Vedere de ansamblu asupra procedurii RMN
Img. 1
Discutia si explicatia acestor pasi:
Pentru a întelege acest lucru este necesara cunoasterea unor notiuni fundamentale de biofizica.
Conform cunostiintelor actuale atomii sunt formati din nucleu si un „învelis exterior” care este format din electroni. În nucleu în afara altor particule exista protonii, particule care au sarcina pozitiva. Acesti protoni sunt în continua miscare în jurul axei lor, aceasta miscare finnd denumita spin (termen provenit din limba engleza). Sarcina pozitiva fiind atasata de proton este si aceasta în miscare iar o sarcina electrica în miscare este un curent electric. Conform legilor electricitatii un curent electric induce o forta magnetica sau un câmp magnetic. Acolo unde avem un curent electric avem si un câmp magnetic. Prin urmare se poate spune ca un proton are o sarcina pozitiva iar aceasta fiind în miscare protonul are un câmp magnetic propriu (1).
. 1.
Prin extrapolare protonul poate fi privit ca un mic magnet (.2.).
] .2.
Axul de rotatie a protonilor în stare naturala este orientat haotic. Acest ax totusi se alineaza daca protonii sunt expusi unui câmp magnetic puternic extern. Axul protonilor se poate alinia numai în doua moduri fata de liniile de câmp ale câmpului magnetic exterior, paralel sau antiparalel. Acest lucru poate fi at cu alinierea acului unei busole în câmpul magnetic terestru. Totusi exista o diferenta, acul magnetic se poate orienta doar într-un singur mod, protonii pot lua doua orientari. O orientare este cea clasica N-N , S-S, sau complet opus, N-S, S-N. Aceste orientari difera în functie de nivelul energetic.
. 3.
Orientarea preferata este cea clasica N-N, S-S care necesita mai putina energie, deci mai multi protoni sunt pe un nivel energetic mai mic. Oricum diferenta dintre protonii orientati într-un fel sau celelalt este foarte mica. Daca avem 10.000.007 protoni orientati clasic atunci probabil ca avem 10.000.000 orientati invers. Aceasta diferenta de 7 protoni la zece milioane este importanta pentru procesul imagistic.
Protonii expusi câmpului magnetic nu se opresc din rotatie ci îsi continua miscarea, aceasta miscare de rotatie fiind denumita precesie. Rotatia protonului nu este chiar rectilinie în jurul axei ci are un unghi care prin miscarea de rotatie creaza un con. Pentru a întelege aceasta miscare va fi surprins în imaginea urmatoare un stop cadru a acestei miscari (. 4).
. 4.
Este foarte important sa cunoastem viteza de rotatie a acestui proton. Ca unitate de masura se foloseste frecventa de precesie care reprezinta numarul de rotatii pe secunda a protonului. Aceasta frecventa de precesie nu este constanta, depinde de intensitatea câmpului magnetic la care este expus protonul. Cu cât intensitatea câmpului magnetic este mai mare cu atât mai mare este si frecventa de precesie.
Intensitatea câmpului magnetic este exprimata în Tesla sau Gauss. Între cele doua marimi exista relatia : 1T = 10000 Gauss
Este necesar si posibil sa calculam aceasta frecventa de precesie. Calculul se efectueaza folosind ecuatia Larmor:
ω0=γB0
ω0 este frecventa de precesie în Hz sau MHz
γ este rata giromagnetica
B0 este intensitatea câmpului magnetic extern în Tesla
Rata giromagnetica este o constanta a materialului, pentru protonii de hidrogen este 42,5 MHz/T
Pentru a întelege mai bine miscarea de precesie a protonilor este necesar sa adoptam un sistem de coordinate (. 5.):
. .5.
Dupa cum se poate observa axa Z este paralela cu liniile câmpului magnetic. Pentru o si mai buna întelegere putem simplifica imaginea, renuntând la reprezentarea câmpului magnetic exterior.
. 6.
În imaginile care urmeaza protonul va fi reprezentat ca un vector (un vector reprezinta o forta care actioneaza într-o anumita directie). Forta pe care o reprezentam vectorial este forta magnetica.
. 7.
