MRI obrazowanie - tomografia magnetyczno-rezonansowa.PDF
(
588 KB
)
Pobierz
Arogancja półinteligentów
12
F
OTON
96, Wiosna
2007
Tomografia magnetyczno-rezonansowa
1
Jadwiga Tritt-Goc
Instytut Fizyki Molekularnej PAN, Poznań
Wstęp
Od połowy lat osiemdziesiątych XX w. rezonans magnetyczny najczęściej koja-
rzony jest z medycyną, za sprawą tomografów, które trafiły do szpitali. Uzy-
skiwane dzięki nim obrazy tomograficzne różnych części ciała ludzkiego sta-
nowią cenne narzędzie diagnostyczne w rękach lekarzy. Metoda tomografii
magnetyczno-rezonansowej (TMR), zwana również tomografią rezonansu ma-
gnetycznego albo obrazowaniem metodą rezonansu magnetycznego (MRI, od
angielskiej nazwy
magnetic resonance imaging
), jest już rutynowo stosowana
na świecie i coraz częściej także w Polsce, jako nieinwazyjna metoda diagno-
styczna [1–7]. Obecnie w naszym kraju zainstalowanych jest ponad sto tego
typu tomografów.
Idea obrazowania metodą rezonansu magnetycznego sięga roku 1973, kiedy
to niezależnie od siebie Paul Lauterbur [8] i Peter Mansfield [9] pokazali moż-
liwość wykorzystania gradientów pola magnetycznego do odróżnienia sygna-
łów jądrowego rezonansu magnetycznego pochodzących z różnych miejsc ba-
danej próbki. Dzięki temu możliwe stało się uzyskiwanie dwuwymiarowych lub
trójwymiarowych obrazów tomograficznych badanej próbki w dowolnym prze-
kroju. Od roku 1973 do dnia dzisiejszego obrazowanie metodą rezonansu ma-
gnetycznego ciągle się rozwija. Metoda ta już nie tylko służy do obrazowania
anatomii narządów, ale także do tworzenia obrazów przepływu krwi w tętnicach
i żyłach bez użycia środków kontrastowych i promieniowania jonizującego,
a także pozwala na lokalizację obszaru mózgu odpowiedzialnego za konkretną
czynność, np. mówienie, słuchanie, oglądanie obrazów, rozwiązywanie proble-
mów matematycznych itp. Pierwsza z tych metod zwana jest angiografią ma-
gnetyczno-rezonansową (MRA) [10, 11], a druga – funkcjonalną tomografią
magnetyczno-rezonansową (fMRI) [12, 13]. Ciągłe ulepszanie samej techniki
otrzymywania obrazów tomograficznych, a także ich opracowań komputero-
wych, prowadzi do uzyskiwania obrazów o coraz lepszej rozdzielczości prze-
strzennej (obecnie nawet 1 µm × 1 µm × 1 µm), lepszym stosunku sygnału do
szumu i w coraz krótszym czasie. Dzięki temu obecnie tomografia MRI nie
tylko jest powszechnie stosowaną metodą diagnostyczną w szpitalach, ale też
1
Na podstawie wykładu wygłoszonego podczas XXXVIII Zjazdu Fizyków Polskich w War-
szawie (wrzesień 2005) na sesji „Fizyka fazy skondensowanej”. Obszerniejszy tekst zamieszczo-
ny jest w
Postępach Fizyki
57/2006, zeszyt 4, str. 157.
F
OTON
96, Wiosna
2007
13
jako tzw. mikrotomografia stała się bardzo przydatnym narzędziem w nauko-
wych badaniach podstawowych. Najlepszym zaś dowodem ogromnej roli, jaką
TMR odgrywa w życiu współczesnego człowieka, jest przyznanie jej twórcom,
Lauterburowi i Mansfieldowi, Nagrody Nobla z medycyny w 2003 r.
