin bilgi elde edilir. GE sekansında T2* kontrastı tıpkı
SE’deki gibi TE süresi değiştirilerek ayarlanabilir. Fakat T1
kontrastı, SE’den farklı olarak hem sapma açısına hem de
TR’ye bağlıdır. Dolayısıyla uygun doku kontrastı için sekans zamanlamasına karar verilirken sapma açısı da hesaba
alınmalıdır. GE sekansında optimum sapma açısı Ernst tarafından formülize edilmiştir ve bu açıya Ernst açısı denir.
Ernst açısı uygun TR ve T1 değerleri bilinerek hesaplanabilir. Resim 34’te farklı sapma açıları kullanılarak oluşturulmuş görüntüler yer almaktadır.
Resim 34’teki görüntülerde dikkat çekici bir özellik de
sapma açısı arttıkça damarların daha belirgin hale gelmesidir. Bu etki kalkış zamanı (“time of flight”) diye adlandırılır. Sebebi, görüntüleme kesitine dik bir kan akışı olmasıdır.
Akış halindeki dokuya ait spinler, kesitteki sabit spinlere
göre farklı bir RF uyarım geçmişine sahiptir. Eğer RF uya-
Resim 33 u Aksiyel planda alınmış 2 boyutlu spoiled GE görüntü. Sağ temporal lobda, kanama alanları içeren lezyon izleniyor.
19
Resim 34 u Sapma açıları 10, 25, 50, 75 ve 90 derece olan 5 adet aksiyel plan GE görüntü. Görüldüğü gibi maksimum sinyal seviyesi
25-50 sapma açısında elde edilir. Bu da demektir ki GE sekansında maksimum sinyal seviyesi için 90 derece değil, Ernst açısı kadar RF
uyarımı gerçekleştirilmelidir.
rım açısı Ernst açısını aşarsa statik dokulara ait spinlerin
transvers manyetizasyon vektörü küçülür. Dolayısıyla kesit dışından gelen akış halindeki dokulara ait spinler Ernst
açısına daha yakın bir uyarım etkisinde kaldığından daha
yüksek sinyal oluşturur ki bu da anjiyografik kontrast oluşumuna neden olur.
Ekoplanar Görüntüleme
Satürasyon ve İnversiyon Düzelme
Satürasyon düzelme sekansı 90 derecelik RF dizilerinden
oluşur. Aralara görüntüleme için uygun gradyanlar yerleştirilir. Normalde bu sekansla FID sinyali kaydedilir, ancak
90 derece RF darbelerinin ardından 180 derece RF darbeleri uygulanarak SE’ler de kaydedilir. Günlük rutin pratikte
az kullanılır.
SE’nin bir varyasyonu olan inversiyon düzelme sekansı,
sıklıkla T1 bilgisi elde etmek için kullanılır. Bu sekansta ilk
RF uyarım darbesi 180 derecelik bir sapma açısı oluşturacak şekilde uygulanır. 180 derecelik RF uyarımı manyetizasyon vektörünün ters dönmesine neden olur. TI (“Time
of Inversion” = inversiyon zamanı) kadar zaman sonra aynı
yönde 90 derecelik bir RF uyarım darbesi uygulanır. Bu 90
derecelik RF uyarımından itibaren inversiyon eko sekansı
Faz-Kontrast sine MR
Faz-kontrast tekniği MR anjiyografide ve BOS akım MR’da
yararlanılan tekniklerden biridir. Faz-kontrast sekansında
okuma gradyanı pozitif ve negatif olmak üzere çift sinyal
kaydı alınır. Oluşturulan görüntüler birbirinden çıkarıldığında sabit görüntüler silinirken, geriye sadece vasküler
yapılar ve beyin-omurilik sıvısı (BOS) gibi hareketli oluşumlar kalır. Bu sekans ile kan akış hızı yavaş olan damarlar
veya BOS akımı da incelenebilir (Resim 36).
Yağ Baskılama
MRG’de sık kullanılan hazırlık darbelerinden biri de yağ
baskılama darbeleridir. Görüntüleme öncesi uygulanan bu
darbeler yağ dokusundan sinyal gelmemesini ve sadece su
ve diğer dokulardan gelen sinyallerle görüntü oluşturulmasını sağlar. Birden çok yağ baskılama tekniği olmakla beraber en yaygın kullanılan teknikler ‘kısa zamanlı inversiyon
düzelme’ ve ‘spektral seçici uyarım’ teknikleridir.
[Kısa zamanlı inversiyon düzelme]
Kısa zamanlı inversiyon düzelmede yine 180 derecelik bir
inversiyon darbesi manyetizasyon vektörünü ters çevirir.
Kısa bir süre sonra (yağ manyetizasyonunun uzanımsal bileşeni sıfır olduğu anda) 90 derecelik uyarım darbesi uygu-
Resim 35 u GE ile başlayan eko-planar sekans diyagramı (sağda) ve bu sekans kullanılarak 1 TR süresinde kaydedilmiş 24 kesitli bir
beyin görüntüsü.
Ekoplanar görüntüleme de bütün K uzayı bir TR aralığında
taranır. Bunu gerçekleştirmek için faz kodlama gradyanları çok hızlı değiştirilerek K uzayında Resim 35’teki gibi
gradyanlar kullanılarak 27’de en sağda görüldüğü gibi bir
yörünge izlenir. Ekoplanar görüntülemenin SE ve GE versiyonları vardır.
SE sekansıyla aynı şekilde devam eder. Yani TE/2 zamanında bir 180 derece RF uygulanır ve TE anında eko sinyali
kaydedilir. Başlangıçta uygulanan 180 derece RF darbesi
sayesinde spinler arasındaki T1 relaksasyonu yani uzanımsal relaksasyon farkı daha belirgin hale gelmiş olur.