Daca observam cu atentie . 7.a. se poate vedea ca avem 9 protoni (vectori) orientati în sus si 5 protoni orientati în jos. Aceasta este o reprezentare a unui stop cadru pe o fractiune de timp. La un alt moment situatia ar fi diferita. Dupa cum am precizat anterior frecventa de precesie a unui proton de hidrogen este de 42,5 MHz/T, ceea ce înseamna ca un proton se învârte de 42,5 milioane de ori pe secunda într-un câmp magnetic cu o intensitate de un Tesla. Datorita continutului ridicat de apa, în organismul uman sunt miliarde de protoni de hidrogen care efectueaza miscarea de precesie. Este foarte usor de miaginat ca la un moment dat exista protoni orientati în ambele directii. Conform legilor fizicii doua forte de aceeasi marime si semn contrar se anuleaza reciproc. Acest fapt se poate observa în . 7 . b. . Dupa ce anulam fortele de semn contrar, ramân doar acei protoni suplimentari, care reprezinta mica diferenta de numar a protonilor care sunt orientati N-N, S-S. Bineânteles fortele magnetice se anuleaza daca sunt dispuse în sens opus si pe axele x si y. În schimb toti vectorii orientati în sus pe axa z se însumeaza (. 8. ).
. 8.
Prin urmare se poate deduce: prin plasarea unui pacient în câmpul magnetic al unui tomograf cu rezonanta magnetica nucleara, pacientul în sine devine un magnet, cu un câmp magnetic propriu. Deoarece liniile de câmp magnetic ale pacientului vor fi paralele cu liniile de câmp ale câmpului magnetic extern, aceasta magnetizare se numeste magnetizare longitudinala. Acest fapt se poate observa schematic în ura 9.
. 9.
Din pacate forta care determina acest vector nu poate fi masurata deoarece se suprapune peste directia de câmp a câmpului magnetic exterior.
Prin urmare avem nevoie de o înca o forta exterioara pentru a destabiliza câmpul magnetic al pacientului. Acest lucru se realizeaza prin emiterea unui impuls scurt de unde electromagnetice în spectrul radio. Acest impuls emis este necesar sa schimbe energie cu protonii pentru a schimba alinierea acestora. Schimbul energetic este posibil numai atunci când protonii si pulsul de radiofrecventa au aceeasi frecventa.
Frecventa necesara este data de ecuatia Larmor. Acest fenomen este denumit rezonanta.
Prin fenomenul de rezonanta se asigura un transfer energetic catre protoni prin unda de radiofrecventa emisa. Protonii care capteaza aceasta energie trec la un nivel energetic superior si îsi schimba orientarea, ceea ce are un efect asupra câmpului magnetic emis de pacient. Sa presupunem ca avem initial 6 protoni orientati N-N S-S, apoi dupa aplicarea impulsului RF doi din acesti protoni îsi schimba orientarea. Drept urmare avem 4 protoni orientati în sus si doi protoni orientati în jos iar acest fapt determina anularea fortei magnetice a înca doi protoni orientati în sus. Schematic acest fenomen este reprezentat în imaginea 10.
. 10.
Prin aplicarea pulsului RF se mai întâmpla un fenomen: protonii se sincronizeaza pe directia undei aplicate rezultând un nou vector lateral pe ul x-y (. 11.). Acest vector se roteste în jurul axei z. Acest fenomen se mai numeste si magnetizare transversala.
. 11.
În functia de intensitatea impulsului RF magnetizatia longitudinala scade sau chiar este anulata. Ca si concluzie: aplicarea unui puls RF transversal determina scaderea magnetizarii longitudinale si determina aparitia unei magnetizari transversale datorita sincronizarii protonilor care vor avea miscarea de precesie în aceeasi faza.
Dupa cum am explicat mai sus vectorul de magnetizare transversala se roteste odata cu protonul. Acest câmp magnetic induce un curent electric într-o antena receptoare (. 12). Acest semnal este semnalul util în imagistica medicala.
. 12.
Deoarece vectorul transversal este în rotatie, antena receptioneaza semnalul în momentul în care vectorul este îndreptat catre ea, deci putem spune ca avem un semnal alternativ cu o frecventa egala cu frecventa de precesie a protonului.