Podstawowe wiadomości o jądrowym rezonansie magnetycznym
Tomografia magnetyczno-rezonansowa opiera się na zjawisku jądrowego rezo-
nansu magnetycznego (NMR, ang.
nuclear magnetic resonance
), odkrytym
w roku 1945 przez dwa niezależne zespoły badawcze: Blocha i Purcella [14,
15]. Wielkością fizyczną wykorzystywaną w NMR-ze jest spin i związany
z nim jądrowy moment magnetyczny, zwany tu dalej momentem magnetycz-
nym. Momenty magnetyczne jąder oddziałują z polem magnetycznym i właśnie
to oddziaływanie stanowi istotę zjawiska NMR oraz dostarcza informacji
o badanej próbce. Do obserwacji rezonansu wykorzystuje się dwa rodzaje pola
magnetycznego: pole stałe o indukcji
B
0
i zmienne pole
B
1
o częstości radiowej.
Źródłem pola
B
0
są magnesy, obecnie głównie nadprzewodnikowe, natomiast
pole
B
1
jest wytwarzane przez generator o częstości radiowej zasilający cewkę
indukcyjną będącą elementem obwodu rezonansowego. Aktualna technologia
umożliwia konstrukcję magnesów nadprzewodnikowych, które wytwarzają pola
o indukcji przekraczającej 20 tesli. Pole
B
1
jest znacznie słabsze, rzędu 10
–5
T.
W stałym polu o indukcji
B
0
spiny jądrowe i związane z nimi momenty ma-
gnetyczne
µ
wykonują precesję z częstością
ω
0
, zwana częstością Larmora:
ω
0
=
γB
0
. (1)
We wzorze (1)
γ
oznacza współczynnik giromagnetyczny, wielkość charaktery-
styczną dla danego jądra. W celu zaobserwowania NMR należy umieścić prób-
kę w dodatkowym, zmiennym polu
B
1
, czyli – inaczej mówiąc – poddać próbkę
działaniu fali elektromagnetycznej o częstości radiowej. Gdy częstość tej fali
jest równa lub prawie równa częstości precesji momentów magnetycznych,
określonej wzorem (1), występuje absorpcja promieniowania przez układ spi-
nów badanej próbki. Efektem tej absorpcji jest właśnie sygnał NMR [16–18],
którego amplituda jest proporcjonalna do wypadkowej magnetyzacji
M
:
∑
=
N
µ
M
=
i
V
,
(2)
i
1
gdzie
N
oznacza liczbę spinów w badanej próbce, a
V
– jej objętość. Położenie
magnetyzacji w stałym polu magnetycznym i pod wpływem impulsu pola o czę-
stości radiowej przedstawia rys. 1.
14
F
OTON
96, Wiosna
2007
Rys. 1.Wypadkowa magnetyzacja
M
: a) w warunkach równowagi termodynamicznej skierowana
jest wzdłuż kierunku stałego pola magnetycznym
B
0
, b) pod wpływem impulsu pola
B
1
następuje
wychylenie magnetyzacji z położenia równowagowego i pojawiają się składowe magnetyzacji:
podłużna
M
z
i poprzeczna
M
x
y
Do obserwacji rezonansu można stosować metodę fali ciągłej albo – używa-
ne obecnie znacznie częściej – metody impulsowe. W metodzie fali ciągłej pole
magnetyczne jest zmieniane liniowo wokół indukcji rezonansowej
B
0
, a pole
B
1
o częstości radiowej działa na próbkę przez cały czas obserwacji. W metodach
impulsowych pole magnetyczne jest stałe, a pole
B
1
ma postać impulsów. Naj-
powszechniej stosuje się impuls 90°, który obraca wypadkową magnetyzację
o kąt prosty na płaszczyznę
xy
układu laboratoryjnego, lub impuls 180°, obraca-
jący magnetyzację o kąt półpełny na oś –
z
. W warunkach równowagi termody-
namicznej (przed działaniem impulsu pola o częstości radiowej, wywołującego
rezonans) wypadkowa magnetyzacja skierowana jest wzdłuż osi
z
układu labo-
ratoryjnego, który ma swój środek w izocentrum magnesu (
x,y,z
) = (0,0,0).