20
Resim 36 u Akuaduktus stenozlu ve endoskopik 3. ventrikülostomili hastanın; faz-kontrast tekniği ile elde olunmuş, BOS akım MR
görüntüleri. Soldaki magnitude görüntüde akım yönü bilinemezken; orta ve sağdaki faz görüntülerde akım, yönüne bağlı olarak
siyah veya beyaz renkte kodlanmıştır.
lanır. Ancak bu noktada yağ manyetizasyonun uzanımsal
bileşeni sıfır olduğu için transvers düzleme yatırılacak bir
yağ manyetizasyonu bulunmaz. Ancak su ve diğer dokuların manyetizasyon vektörleri transvers düzleme yatırılarak
sinyal alınır. Resim 37’de bu teknik ile elde olunmuş örnek
bir görüntü yer almaktadır.
[Spektral seçici uyarım]
RF darbeleri belirli bir Larmour frekans aralığındaki spinleri uyarmak için tasarlanmıştır. Yani belirli bir uyarım aralığına sahiptirler. Bir RF darbesinin uyarım aralığı Fourier
transformu alınarak anlaşılabilir. Yağ ve sudaki hidrojen
atomlarının Larmour frekansları, moleküllerin kimyasal
yapılarından ötürü statik manyetik alan şiddetine de bağlı
olarak çok az farklıdır. Bu farka kimyasal fark denir. Yağ
ile su arasında 3,5 ppm kadar kimyasal fark vardır. 1 Tesla
manyetik alan etkisinde yağ ve suya ait spinlerin Larmour frekansları arasında 150 Hz fark bulunur. İşte bu farktan yararlanarak sadece yağ ya da sadece su dokularına ait
spinleri uyaran RF darbeleri tasarımlamak mümkündür.
Bu yönteme spektral seçici RF uyarımı denir.
Spin Etiketleme
RF etiketleme darbeleri bir fiziksel ya da fizyolojik özelliğin
gerçekleştiği yeri uzamsal olarak etiketlemek için kullanılır.
En yaygın etiketleme yöntemi, görüntüyü küçük karelere
bölecek yatay ve dikey çizgiler, yani etiketler oluşturarak
gerçekleştirilir. Bu çizgilerin deforme olduğu bölgeler kullanılarak o bölgelerin fizyolojik veya fiziksel özellikleri
hakkında yorum yapılabilir. Etiketler, normal görüntüleme
sekansları öncesi uygulanan (tıpkı inversiyon düzelmedeki
ilk 180 derecelik RF darbesi gibi) manyetizasyon hazırlık
darbeleridir. RF etiket darbesi ile birlikte uygulanan etiketleme gradyanları, kimi fizyolojik olayların uzamsal olarak
belirlenmesini sağlar. Resim 38’de ızgara tipi etiketleme ile
kardiyak hareketlerinin incelenmesini sağlayan görüntüler
yer almaktadır.
RF etiketleme darbeleri hareket halindeki dokulara ait
spinlere uygulanarak o spinlerin hareket ederken oluşturduğu sinyal değişimlerinden yararlanıp kan akış dinamik-
Resim 37 u Kısa zamanlı inversiyon düzelme (STIR) sekansı ile
elde olunmuş, yağ baskılı koronal plan T2A beyin görüntüsü.
leri veya perfüzyon gibi fizyolojik olaylar hakkında yorum
yapılmasına olanak sağlar. Bu yöntemin genel adı arteriyel
spin etiketlemedir.
Ultra Hızlı Görüntüleme
MRG araştırmalarının önemli bir kısmı görüntüleme hızını artırma yönündedir. Bu yönde pek çok teknik ve yaklaşım bulunmaktadır. Tablo 3’de bu teknikler, geliştirilen
çözüm stratejileri, yöntem, sonuç ve klinik uygulama kısımları altında sınıflandırılarak özetlenmiştir.
Paralel MRG
Görüntüleme hızı, klinik MRG’nin en önemli problemlerinden bir tanesidir. Diğer hızlı görüntüleme yöntemlerinin aksine paralel MRG tekniği, gradyan performans
limitlerini zorlamadan görüntüleme hızını önemli ölçüde
artırır. Paralel MRG’de tek bir alıcı anten yani RF sargı yerine, aynı anda görüntüleme yapan bir alıcı anten dizisi kul-
21
Resim 38 u Izgara tipi etiketleme sayesinde, kardiyak fonksiyonlarının doğru çalışıp çalışmadığı bozulan ızgara çizgilerinden anlaşılabilir.
Difüzyon ve Perfüzyon Görüntüleme
Difüzyon her gün karşılaştığımız fiziksel bir olaydır. Maddeler sıcaklığa bağlı olarak gelişigüzel bir harekete sahiptir.
Bu harekete Brownian hareket denir. İçinde sıcak su olan
bir fincana çay koyduğumuzda çay yapraklarının açılıp
siyah rengin bütün bir bardağa yayıldığını gözlemleyebiliriz. Bu yayılma sıvılarda difüzyon ile açıklanır ve sebebi
de su moleküllerinin gerçekleştirdiği Brownian harekettir
(Resim 40). Gazlar ve katılarda da difüzyondan bahsedilir
ancak burada suyun, daha doğrusu sıvı insan dokularının
difüzyonuyla ilgilenilmektedir. Difüzyon, hücresel düzeydeki morfolojik ve metabolik değişikliklerin önemli bir ölçüsüdür. Ayrıca dokuların mikro-yapıları hakkında önemli
detaylar sunar.