Cum obtinem o imagine din acest semnal? Pentru acest fapt este necesar sa stim din ce parte a corpului provine acest semnal. Acest lucru se întâmpla în felul urmator: pacientul se afla într-un câmp magnetic. Intensitatea acestui câmp magnetic scade pe o directie longitudinla cu pacientul. Dupa cum stim frecventa de precesie este dependenta de intensitatea câmpului magnetic. Daca intensitatea câmpului magnetic este diferita de la o sectiune transversala la alta a pacientului, atunci si protonii au o alta frecventa de precesie în functie de sectiune, ceea ce însemna ca semnalul util rezultat are si el o frecventa diferita, egala cu cea de precesie. Datorita acestei variatii de frecventa putem determina valoarea acestui semnal pentru o locatie specifica.
În momentul anularii pulsului RF întreg sistemul revine la starea initiala (se relaxeaza). Magnetizarea transversala dispare, acest proces fiind denumit relaxare transversala. Ca urmare a relaxarii transversale magnetizarea longitudinala revine la valoarea initiala, proces denumit relaxare longitudinala sau spin lattice relaxation.
Aceasta relaxare nu se întâmpla la toti protonii în acelasi timp ci gradat. Energia cedata de protoni se pierde în mediul înconjurator. Aceasta relaxare poate fi redata sub forma unui grafic (.13.) si mai este denumita curba T1.
. 13.
Graficul reprezinta magnetizarea longitudinala în functie de timp. Timpul necesar recuperarii magnetizarii longitudinale este denumit si timp de relaxare longitudinala sau T1. Timpul T1 nu este întotdeauna constant 100%, de aceea el poate fi at cu scaderea radioactivitatii în timp a unui material radioactiv.
Protonii mai sunt influentati si de câmpurile magnetice mici ale celorlati protoni înconjuratori, ceea ce determina mici variatii în frecventa de precesie. Acest fapt determina o frecventa de precesie distinsa pentru fiecare tip de tesut.
Un grafic similar cu cel reprezentat mai sus se poate efectua si pentru magnetizarea transversala, doar ca acolo magnetizarea transversala dispare dupa încetarea pulsului RF ( 14).
. 14.
Timpul necesar disparitiei magnetizarii longitudinale este denumit timp de relaxare transversala sau T2. T2 mai este notat si Tt adica timp transversal. O alta denumire pentru relaxarea transversala este si relaxarea spin – spin. În mod normal T1> T2.
Pentru a retine mai usor curba T1 si T2, a fost desenat un grafic care reuneste ambele curbe. Graficul poate fi asemanat cu un munte cu o pîrtie de schi.
. 15
Recapitularea notiunilor:
Acest transfer energetic cauzeaza o reorientare a mai multi protoni în sens
invers liniilor de câmp, consecinta este o scadere a magnetizarii longitudinale.
protonilor, în faza. Acest fapt duce la aparitia unui nou vector, magnetizarea transversala.
nou, aceasta relaxare longitudinala este descrisa de un timp T1, timpul de relaxare longitudinala.
Magnetizarea transversala descreste pâna la disparitie, acest timp de relaxare transversala este descris de o constanta T2, timp de relaxare transversal.
Relaxarea longitudinala si transversala sunt doua procese diferite si independente, de aceea sunt tratate separat
Cum se poate observa în ura 15, T1 este mult mai lung decât T2. Pentru a retine mai bine putem a din nou graficul reunit, ca si un munte cu o pârtie de schi: timpul necesar urcarii este mai mare decât cel necesar coborârii.
În termeni biologici: pentru tesuturi T1 este de aproximativ 300 – 2000 ms iar T2 este de 30 – 150 ms.
Este dificil sa precizezi când T1 sau T2 se sfirsesc, de aceea acesti timpi nu au fost definiti ca timpul când relaxarea are sfârsit ci: T1 a fost definit ca timpul în care 63% din magnetizarea longitudinala originala a fost atinsa; T2 a fost definit ca timpul în care magnetizarea ttransversala a scazut la 37% din valoarea originala.
Raportul 1/T1 este denumit si rata de relaxare longitudinala iar raportul 1/T2 este denumit si rata de relaxare transversala.