Wzdłuż tej osi działa również pole
B
0
.
W klasycznej metodzie NMR rejestrowany sygnał rezonansowy pochodzi od
wszystkich spinów jądrowych znajdujących się w badanej próbce, pobudzonych
impulsem pola o częstości radiowej. Najłatwiej rezonans obserwuje się dla jąder
atomu wodoru, czyli protonów. W metodzie TMR, dzięki stosowaniu gradien-
tów pola magnetycznego, rejestrowany sygnał rezonansowy pochodzi od spi-
nów jądrowych znajdujących się w różnych miejscach badanej próbki. Dzięki
temu uzyskujemy przestrzennie selektywne informacje o parametrach charakte-
ryzujących próbkę.
Doświadczenie Lauterbura
Ideę obrazowania metodą rezonansu magnetycznego chyba najlepiej przedsta-
wić omawiając doświadczenie podobne do wykonanego w 1972 r. przez Lau-
terbura, który wykorzystał gradienty pola magnetycznego do odróżnienia sy-
gnałów NMR pochodzących od dwóch próbek z wodą i otrzymał pierwszy
dwuwymiarowy obraz tomograficzny tych próbek [8].
Przedmiotem modelowego doświadczenia są dwie probówki z wodą (rys.
2a), oznaczone odpowiednio 1 oraz 2, a rezonans jądrowy obserwujemy dla
protonów. Objętość wody w probówce nr 2 jest dwukrotnie większa niż w pro-
F
OTON
96, Wiosna
2007
15
bówce nr 1. Probówki, umieszczone w stałym, jednorodnym polu magnetycz-
nym o indukcji
B
0
, zajmują odpowiednio położenia
x
1
oraz
x
2
na osi
x
. Amplitu-
dę
B
0
wzdłuż tej osi przedstawiono na rys. 2b za pomocą wektorów.
Rys. 2. Doświadczenie Lauterbura w stałym polu magnetycznym
B
0
: a) probówki z wodą o róż-
nym położeniu na osi
x
; b) stałe pole magnetyczne
B
0
; c) sygnały NMR – krzywe FID dla oby-
dwu próbek; d) obserwowany sygnał FID – interferogram sygnałów z obu próbek; e) transformata
Fouriera (widmo NMR) wypadkowego sygnału FID
Zgodnie ze wzorem (1), częstości
ω
1
oraz
ω
2
precesji protonów w obydwu
próbkach są identyczne (
ω
1
=
ω
2
=
ω
0
), bo obydwie próbki, niezależnie od po-
łożenia, znajdują się w takim samym polu
B
0
, a
γ
1
=
γ
2
=
γ
dla protonów. Odpo-
wiedzią protonów na działanie impulsu pola
B
1
o częstości radiowej, spełniają-
cego warunek rezonansu, jest sygnał rezonansowy, który nosi nazwę krzywej
16
F
OTON
96, Wiosna
2007
indukcji swobodnej (FID, od ang.
free induction deca
y). Na rysunku 2c przed-
stawiono sygnały FID emitowane przez badane próbki. Obydwa charakteryzują
się tą samą częstością, ale różną amplitudą. W próbce nr 2 znajduje się większa
ilość wody, zatem podczas działania impulsu pola
B
1
próbka ta pochłania wię-
cej promieniowania elektromagnetycznego i tym samym emituje większą ilość
energii (wytwarza większe napięcie w cewce odbiorczej), czego wynikiem jest
krzywa indukcji o większej amplitudzie. Amplituda sygnału FID zawiera więc
informacje o liczbie spinów (w omawianym doświadczeniu – protonów) w ba-
danej próbce. W realnym doświadczeniu obserwujemy krzywą FID, która jest
superpozycją sygnałów rezonansowych emitowanych ze wszystkich położeń
wzdłuż osi
x
, w omawianym doświadczeniu –
x
1
oraz
x
2
(rys. 2d). Poddając tę
krzywą transformacji Fouriera, otrzymujemy widmo rezonansu jądrowego
Dla omawianego przypadku jest ono złożone z jednego maksimum rezonan-
sowego, którego położenie odpowiada częstości
ω
0
precesji protonów w polu
B
0
. Klasyczne doświadczenie NMR nie pozwala więc odróżnić sygnałów rezo-
nansowych pochodzących od dwóch probówek z wodą. Podobnie wyglądałaby
sytuacja dla większej liczby badanych próbek, pod warunkiem, że wszystkie
znajdowałyby się w jednorodnym polu
B
0
.