Difüzyonun gerçekleşmesi için belirli bir zamana ihtiyaç vardır ve bu zaman sıvının sıcaklığı arttıkça kısalır. Her
ne kadar difüzyon rastgele hareketler sonucu gerçekleşen
bir olay olsa da istatistiksel yöntemlerle parçacıkların ortalama yer değiştirmeleri hesaplanabilir. Serbest ve izotropik
bir ortamda ortalama net yer değiştirme şu formül kullanarak bulunabilir:
x = 2nDd
Bu formülde n=1,2,3 uzamsal boyut sayısı, Δ difüzyon
süresi, D ise difüzyon sabitidir. Difüzyon sabiti, difüzyona uğrayan moleküllerin hareket etme kabiliyetlerini yani
mobilitelerini gösteren ortamın sıcaklığına bağlı bir sabittir. MRG de kullanılan bazı difüzyon sabiti değerleri şöyledir: Dsu (20oC) = 0.002 mm2/ms; Dsu (37oC) = 0.003 mm2/
ms; Dgri-madde (37oC) = 0.008 mm2/ms. Serbest ortamdaki
bu difüzyon sabitleri doku içerisinde değişecektir. Çünkü
doku serbest bir ortam değildir ve dokudaki difüzyon hareketi hücrelerarası boşluk, damarlar arası geçiş, hücre zarı
gibi engellerden dolayı sınırlanır. Bunlar göz önüne alın-
lanılır. Dizideki her bir RF sargı, kendi hassasiyetiyle sınırlı
olan bölgeden sinyal toplar ve her bir sargı için ayrı ayrı
yapılandırılan görüntüler daha sonra sargıların hassasiyetlerine uygun matematiksel oranlarla birleştirilerek tek bir
görüntü oluşturulur.
Paralel MRG’de hızlandırma faktörü ve geometri faktörü olmak üzere iki temel parametre vardır. Teorik olarak
sargı dizisindeki sargı sayısı kadar görüntüleme hızlandırılabilir. Eğer bir paralel MRG alıcı dizisinde 16 tane sargı
varsa hızlandırma faktörü R=16’ya kadar yükseltilebilir.
Fakat görüntülenecek objenin tekdüze değil de ayrıntılı bir
yapıya sahip olmasıyla birlikte, artan hızlandırma faktörünün sinyal/gürültü oranını da beraberinde artırması, teorik limite ulaşılmasını engeller. Uygun hızlandırma faktörü
orijinal görüntüyle karşılaştırılarak seçilebilir.
Geometri faktörü (g faktörü) hızlandırma faktörünü
sınırlayan gürültü artışını açıklar. Paralel görüntü yapılandırması sonucunda görüntüdeki gürültü seviyesinde bir
artış görülür. Çünkü her bir sargıda yapılandırılan görüntü
parçalarında daha önce de bahsettiğimiz örtüşme problemi
vardır. 1≤g≤1,5 kaliteli görüntü yapılandırmak için yeterli
bir geometrik faktör olarak açıklanmakla birlikte bu değer
yine R faktörüne bağlı olarak belirlenir. Sinyal/gürültü oranı ve paralel MRG faktörlerin arasında şöyle bir ilişki vardır: SNRparalel = SNR 1
g R
Klinikte uygulanan en yaygın paralel MRG yapılandırma algoritması SENSE (“Sensitivity encoding” = Hassasiyet
kodlama) alıcı RF sargı dizisindeki sargıların hassasiyetlerine göre gerçekleştirilen bir paralel görüntü yapılandırma
tekniğidir (Resim 39). Bir diğer görüntü yapılandırma tekniği olan GRAPPA ise paralel sargı dizisindeki elemanlardan gelen bilgileri frekans uzayında değerlendirerek birleştirir.
22
Tablo 3
Sonuç
Klinik Kullanım
Yöntem
Çözüm
Veri Okuma Verimliliğini Artırma
RF darbesi ve veri
kaydı arasındaki
zaman
boşluğunu
azaltma
TR kısaltılır;
Sinyal kayıt
frekans bandı
daraltılır; Hızlı
GE sekansları
(bSSFP gibi).
Manyetizasyon
hazırlık
darbeleri da
dahil edilir.
Sinyal/gürültü
oranı azalır; TR
azaldığı için T1
ağırlığı artar;
Sekans optimizasyonunda yaygın
olarak kullanılır
Ardı ardına eko
toplama
Hızlı spin eko
(FSE, TSE) ve
eko planar
görüntüleme
(EPI)
Kartezyen
olmayan
K uzayı
yörüngeleri
kullanma
TR başına
düşen sinyal
kayıt oranı
artırılır spiral,
konik K uzayı
yörüngeleri;
regridding ve
faz düzeltme
uygulanması
gerekir
HSE: SAR (Özgül
soğurma
ısısı) artışı, T2
bulanıklığı;
Ekoplanar:
Geometrik
bozulma
Gerçek zamanlı
MRG, fMRG,
difüzyon,
perfüzyon
Ufak
donanımsal
kusurlara
karşı hassas;
görüntüde
bulanıklaşma
ve örtüşme
Gerçek zamanlı
MRG, fMRG,
difüzyon,
kardiyak
Daha Az Veri Toplama
K uzayının
belirli
parçalarını
kullanma
İstatistiksel
yapılandırma
Paralel
görüntüleme
Kısmi eko
kaydı; kısmi
yapılandırma;
k uzayındaki
köşeleri dâhil
etmeme
Radyal k uzayı
Yörüngeleri
izdüşüm
yapılandırma
ile Compressed
sensing
(sıkıştırmalı
algılama)
kullanarak
seyreltilmiş
tarama ve
dağınık
yapılandırma
Görüntü
yapılandırmanın
uzun sürmesi
Çok kanallı alıcı
anten dizileri
kullanılarak
geometriye
bağlı bir
hızlanma elde
edilir. Örneğin;
SENSE, GRAPPA.