La începuturile aplicarii metodei în domeniul medical s-a crezut ca masurând foarte precis acesti timp, se vor putea stabilii timpi caracteristici pentru tipuri de tesuturi. Acest fapt nu a putut fi realizat practic deoarece acesti timp se si suprapun ca fenomen fizic iar T1 este dependent si de intensitatea câmpului magnetic folosit pentru examinare. Oricum s-a putut stabili faptul ca tesuturile cu un continut bogat în apa au T1 si T2 mai lungi. Tesuturile adipoase au T1si T2 mai scurte.
Influente asupra lui T1
T1 este legat de mediul înconjurator prin schimbul de energie termica. Pentru a se relaxa protonii trebuie sa cedeze energie mediului înconjurator. Acest schimb are loc sub forma de energie termica. Daca mediul înconjurator este format din apa, este dificil pentru protoni sa cedeze rapid energie în acest mediu datorita miscarii rapide a moleculelor de dimensiune mica a apei, drept urmare revenirea la alinierea longitudinala initiala (T1) este mai lenta.
În tesut adipos transferul termic este mult mai rapid datorita compozitiei chimice a acestuia în acizi grasi care prezinta multe legaturi de carbon.
Dependenta T1 de un câmp magnetic exterior mai puternic se poate deduce si din ecuatia Larmor; la un câmp magnetic mai puternic si viteza de precesie a protonilor este mai mare. Unui corp cu o viteza mai mare ai trebuie mai mult timp sa revina la starea de repaus.
Influente asupra lui T2
Relaxarea de tip T2 apare când protonii ies din faza, care dupa cum deja stim are doua cauze: neomogenitatea câmpului magnetic extern si neomogenitatile câmpului magnetic din interiorul tesuturilor. Deoarece moleculele de apa se misca foarte repede de asemenea si câmpul lor magnetic local fluctueaza rapid. Datorita acestui fapt nu exista diferente mari între câmpul magnetic extern si cel intern (tisular) ceea ce duce la un timp T2 mai lung. Daca lichidele sunt impure (continut ridicat în molecule mari) apar variatii mai mari în câmpul magnetic local. Moleculele de dimensiune mare nu se misca la fel de rapid, prin urmare câmpurile lor magnetice nu se anuleaza reciproc. Acest ediferente mari în câmpul magnetic local determina în consecinta diferente mai mari în frecventa de precesie, prin urmare acesti protoni ies din faza mai rapid, adica T2 este mai mic.
Toate aceste procese influenteaza aspectul final al imaginii RMN.
Recapitulare:
T1 este mai mare decât T2
T1 variaza cu intensitatea câmpului magnetic, e mai lung în câmpuri magnetice mai puternice
Apa are un T1 lung, grasimea are un T2 scurt
T2 a apei este mai lung decât un T2 a lichidelor impure, cu molecule mai mari
Dupa cum am mentionat mai sus, cu un anumit tip de puls RF putem cauza disparitia magnetizarii longitudinale si aparitia unei magnetizari transversale. Vectorul rezultat sau magnetizarea neta (suma vectoriala a magnetizarii longitudinale si transversale) este orientat la 900 fata de magnetizarea longitudinala. Pulsul RF corespunzator care provoaca acest fenomen este denumit si puls RF 900 .
Componenta transversala a magnetizarii nete induce un semnal masurabil în o antena.
Imediat ce relaxarea dupa pulsul RF începe, magnetizarea transversala începe sa dispara si relaxarea longitudinala reapare. Suma vectoriala magnetica ia din nou directia alinierii longitudinale initiale, ca urmare semnalul dispare.
Daca trimitem un nou puls RF, fenomenul se repeta si receptionam din nou un semnal.
Intensitatea semnalului este dependenta (printre altele) si de valoarea vectorului de magnetizare longitudinala de la care pornim. Daca asteptam un timp mare dupa ce aplicam pulsul RF, magnetizarea longitudinala revine complet la valoarea initiala. Pe de alta parte daca nu asteptam atât de mult si aplicam pulsul RF mai devreme, semnalul rezultat se schimba deoarece vectorul magnetizarii longitudinale este maii mic.
În imaginea care urmeaza se pot observa timpii T1 pentru tesut cerebral si lichid cefalo rahidian.