Uzyskanie oddzielnych sygnałów rezonansowych pochodzących od każdej
badanej probówki lub z różnych miejsc danej próbki jest możliwe dzięki
odpo-
wiedniej modyfikacji statycznego pola magnetycznego
. W celu zrozumienia
na czym polega ta modyfikacja, powtórzmy omówione doświadczenie, zmienia-
jąc trochę warunki jego przeprowadzenia. Próbki nr 1 i 2 umieszczone są teraz –
jak mówimy w żargonie – w polu magnetycznym o liniowym gradiencie (rys.
3a) wytworzonym za pomocą specjalnych cewek, tzw. cewek gradientowych
(rys. 3b). Dzięki takiej modyfikacji wartość indukcji
B
0
w punkcie
x
1
jest mniej-
sza niż w punkcie
x
2
, a to oznacza, że protony w
x
1
wykonują precesje z często-
ścią Larmora mniejszą niż w
x
2
. Emitowane przez próbki sygnały przedstawio-
no na rys. 3c. Sygnały mają różną amplitudę, jak na rys. 2c, ale też i różną czę-
stość. Częstość sygnału pochodzącego od próbki nr 1 jest mniejsza od częstości
sygnału z próbki nr 2, bo
B
0
(
x
1
) <
B
0
(
x
2
). W ten sposób częstość sygnału rezo-
nansowego staje się związana z położeniem próbki na osi
x
. Znajomość często-
ści oznacza informację o miejscu, z którego pochodzi sygnał rezonansowy.
Podobnie jak w doświadczeniu przedstawionym na rys. 2, amplituda sygnału
FID zawiera informacje o gęstości spinów w badanych próbkach. Rzeczywista
krzywa indukcji swobodnej (rys. 3d) jest superpozycją sygnałów FID z rys. 3c.
Transformacja Fouriera tej krzywej prowadzi do widma przedstawionego na
rys. 3e. Tak więc zastosowanie gradientu pola magnetycznego umożliwia uzy-
skanie oddzielnych widm rezonansowych dla dwóch probówek z wodą,
umieszczonych w tym samym magnesie wytwarzającym pole o stałym kierun-
ku. Omówione doświadczenie pokazuje ideę otrzymywania obrazów tomogra-
ficznych dowolnych obiektów zawierających spiny jądrowe.
Plik z chomika:
edukator
Inne pliki z tego folderu:
Psychologia, Tom 3_ Jednostka w społeczeństwie i elementy psychologii stosowanej - Jan Strelau (red.) (2001, Gdańskie Wydaw. Psychologiczne).djvu2
(21135 KB)
Psychologia, TOM2_ Psychologia ogólna - Jan Strelau (red.) (2006, Gdańskie Wydaw. Psychologiczne).djvu2
(19435 KB)
Psychologia, TOM 1_ Podstawy psychologii - Strelau Jan (red.) (2007, GWP).djvu2
(16627 KB)
Dermatologia-skrypt.pdf
(786 KB)
Dermatologia - D.Nowicka.pdf(2).7z
(39553 KB)
Inne foldery tego chomika:
1e koń h 123
ANATOMIA_WETERYNARIA(haslo123)
ANDROID321
architekthaslo(123)
bajki grajki_mp3 haslo 123
Zgłoś jeśli
naruszono regulamin