Hiperpolarize
MRG,
Anjiyografi, kan
akışı
Bütün
uygulamalara
uyarlanabilir.
Sinyal/gürültü
oranı azalır;
faz bilgisinin
kaybı,
çözünürlüğün
azalması
Yarım-Fourier:
Tek darbe
HSE, 3
boyutlu
görüntüleme
Sinyal/gürültü
oranı azalır;
hızlandırma
arttıkça
artefaktlar
oluşur
Resim 39 u Paralel görüntüleme. İki sargıdan faz kodlama yönünde aynı anda veri toplanarak zamandan kazanç sağlanabilir.
Resim 40 u Brownian hareketin iki boyutlu düzlemde simülasyonu.
Resim 41 u Difüzyon ağırlıklı görüntüleme. Aksiyel b1000 görüntüde, sol pariyetal lobda, apseye ikincil kısıtlanmış difüzyon
izleniyor (solda). Aynı seviyeden geçen ADC haritasında; apse
hipointens izlenirken, lezyon çevresindeki ödem hiperintens görünümde (sağda).
dayken bu değer beyaz maddede yaklaşık olarak 0,2 mL/
dk.gr olarak ölçülür.
Perfüzyonla ilgili bir diğer ölçüm de ortalama geçiş süresidir (MTT) ve kana enjekte edilen bir maddenin dokudan ortalama geçiş süresini belirler. MTT aşağıdaki formüle göre hesaplanır:
MTT = RBV
BF
RBV bölgesel kan hacmidir. MRG de kullanılan kontrast ajanlarının takip edilmesinde bu ölçümlerden yararlanılır. Kan dolaşımına ilişkin perfüzyon ölçümlerinde
gerçek zamanlı görüntü yapabilen hızlı sekanslardan yararlanılır. Genellikle fonksiyonel MRG deki gibi gradyan ekoplanar sekansı kullanılır. Kontrast madde, bulunduğu bölgelerde relaksasyonu ve suseptibiliteyi değiştirir. Genellikle
TR 1,5-2 saniye arasında seçilir. Kontrast madde enjekte
edildikten sonra, sinyalin zamana bağlı değişimi gösterilir.
Genellikle kontrast ajanları T2* değerini kısaltarak sinyalin
önemli ölçüde düşmesine sebep olur. Bu sayede farklı dokular arasındaki perfüzyon miktarları karşılaştırılarak tanı
yapılabilir.
Fonksiyonel MRG
MRG ile manyetizmaya sahip değişkenler içeren metabolik fonksiyonları gözlemlemek mümkündür. Bunlardan
bir tanesi kanın oksijenlenme miktarına bağlı değişimleri
P – BF
W
BF kan akış hızı ve W doku kütlesidir. Örneğin; beyindeki ortalama perfüzyon 0,5-0,6 mL/dk.gr’dir. Fakat
perfüzyon bölgeden bölgeye oldukça farklılık gösterir. Gri
maddenin perfüzyonu 0,8-1,3 mL/dk.gr değerleri arasın-
Resim 42 u Difüzyon ağırlıklı görüntülemenin sekans diyagramı. Bu diyagramda sadece difüzyon bilgisini ayırt eden gradyanların uygulanması gösterilmiştir. Sonrasında görüntü oluşturmak için eko planar sekansından yararlanılabilir.
dığında eğer difüzyon süresi çok kısa değilse yukarıdaki
eşitlik geçerliliğini yitirir.
Biyolojik dokulardaki difüzyon engellerle sınırlandırılmakla birlikte çoğunlukla izotropik de değildir. Yani
difüzyon şiddeti yönlere göre değişiklik gösterebilir. Örneğin sinir dokularındaki fiberler boyunca difüzyon serbest
difüzyon gibi davranırken, fiberlere dik yönlerde oldukça
sınırlandırılmıştır. Anizotropi etkisini de dâhil eden difüzyonun matematiksel modeline difüzyon tensör modeli
denir. Bütün bu istatistiksel modelleme ve moleküler düzeydeki formülizasyonlara rağmen, MRG ile gerçekleştirilen difüzyon sabiti ölçümleri 1 mm kadar ayrıntılı olabilir
ve bütün saydığımız faktörlerin bir ortalamasını teşkil eder.
Resim 41’de difüzyon ağırlıklı beyin görüntüleri yer almaktadır. Difüzyonun MRG ile ayırt edilebilmesi için gradyanlardan yararlanılır (Resim 42). Bu gradyanlar sayesinde
eğer spinler difüzyon yoluyla hareket ediyorsa sinyal kaybı
görülür. Difüzyonun olmadığı durumda 180 derecelik RF
darbesinden önce ve sonra uygulanan gradyanlar herhangi bir faz değişimine sebep olmazken, difüzyon görüldüğü
zaman bir faz kaybı oluşur ve sonuç olarak sinyal seviyesi
azalır. Difüzyon hızını görüntünün parlaklığından anlayabiliriz. Difüzyon hızı yani difüzyon sabiti ne kadar yüksekse faz farkından kaynaklanan sinyal düşüşü o kadar fazla
olur. Difüzyon sabiti ve sinyal seviyesi arasında üssel bir
orantı vardır. Ancak bu yöntem, sadece uygulanan gradyan
yönüyle paralel yöndeki difüzyonu gösterir. Dolayısıyla üç
boyutlu difüzyon bilgisi için üç ayrı gradyan kullanılarak
her bir yönde alınan difüzyon görüntüleri birleştirilir.