Timpul optim de aplicare a pulsului RF pentru a obtine o imagine ponderata T1
este denumit timp de repetitie notat TR (time to repeat).
La originea graficului se poate observa ca timpii T1 sunt aproape identici pentru tesutul cerebral si LCR. Daca modificam (scurtam) intervalul de aplicare a pulsului RF se poate observa si o diferentiere a timpilor T1, ceea ce va duce la aparitia pe imaginea RMN a unei diferentieri de contrast a celor doua tipuri de tesuturi.
Cum se poate observa tot din grafic , exista un interval în care contrastul este mai pronuntat. Imaginile obtinute prin aceasta tehnica se numesc imagini ponderate T1.
ab
a – imagine ponderata T1 b – imagine ponderata T2 (chist în canalul medular)
Teoretic daca asteptam un timp suficient de lung între pulsurile RF, T1 nu ar mai trebui sa influenteze contrastul tesuturilor. Totusi o diferenta oarecare se mentine datorita diferentei de densitate protonica a diferitelor tesuturi. Atunci putem vorbi despre o imagine ponderata de densitatea protonica (spin density weighted image).
Pâna acum am explicat cum se obtin imaginile ponderate T1 sau ponderate prin densitate protonica.
Acum sa întelegem cum se obtin imaginile ponderate T2
Dupa un anumit timp notat TE/2 sau jumatate de TE aplicam un puls RF de 1800 (pulsul RF pentru T1 este de 900). Acest puls RF de 1800 se manifesta ca un perete de guma pentru protoni. El determina întoarcerea protonilor în asa fel încât ei vor avea o miscare de precesie în directie opusa celei initiale. Ca rezultat protonii mai rapizi sunt acum în spatele celor mai lenti. Dupa înca un interval TE/2 protonii sunt toti aproximativ la acelasi nivel, din nou în faza ceea ce are ca efect o magnetizare transversala mai puternica – deci si un semnal mai puternic. Putin mai târziu aceasta situatie se modifica din nou, protonii mai rapizi depasesc din nou protonii mai lenti, semnalul scade din nou.
Semnalul obtinut în urma aplicarii pulsului RF de 1800 este denumit ecou sau spin echo. Pentru obtinerea imaginii ponderate T2 aplicarea pulsului RF 180 se repeta atâta timp cât este necesar. Acest fapt se poate observa în graficul care reprezinta timpul functie de intensitatea semnalului.
Din acest grafic se mai poate observa ca ecoul (semnalul rezultat) scade în timp. Responsabil pentru aceasta este faptul ca pulsul RF 180 neutralizeaza numai efectele care influenteaza protonii constant. Daca nu folosim un puls de 180 pentru a neutraliza inomogenitatile externe constante, protonii vor avea diferente mai mari de intensitate a câmpului magnetic când oprim pulsul RF. Prin aceasta ei nu vor mai fi în faza, timpul de relaxare transversal va fi mai scurt. Pentru a diferentia acest timp de relaxare transversala de T2 dupa pulsul de 1800, îl numim T*2. Efectele corespunzatoare vor fi numite efecte T*2. Acestea sunt de importanta pentru secvente rapide de obtinere a imaginilor. Acest tip de secventa a pulsurilor RF, format din puls de 900 urmat de un puls de 1800 este denumita spin echo sequence, si este cea mai des întâlnita combinatie în imagistica RMN. Prin aceasta combinatie putem obtine imagini ponderate T1, T2, si ponderate prin densitate de protoni.
Sa recapitulam o secventa ponderata T2:
Mai întâi generam un puls RF 900, rezultând o magnetizare transversala. Stim ca magnetizarea transversala dispare dupa un anumit timp care este variabil în functie de tesut. Daca asteptam un anumit timp TE/2 si trimtem pulsul RF 1800, magnetizarea transversala devine mai mica. Daca mai asteptam înca un interval TE/2 receptionam un semnal – spin echo. Deci TE/2 + TE/2 = TE
Dupa cum putem observa TE este timpul necesar pentru a obtine un semnal. El mai este denumit time to echo. Timpul TE poate fi ales de catre operator, TE influentând semnalul rezultat deci implicit si imaginea. Cu cât timpul TE este mai scurt cu atât mai puternic va fi semnalul obtinut din acel tesut.Acest fapt ne duce cu gândul sa folosim un timp TE cât mai scurt, acest fapt este problematic deoarece atunci diferentele între tesuturi sunt foarte mici.