Kan akışı dinamiklerinin hastalık teşhisi için önemi
büyüktür. Perfüzyon ise kan akışıyla ilgili bir ölçümdür ve
100 gr dokudaki kan akış hızı olarak tanımlanır. Dokuların
büyüklüğü farklılık gösterdiği için tek başına kan akış hızı
birim hacim veya kütleye göre belirtilmedikçe fayda sağlamaz. Perfüzyon değeri aşağıdaki formüle göre hesaplanır:
23
24
Resim 43 u Kelime tanımaya yönelik fMRG deneyinin analiz sonuçları. Yeşil-mavi renk arası, negatif korelasyon seviyesini gösterirken; sarı-kırmızı renkler, pozitif korelasyon seviyesini gösterir.
gözlemlemek için özellikle nöroradyoloji araştırmalarında
sıkça kullanılan BOLD fMRI’dır (“Blood Oxygenation Level Dependent Functional Magnetic Resonance Imaging”=
Kan oksijenlenme seviyesine bağlı fonksiyonel MRG). Hemoglobin oksijene bağlandığında yani oksihemoglobin
halinde diyamanyetik özelliğe sahipken, deoksijenize olduğunda paramanyetik hale gelir. Manyetik özelliklerindeki
bu farklılık, bol oksijenli ve az oksijenli kan dokusunda
MRG ile ayırt edebilen sinyal farklılıklarına yol açar. Paramanyetik deoksihemoglobin kanın suseptibilitesini değiştirerek bulunduğu bölgelerde manyetik alan bozunumlarına
yol açar. Bu durum MR sinyalinin azalmasına neden olurken deoksihemoglobin miktarının azalmasına bağlı olarak
oksijenli kanda sinyal seviyesi artar. Artan nöral aktiviteyle
birlikte artan enerji ihtiyacı, beyin korteksindeki kılcal damarların taşıdığı oksijen miktarının artmasıyla karşılanır.
Aslında nöral aktivitenin hemen ardından ilgili nöronun
etrafındaki kılcal damarlarda anlık bir oksijen azalması görülür. Bunu bölgeye kan akışının arttığı bir zaman aralığı
izler ve sonuç olarak nöral aktivitenin başlangıcından kısa
bir süre sonra bu bölgedeki kan oksijen seviyesi artar.
Standart fonksiyonel MRG (fMRG) sekansları 2 mm
uzamsal çözünürlük ve 1 sn zamansal çözünürlük sağlayacak GE ölçümü yapan eko-planar hızlı görüntüleme
sekanslarıdır. Bu şekilde belirli bir deney esnasında alınan
eko-planar görüntülerin her bir piksel için zamana bağlı sinyal seviyesi değişimi bulunur. Bu sinyal değişiminin
beklenen hemodinamik tepki fonksiyonuna ne kadar benzediği istatistiksel olarak hesaplanır ve pikseller az benzerden çok benzere doğru yeşilden sarı renge kadar bir değer
alır. Hemodinamik tepki fonksiyonu bir fMRG deneyinde
dinlenme ve görev periyotlarına göre BOLD sinyalinde
beklenen bölgesel değişimleri ifade eder. Genellikle nöral aktiviteden birkaç saniye daha gecikmeli başlar. Resim
43’de anatomik beyin görüntüleri üzerinde renklerle ifade
edilen istatistiksel analiz sonuçları yer almaktadır.
Genel MRG Problemleri
Bu kısımda MRG araştırmacılarının üzerinde çalıştığı temel problemlerden söz edilecektir. Bu problemler için geliştirilen çözümler donanımsal ya da yazılımsal olabilir.
Artefaktlar
Gerçekte olmayan bir yapının, görüntüde izlenmesidir.
Başlıcaları aşağıda açıklmıştır.
[Hareket Artefaktı]
Sinyal kaydı sırasındaki hareketten veya akımdan kaynaklanır (Resim 44A). Görüntünün geometrik ve kontrast çözümlemesinde kayıp meydana gelebilir. Bu artefakt en sık
faz kodlama yönünde görülür. Çok az bir hareket bile faz
değişikliğine neden olarak, tüm görüntüde artefakt izlenmesine neden olabilir. Faz kodlama yönünde objenin soluk
bir kopyası çıkar. Bu nedenle “Ghost” (hayalet) artefaktı da
denilmektedir. Frekans kodlama yönünde hareketin etkisi daha azdır. Çünkü eko sinyalinin ortaya çıkışı, frekans
kodlaması ve örnekleme aynı anda çok hızlı yapılır (birkaç
milisaniye sürer).
[Metal Artefaktı]
Metaller; etrafındaki manyetik alanı, duyarlılık farkından
ötürü bozarak sinyal kaybına yol açar. Resim 44B’de, kafa
arkasındaki metalin yarattığı sinyal kaybı gösterilmiştir.
25
Resim 44 u A: Hareket artefaktlı hali. B: Metal artefaktlı hali. C: Yağ ve su arasındaki mesafe kimyasal farktan ötürü, suyun Larmour
frekansındaki uyarımda 7,3 mm iken d: yağ frekansındaki uyarımda 11.7mm olarak ölçülmüştür.
[Kimyasal yer değiştirme]
Yağ dokusu ve su dokusu birbirine yakın olduğu zaman,
spinler arasındaki Larmour frekans farkı, görüntüde yer
değiştirme olarak ortaya çıkar. Resim 44C ve 21-44D’de;
bir bardak yağ ve suyun farklı frekanslardaki RF darbeleri
ile uyarımlarında, aralarındaki mesafenin değişimi gösterilmiştir.
Sinyal/gürültü Oranı (SGO)
RF Güvenliği
İki farklı RF güvenlik problemi vardır. Birincisi SAR (özgül soğurma hızı), ikincisi ise metalik implant ısınmaları.
“Food and Drug Administration” (FDA) düzenlemelerine
göre maksimum ısınma uzuvlarda 3oC, gövdede 2oC ve
beyinde 1oC olarak belirlenmiştir. Metalik implant ısınmaları RF uyarım dalgalarının metaller üzerinde oluşturduğu
akımdan kaynaklanır. RF uyarım dalgalarının hücrelerde
yarattığı etkileşimler hücrelerde enerji depolanmasına ve
dolayısıyla artan kinetik enerji sonrasında doku ısınmalarına sebep olur. RF uyarım frekansı ne kadar artarsa bu
ısınma da o kadar artar. Lokal ve genel SAR olmak üzere
iki kavram vardır. Genel SAR, sekansın RF uyarım sinyalinin toplam enerjisinin uyarılan toplam bölgenin kütlesine
bölünmesiyle elde edilir. Lokal SAR ise B1 dağılım haritasına bakarak (B1 haritalama teknikleri için referanslara
bakınız) bölgesel enerji depolanmasını hesaplar. Özellikle
MRG EKİPMANLARI
Bu kısımda MRG cihazlarındaki temel ekipmanlar fonksiyonları ve genel teknik detaylarıyla anlatılacaktır. Standart bir klinik MRG cihazında statik manyetik alan, üç
ayrı yönde gradyan manyetik alanları, RF elektromanyetik
alanı, veri kayıt ve görüntü yapılandırması fonksiyonlarını
gerçekleştiren elemanlar bulunur (Resim 45).
Ana Mıknatıs
Ana mıknatıs, statik manyetik alanı yani Bo alanını sağlayan kalıcı mıknatıs veya elektromıknatıstır. Bo alanının
yönü aynı zamanda spinlerin devinme eksenidir. Ana mıknatısın şiddeti miliTesla seviyesinden 30 Teslaya kadar çıkabilir. Klinik uygulamalarda en yaygın statik alan şiddeti
1,5 Tesla, ardından son yıllarda yaygınlaşan 3 Tesladır. Bo
kuvveti aynı zamanda spinlerin dönme frekansını da belirlediği için RF uyarımının frekansı da buna bağlıdır. Yani
statik alan şiddeti arttıkça Larmour frekansı, dolayısıyla RF
elektromanyetik alan frekansı da artar. Statik alan şiddetinin yanı sıra, Larmour frekansının görüntülenecek objedeki bütün spinlerde aynı olması için Bo’nun homojenitesi de
çok önemlidir.
Kalıcı mıknatıslar 0.3 Tesla’ya kadar statik manyetik
alan sağlayabilir. Ancak bu manyetik alan ile genellikle yeterli sinyal seviyesi elde edilemeyeceğinden elektromıknatıslar kullanılır. Bir elektromıknatıs, iletken bir teli solenoid
şeklinde sararak ve içinden doğru akım geçirerek oluşturulabilir. Standart MRG cihazlarında genellikle süperiletken
telden sarılmış elektromıknatıslar kullanılır. Süperiletken
telin süperiletkenlik özelliğini koruması için bir helyum
pompası yardımıyla sistem sürekli soğutularak sıcaklık 4
Kelvin (-269 oC) seviyesinde tutulur. Bu sayede iletkenlere
oranla süperiletken kablolar çok daha fazla akım geçirebilir
ve dolayısıyla daha yüksek manyetik alanlar elde edebilir.
MRG sisteminin en önemli güvenlik konusu ana mıknatısın oluşturduğu yüksek statik manyetik alanın ferromanyetik maddelere uyguladığı çekim kuvvetidir. Bu durum
pek çok kazaya yol açabilmektedir. Bu nedenle MRG cihazı
uyumlu malzemeler kullanılması çok önemlidir.
MRG’de gürültü kaynağı moleküllerdeki ısıya bağlı titreşimlerden kaynaklanan termal gürültüdür. Görüntüde
görünen parazitler termal gürültüden kaynaklanır. Bunun
dışında özellikle fonksiyonel görüntüleme yöntemlerinde
kimi fizyolojik etkiler de gürültüye katkıda bulunabilir. Örneğin kan akışındaki bölgesel değişimler ya da beklenmedik bir metabolik değişiklik gürültü miktarını artırabilir.
MRG görüntüsünde gürültü miktarı, herhangi bir sinyal
olmayan karanlık bir bölgeden seçilen birkaç yüz pikselin
standart sapması olarak hesaplanabilir. SGO ise bir pikselin sinyal seviyesinin hesaplanan gürültüye bölünmesinden
elde edilir. SGO kullanılarak hesaplanabilecek bir diğer
değer de kontrast/gürültü oranı (KGO)’dır. KGO, görüntüdeki iki bölgenin sinyal seviyelerini karşılaştırmak için
kullanılır. Buna göre, A ve B ayrı bölgelerde bulunan dokulara ait pikseller olmak üzere KGO= SGOA – SGOB olarak
hesaplanır.
yüksek frekanslı RF uyarımında, yani yüksek statik alanlı MRG cihazlarında, hasta üzerinde lokal yüksek enerjili
noktalar oluşabilir ki bu da dokuların tahmin edilenin üzerinde ısınmasına yol açabilir.
26
Resim 45 u Standart bir MRG cihazının temel elemanları.
Kullanım alanına göre ana mıknatısın şekli ve çapı belirlenir. Resim 46’da ana mıknatısları açık ve boru şeklinde
olan iki farklı MRG cihazı gösterilmiştir.