Atunci de ce nu folosim un timp TE foarte lung? Deoarece cu cât asteptam mai mult intensitatea semnalului receptionat scade, imaginea devenind din ce în ce mai slaba calitativ, creste raportul semnal zgomot. Ca exemplu pentru a întelege mai bine acest fenomem putem face o atie: daca ascultam un post de radio în masina, acesta se aude perfect în oras, când iesim în afara orasului încep sa se auda fâsâituri mai multe si cu cât ne îndepartam mai mult de sursa semnalul muzical scade în intensitate el fiind acoperit de paraziti sau zgomot, pâna nu se mai aude nimic altceva decât zgomot. Acest fapt este valabil si pentru semnalul RMN, o anumita cantitate de zgomot exista permanent in sistem. Daca semnalul este puternic zgomotul nu influenteaza imaginea. Daca semnalul este slab acesta poate fi diferentiat cu greu sau deloc de zgomotul de fond.
Sa recapitulam notiunile învatate:
Secventa spin echo este fornata din doua pulsuri RF unul de 900si unul de 1800
Dupa pulsul de 900 protonii încep sa se defazeze sub influenta inomogenitatilor de câmp
Un puls RF de 1800 refazeaza protonii, rezultând semnalul spin echo.
Pulsul RF 180 neutralizeaza inomogentitatile externe de câmp magnetic.
Semnalul descreste de la un ecou la altul prin folosirea unor pulsuri RF 180 consecutive
Timpul TE trebuie ales cu grija pentru ca imaginea obtinuta sa aibe o calitate maxima.
Un timp TE de 30 ms este considerat un timp TE scurt, un timp TE de 80 ms este considerat un timp TE lung. Intervalul 30- 80 ms este intervalul din care trebuie ales timpul TE.
Secventa spin echo este formata din: puls de 90 + TE/2 + puls de 180 + TE/2 + înregistrare semnal. Aceasta secventa este repetata de mai multe ori
Timpul între repetare unei secvente spin echo este TR.
Ca regula principala: o imagine daca prezinta fluid alb înseamna ca avem o ponderare T2, daca fluidul este mai închis decât solidele avem o imgine ponderata T1 sau prin densitate de protoni.
Pâna acum am învatat ca imaginea RMN este influentata de T1, T2, densitatea de protoni, TR si TE, dar mai exista si alti parametri ca de exemplu curgerea sau substantele de contrast.
Faptul ca fenomenul de curgere influenteaza semnalul RMN este cunoscut deja de mult timp, este un fenomen complex si dificil de înteles dar macar putem sa încercam o explicatie mai simplificata.
Daca ne imaginam un vas de sânge: trimtem un puls RF de 90 apoi ascultam semnalul rezultat. În momentul ascultarii protonii care au fost influentati de pulsul RF nu mai sunt în locul respectiv deoarece au curs mai departe. Prin urmare nu mai primim nici un semnal din sectiunea respectiva, acesta apara negru pe imagine. Acest fenomen este denumit fenomen Flow Void. Fenomenul este oricum mult mai complicat deoarece vasele de sânge sunt orientate în mai multe directii.
Substantele de contrast.
Acestea mai sunt denumite si substante paramagnetice. Au efectul de a cauza scurtarea timpilor de relaxare a protonilor din mediul apropiat. Acest fenomen este denumit proton relaxation enhancement.
Organismul contine în mod natural substante paramagnetice ca: produsi de degradare a hemoglobinei, methemoglobina, deoxiglobina – acesate sunt prezente în hematoame.
Sustantele comerciale de contrast sunt: pe baza de gadoliniu – Magnevist
Efectul substantelor de contrast consta în cresterea intesitatii semnalului în T1 si o descrestere a intensitatii semnalului în T2. Modul preferat de obtinere a imaginii dupa administrarea de substanta de contrast este o imagine ponderata T1.