Gradyan Sargılar
Uzamsal kodlama için gereken gradyan elektromanyetik
sargılar ana mıknatısın iç tarafına, her üç yönde doğrusal
manyetik alan oluşturacak şekilde yerleştirilmiştir. X ve y
gradyanları karşılıklı ikişer dikdörtgen sargıdan oluşurken
z gradyanı ana mıknatısın başına ve sonuna olmak üzere
karşılıklı dairesel sargılardan oluşur. Standart bir klinik
MRG cihazı için gradyan manyetik alan frekansı kilohertz
seviyesindedir ve maksimum büyüklüğü de 40 miliTesla
seviyesindedir. Gradyan sargıları için önemli bir parametre
‘slew rate’ denilen, birim zamandaki gradyan alanının artış
miktarıdır. Bu parametre gradyanların ne kadar hızlı açılıp
kapatılabileceğini belirler. Genellikle üst limit 180 mT/m/
ms civarındadır. Yani gradyan şiddetinin sıfır seviyesinden
45 mT/m seviyesine çıkması için en az 250 mikro saniye
süre gereklidir. Bu limitin aşılması çevresel sinir sistemi fiberlerinin istemsiz uyarımına sebep olabilir.
Gradyan sargılarından genellikle çok yüksek akım geçer ve özellikle gradyanların hızlı açılıp kapatılarak kullanılması ve statik manyetik alan etkisi bu sargılar üzerinde
‘Eddy Current’ denilen akımların oluşmasına yol açar. Bu
akımlar da sargılar üzerinde fiziksel bir kuvvet uygular ve
gradyan sargıları sürekli hareket etmek ister. Bu yüzden
gradyan sargıları sisteme çok sağlam yerleştirilmiştir. Buna
rağmen oluşan sarsıntılar MRG’de bazı sekanslar çalışırken
oluşan yüksek gürültü ve titreşimlerin kaynağıdır.
RF Sargıları
RF sargıları temel olarak radyo antenleridir. Görüntülenecek bölgeye göre şekilleri, özellikleri değişebilir. MRG’de
Resim 46 u Açık mıknatıs ve silindirik mıknatıslı MRG cihazları.
temel olarak iki farklı RF sargı türü kullanılır: Hacim sargıları ve yüzey sargıları. Hacim sargılarının özelliği kapladıkları hacimde daha homojen bir B1 alanı oluşturmalarıdır.
Yüzey sargılarının ise sinyal/gürültü oranı sargı yüzeyine
yakın bölgelerde daha yüksek olduğu için tercih edilir. Resim 47’de fare görüntüleme için kullanılan 2 cm çapında
sekiz alıcı-verici sargıdan oluşan bir yüzey RF sargı dizisi
ve sağda sekiz kanallı bir alıcı-verici hacim sargı dizisi yer
almaktadır. Bunlar dışında aktif ve pasif kateter sargıları da
kullanılmaktadır.
RF sargısı, iki fonksiyonu yerine getirir: Birincisi RF
uyarımı, ikincisi de MR sinyal kaydıdır. Homojen RF uyarımı sağlaması için hacim sargılarından yararlanılırken,
sinyal kaydı için yüzey sargılarından yararlanılabilir. Bununla birlikte tek bir RF sargısı, hem uyarım hem sinyal
alımı için de kullanılabilir. Standart klinik MRG sistemlerinde ana mıknatısın iç tarafına yerleştirilmiş silindirik bir
hacim sargısı bulunur ve bu sargıya ‘body coil’ yani vücut
sargısı denir. Genellikle; RF uyarımı için vücut sargısından
yararlanılırken sinyal alımı kafa, spinal matriks veya diz
sargısı gibi daha yerel sargılar tarafından gerçekleştirilir.
Resim 47 u Açık mıknatıs ve silindirik mıknatıslı MRG cihazları.
Alıcı RF sargıların paralel görüntülemede sargı dizileri
halinde kullanılmasından söz edilmişti. Aynı şekilde paralel transmit RF sargı dizileri de vardır. Bu sistemlerin genel
adı ‘transmit array’ (verici dizi) sistemleridir. Transmit sargı dizileri ile dizi elemanlarının faz ve büyüklüğü ayarlanarak istenilen B1 alan dağılımına sahip RF uyarımı gerçekleştirilebilir. Bu konunun MRG araştırmalarında pek çok
uygulaması vardır.
Sinyal Kayıt Bölümü
Görüntü Yapılandırma Bilgisayarı
ADC’den gelen veriler K uzayını oluşturacak şekilde düzenlenir ve uygun izdüşüm yapılandırma veya hızlı Fourier
transform algoritmaları uygulanarak görüntü oluşturulur.
Protokol Bilgisayarı
Sekans parametreleri ve görüntü incelenmesinin ara yüzlerine sahip bu bilgisayarla MRG sekanslarını kontrol edebilir ve çıkan sonuçlar (görüntüler) analiz edilebilir.
Kaynaklar
Abragam A. Principles of Nuclear Magnetism, Oxford University Press,
1961
Akca IB, Ferhanoglu O, Yeung CJ, Guney S, Tasci TO, Atalar E. Measuring local RF heating in MRI: Simulating perfusion in a perfusionless
phantom, J Magn Reson Imaging 2007; 26:1228--1235.
Algın O, Hakyemez B, Taşkapılıoğlu Ö, Parlak M, Turan F. Imaging of active multiple sclerosis plaques: efficiency of contrast-enhanced magnetization transfer subtraction technique, Diagn Interv Radiol 2010;
16:106–111.
Atalar E, Ménard C. MR-guided interventions for prostate cancer, Magn
Reson Imaging Clin N Am 2005; 13:491--504.
Atalar E. Radiofrequency safety for interventional MRI procedures, Acad
Radiol 2005; 12:1149--1157.
Bernstein MA, King KF, Zhou XJ, Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press, London, 2004.
Alıcı sargı ile saptanan, spinlerin relaksasyonu sonucu indüklen akım; çok düşük gürültü faktörlü bir yükseltici yani
preamfi ile yükseltilerek, bir sonraki elemana iletilir. Bir
sonraki aşama ‘quadrature detection’ denilen aşamadır ve
burada MR sinyali kompleks bir sayıya dönüştürülür, yani
hem gerçek hem de sanal bileşeni olan sayılarca ifade edilir. Sonrasında aslında RF frekansında bir sinyal olan MR
sinyalinden Larmour frekansındaki bileşen ayrılarak geriye
sadece eko sinyali kalır. Bu analog sinyal, dijital bir sinyale
dönüştürülmek üzere analog/dijital dönüştürücüye (ADC)
gönderilir.
Bracewell R. The Fourier Transform and Its Applications, 3rd ed. McGrawHill, New York 1999.
Carr H, Purcell E. Effects of diffusion on free water precession in nuclear
magnetic resonance experiments, Phys Rev 1954;94: 630–638.
Enz CP. No time to be brief: A scientific biography of Wolfgang Pauli. Oxford University Press, Oxford, 2002.
Ernest Rutherford, Baron Rutherford of Nelson. (2012). Encyclopædia
Britannica. http://www.britannica.com/EBchecked/topic/514229/
Ernest-Rutherford-Baron-Rutherford-of-Nelson.
Eryaman Y, Oner Y, Atalar E. Design of internal MRI coils using ultimate
intrinsic SNR, MAGMA 2009; 22:221--228.
Farrar TC, Becker ED. Pulse and Fourier transform NMR: introduction to
theory and methods. Academic Press, New York, 1971.
Feynman R, Leighton R, and Sands M. The Feynman Lectures on Physics.
3 volumes 1964, 1966
Gatehouse PD, Keegan J, Crowe LA. Applications of phasecontrast ?ow and
velocity imaging in cardiovascular MRI, Eur Radiol 2005;15:2172–
2184.
Griswold MA. Generalized autocalibrating partially parallel acquisitions
(GRAPPA), Magn Reson Med 2002; 47(6):1202–1210.
Haacke EM, Brown RW, Thompson MR, Venkatesan R, Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design, John Wiley
& Sons, USA 1999.
Hahn EL. Spin echoes, Phys Rev 1950;80:580–594.
Hendee WR, Ritenour ER, Medical Imaging Physics, John Wiley & Sons,
USA 2002.
Hennig J, Nauerth A, Friedburg H. RARE imaging: A fast imaging method
for clinical MR, Magn Reson Med 1986; 3:823-33.
Larkman N. Parallel magnetic resonance imaging, Phys Med Biol 2007;
52:15-55.
Lauterbur PC. Image formation by induced local interactions: Examples
employing nuclear magnetic resonance, Nature 1973; 242: 190-191.
Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, Grenier P, Cabanis E, LavalJeantet
M. MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to
diffusion and perfusion in neurologic disorders, Radiology 1986;
161:401–407.
Lustig M, Donoho D, Pauly JM. Sparse MRI: The application of compressed
sensing for rapid MR imaging. Magn Reson Med 2007; 58:1182-95.
Mistretta CA, Wieben O, Velikina J. Block W, Perry J, Wu Y, Johnson K.
Highly constrained backprojection for time-resolved MRI, Magn Reson Med 2005; 55:30-40.
Morelli JN, Runge VM, Ai F, Attenberger U, Vu L, Schmeets SH, Nitz WR,
Kirsch JE. An image-based approach to understanding the physics of
MR artifacts, Radiographics 2011; 31: 849-66.
Morris PG, Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine and Biology, Clarendon Press, Oxford, 1986.
Nishimura DG, Principles of Magnetic Resonance Imaging, 1996
Ocali O, Atalar E. Intravascular magnetic resonance imaging using a loopless catheter antenna, Magn Reson Med 1997; 37:112--118.
Plewes DB, Kucharczyk W, Physics of MRI: A Primer, Journal of Magnetic
Resonance Imaging 2012; 35:1038–1054.
Pruessmann KP. SENSE: Sensitivity encoding for fast MRI, Magn Reson
Med 1999; 42(5):952–962.
Qiu B, El-Sharkawy AM, Paliwal V, Karmarkar P, Gao F, Atalar E, Yang X.
Simultaneous radiofrequency (RF) heating and magnetic resonance
(MR) thermal mapping using an intravascular MR imaging/RF heating system, Magn Reson Med 2005; 54:226--230.
Qiu B, Karmarkar P, Brushett C, Gao F, Kon R, Kar S, Atalar E, Yang X, Development of a 0.014-inch magnetic resonance imaging guidewire,
Magn Reson Med 2005; 53:986--990.
Roemer PB, The NMR phased array, Magn Reson Med 1990;16(2):192–
225.
Sodickson DK, Manning WJ. Simultaneous acquisition of spatial harmonics (SMASH): Fast imaging with radiofrequency coil arrays, Magn
Reson Med 1997; 38(4):591– 603.
Stehling MK, Turner R, Mansfield P. Echo-planar imaging: magnetic resonance imaging in a fraction of a second, Science 1991; 4:43-50.
Tsao. Ultrafast imaging: principles, pitfalls, solutions, and applications, J
Magn Reson Imaging 2010; 32(2):252-66.
Twieg DB. The k-trajectory formulation of the NMR imaging process with
applications in analysis and synthesis of imaging methods, Med Phys
1983;10:610–621.
27

Kısım 21 MRG Fizik.indd

Transkript

Benzer belgeler

MRG

Radyo Dalgaları ile Görüntüleme

Makaleyi Yazdır

GEPA RA-06 6 KANAL ANONSİYATÖR

Οδηγίες αναβάθμισης χαρτών

a Ders Kitapları

Satcatcher Digipro T Max - TELE

Kutsal Ruh`un Gökkubbesinin Geri Dönüsü

Voyages Pigmentés