A fost demonstrat ca administrarea substantelor de contrast paramagnetice creste probabilitatea depistarii unor leziuni si creste acuratetea diagnostica a RMN.
De exemplu poate face posibila diferentierea tesutului tumoral de edemul înconjurator. Fara substanta de contrast acestea sunt nediferentiabile pe imagine. Prin patrunderea gadoliniului în tesutul tumoral aceste devine luminos pe imagine, edemul înconjurator are o penetratie scazuta a gadoliniului si ramâne mult mai întunecat.
Recapitulare a notiunilor:
Un TR scurt – obtinem o imagine ponderata T1
Un TE lung – imaginea este ponderata T2
Efectele de curgere sunt variate, ele pot duce la lipsa completa de semnal sau la amplificarea acestuia
Substantele de contrast bazate pe Gadoliniu determina scurtarea T1 si a T2 a protonilor înconjuratori. Acest fapt duce la o crestere de semnal în imaginile ponderate T1 si la o scadere de semnal în imaginile ponderate T2.
Tehnica de ponderare T1 este preferata pentru obtinera imaginilor dupa adminstrarea de substanta de contrast.
Obtinerea sectinilor de imagine
Când pacientul este introdus în tomograful cu rezonata magnetica acesta se afla practic într-un câmp magnetic omogen. Prin urmare toti protonii din organsim au aceeasi frecventa Larmor si vor fi excitati de acelasi puls RF. Pentru a putea examina doar o singura sectiune a organismului un alt câmp magnetic este suprapus câmpului magnetic extern, acest câmp are diferite valori pe lungimea corpului introdus în tomograf. Prin urmare este mai slab sau mai puternic în diferite locuri.
Acest câmp este denumit câmpul de gradient (gradient field) si este produs de bobinele de gradient si modifica intensitatea câmpului initial. Prin urmare protonii din fiecare sectiune au frecvente de precesie usor diferite. Pulsul RF va avea si el frecvente diferite în functie de sectiunea dorita. Deoarece câmpul de gradient este orientabil în orice directie în tomografele RMN se pot obtine sectiuni pe toate directiile fara a misca pacientul, nu numai sectiuni transversale.
Câmpul de gradient care permite selectarea unei anumite sectiuni este denumit si gradient de selectie a sectiunii (slice selecting gradient).
Grosimea sectiunii poate fi selectata prin variatia pulsului RF generat.
Pentru ca informatia spatiala sa fie completa mai avem nevoie de înca un câmp de gradient care este orientat de exemplu de stânga la dreapta. La fel frecventa de precesie a protonilor va varia usor si de la stânga la dreapta oferind informatii si despre pozitia lor pe a treia dimensiune.
Dupa aplicarea câmpurilor de gradient necesare pe toate axele va rezulta un amestec de semnale receptionate cu frecvente si intensitati diferite, fiecare specifica locatiei de unde provine. Procesorul de imagine a tomografului transforma aceste informatii prin procesul matematic denumit transformare Fourier în informatii utile obtinerii imaginii medicale care astfel va fi reconstruita.
Pâna la momentul de fata am discutat numai despre protoni iar procedeul este denumit rezonanta magnetica nucleara. Dupa cum stim un atom este format din nucleu si electroni. Nucleul contine protoni si neutroni. O exceptie constituie nucleul atomului de hidrogen care este format doar dintr-un singur proton. Când vorbim despre protoni practic vorbim despre nucleul atomului de hidrogen, în cazul atomului de hidrogen termenii find identici. Pentru organismul uman hidrogenul este preferat pentru obtinera imaginilor deoarece acestea abunda în toate tesuturile umane. Aparate medicale de imagistica RMN sunt toate calibrate pentru atomul de hidrogen, oricum cercetari în acest domeniu se fac pentru a folosi si alti atomi.
O întrebare frecventa apare în acest caz: putem folosii orice atom pentru imagistica RMN ? – raspunsul este nu. Conditiile pe care un atom trebuie sa le îndeplineasca sunt: protonii acestuia trebuie sa prezinte miscarea de spin si trebuie sa fie în numar impar. Prezenta obligatorii a miscarii de spin este clara, dar de ce un numar impar.
Cum am explicat la început protonii pot fi ati cu un mic magnet. Daca numarul lor ar fi par, câmpurile magnetice create s-ar anula între ele complet.
La momentul de fata pentru imagistica RMN au putu fi folosite urmatoarele elemente:
13 C, 19 F, 23 Na, 31 P
SCURTA PREZENTARE A TEHNOLOGIEI
Cea mai importanta parte a unui tomograf RMN este magnetul, care trebuie sa fie destul de puternic. Intensitatea câmpului magnetic este masurata în Tesla T sau Gauss G.
UN Tesla este egal cu 10000 de Gauss.
Magnetii folositi în clinica la momentul de fata au intensitati cuprinse între 0,5 si 3 T. Aparate pilot au fost construite si cu intensitati de 7 T. Cu cât intensitatea câmpului magnetic este mai mare timpul de achizitie a unei imagini scade. CA exemplu un magnet casnic are o intensitate de 0,01 T. Apare o alta întrebare, de ce nu se folosesc pentru imagistica RMN magneti permanenti naturali – un magnet natural de 0,3 T ar cântari aproximativ 100 de Tone.
Prin urmare pentru aparatura RMN trebuie folositi magneti rezistivi. Acestia au un mare dezavantaj deoarece la trecerea curentului electric prin bobina produc caldura care trebuie disipata. Pentru a evita acest fapt în tehnica imagistica RMN se folosesc magneti supraconductori. Acestia sunt formati din materiale care au proprietatea ca îsi pierd rezistenta electrica daca sunt raciti la temperaturi extrem de joase 40 K sau – 2690 C. Daca se aplica un curent electric unui asemnea tip de magnet acesta creaza un câmp uniform deoarece nu mai variaza datorita rezistentei electrice.
Ca material criogenic este folosit He lichid. Acesta trebuie înlocuit sau completat din când în când deoarece se consuma. În cazul unei încalziri a sistemului peste limitele admise acesta determina o fierbere a agentului criogenic, fenomen denumit quench. În aceasta situatie se pierde o mare cantitate de agent criogenic deoarece acesta este eliminat din sistem.
O alta piesa importanta de hardware sunt bobinele generatoare a pulsului RF
În imagistica RMN sunt necesare bobine de radiofrecventa pentru a emite pulsul RF si pentru a receptiona semnalul util. Aceeasi sau diferite bobine pot fi folosite pentru emisie sau pentru receptie. Exista o varietate de bobine în uz.
Locatia
Deoarece spatiul în care traim este inundat de tot felul de unde radio este necesara ecranarea apartelor medicale RMN. Acest lucru se realizeaza prin amplasarea partii magnetice a aparatului într-o camera speciala ecranata tip cusca Faraday.
Spectroscopia RMN
Spectroscopia RMN a fost utilizata înaintea sistemelor imagistice. Proceduar este folosita ca metoda analitica si poate depsita multe elemente fara a distrucge proba examinata. Între timp spectroscopia si imagistica au fost combinate. Acest fapt a permis obtinerea de informatii in vivo asupra metabolismului în locatii diferite. Cu aceasta metoda se cerceteaza la momentul de fata posibilitatea de a obtine informatii de fiziologie celulara. Acesta metoda ar face posibila evaluarea unei multutudini de afectiuni si efectele terapiilor administrate, precum ar aduce si informatii de farmacodinamica.
COMPUTER TOMOGRAFIA Este o tehnica particulara, care utilizeaza ca factor fizic radiatia X, ca procedeu de explorare a mediului, s [...] |
Afectiunile articulare Artrita acuta apare in urma unor insamantari hematogene sau traumatice. In prima faza, spatiul articular este [...] |
Tumorile maligne Osteosarcomul este cea mai frecventa tumoare maligna primara a osului dupa mielomul multiplu (30% din totalul acestora). 7 [...] |
Copyright © 2010 - 2024
: eSanatos.com - Reproducerea, chiar si partiala, a materialelor de pe acest site este interzisa!
Informatiile medicale au scop informativ si educational. Ele nu pot inlocui consultul medicului si nici diagnosticul stabilit in urma investigatiilor si analizelor medicale la un medic specialist.
Termeni si conditii - Confidentialitatea datelor - Contact
