ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΗ ΜΕ ΜΑΓΝΗΤΙΚΗ ΤΟΜΟΓΡΑΦΙΑ Δημήτριος Ι. Φωτιάδης Καθηγητής Βιοϊατρικής Τεχνολογίας fotiadis@cs.uoi.gr Πανεπιστήμιο Ιωαννίνων Τμήμα Μηχανικών Επιστήμης Υλικών

Περιεχόμενα Εισαγωγή Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Εφαρμογές Απεικόνισης Βιβλιογραφία

Μετρούμενες παράμετροι Εισαγωγή Τομογραφική μέθοδος Είδος ακτινοβολίας Μετρούμενες παράμετροι Υπολογιστική Τομογραφία (Χ-Ray CT) Ακτίνες Χ (20-150 keV) Συντελεστής Εξασθένισης ΜαγνητικήΤομογραφία (MRI) Ηλεκτρομαγνητική RF Πυκνότητα Πρωτονίων Χρόνοι Αποκατάστασης Τομογραφία Υπερήχων (Ultrasound CT) Υπέρηχοι (1-50MHz) Δείκτης Διάθλασης Συντελεστής Απορρόφησης Τομογραφία Εκπομπής Ποζιτρονίου (PET) Ακτίνες γ (511 keV) Συγκέντρωση Ραδιενεργού Ιχνηθέτη Τομογραφία Εκπομπής Φωτονίου (SPECT) Ακτίνες γ (20-150 keV)

Μαγνητικός Τομογράφος Εισαγωγή Μαγνητικός Τομογράφος Η απεικόνιση με Μαγνητικό Συντονισμό (Magnetic Resonance –MRI) είναι μια απεικονιστική μέθοδος που δεν χρησιμοποιεί ιονίζουσες ακτινοβολίες. Βασίζεται στην ύπαρξη μαγνητικής ροπής σε πυρήνες που περιέχουν περιττό αριθμό πρωτονίων (π.χ. 1Η, 31Ρ, 23Na, 13C). Κάθε τέτοιος πυρήνας έχει μία στροφορμή (spin) που τον καθιστά μικροσκοπικό ανιχνεύσιμο μαγνήτη. Οι εφαρμογές της απεικόνισης με μαγνητικό συντονισμό στηρίζονται κυρίως στη διέγερση πυρήνων υδρογόνου που βρίσκονται σε αφθονία στον ανθρώπινο οργανισμό.

Εισαγωγή Πυρήνας υδρογόνου Εφαρμογή µαγνητικού πεδίου Β0 και ευθυγράµµιση πυρήνων υδρογόνου Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Εισαγωγή 1946  ανακάλυψη του φαινομένου από τους E. Purcell και F. Bloch. 1972  ιδέα της χρησιμοποίησης του MRI για την ανίχνευση όγκων στο ανθρώπινο σώμα από τον R. Damadian. 1973  in vivo απεικονίσεις ιστών και οργάνων ασθενών από P. Lauterbur. 1981 και μετά  συστηματική χρησιμοποίηση του μαγνητικού τομογράφου σε νοσοκομεία και ιατρικά κέντρα. Biomedical Image Processing,Thomas M.Deserno, Springer-Verlag Berlin Heidelberg ,2011

Σύγχρονοι μαγνητικοί τομογράφοι Εισαγωγή Σύγχρονοι μαγνητικοί τομογράφοι http://www.hellenic-college.gr

Σύγχρονοι μαγνητικοί τομογράφοι Εισαγωγή Σύγχρονοι μαγνητικοί τομογράφοι Η «ανοιχτή» μονάδα MRI. Αυτά τα μοντέλα είναι σχεδιασμένα για να ανακουφίσουν τους ασθενείς που έχουν κλειστοφοβία. http://www.hellenic-college.gr

Εισαγωγή Σύγκριση μαγνητικής τομογραφίας και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ Τα συστήματα μαγνητικής τομογραφίας (ΜΤ) και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ (ΥΤ) παρουσιάζουν σημαντικές διαφορές τόσο σε τεχνολογικό όσο και σε λειτουργικό επίπεδο. Συγκεκριμένα: Η λειτουργία του ΥΤ βασίζεται στην απορρόφηση ακτίνων Χ από τους βιολογικούς ιστούς, Ο ΜΤ είναι ένα ηλεκτρονικό σύστημα απεικόνισης ανατομικών δομών και βασίζεται στην αλληλεπίδραση ασθενών, γρήγορα μεταβαλλόμενων μαγνητικών πεδίων με χαλαρά δεσμευμένους πυρήνες υδρογόνου, οι οποίοι βρίσκονται στους μαλακούς ιστούς του σώματος.

Εισαγωγή Σύγκριση μαγνητικής τομογραφίας και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ Οι είσοδοι σε ένα σύστημα ΥΤ είναι παλμοί ακτίνων-Χ που στοχεύουν διαφορετικά τμήματα του εξεταζόμενου δείγματος και η πληροφορία που συλλέγεται κωδικοποιείται χωρικά. Η είσοδος σε ένα σύστημα ΜΤ είναι ένα πολύπλοκο σήμα P(t) (μια τετραδιάστατη, διανυσματική συνάρτηση του χρόνου) και στην έξοδο προκύπτει ένα μιγαδικό σήμα S(t). Η πληροφορία για το δείγμα κωδικοποιείται χρονικά.

Εισαγωγή Σύγκριση μαγνητικής τομογραφίας και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ Σε κάθε σύστημα ΥΤ τα σήματα εισόδου έχουν κατ’ ανάγκη την ίδια μορφή (ακτίνες Χ) με ομοιόμορφο πλάτος και διαφορετική κατεύθυνση. Σε ένα σύστημα ΜΤ τα σήματα εισόδου μπορούν να συνδυαστούν (από το χειριστή του συστήματος) ώστε να ελέγχεται η αλληλεπίδρασή τους με το βιολογικό δείγμα και έτσι προκύπτουν διαφορετικές εικόνες.

Εισαγωγή Σύγκριση μαγνητικής τομογραφίας και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ Τα συστήματα ΜΤ παρέχουν τη δυνατότητα απευθείας τρισδιάστατης απεικόνισης της εξεταζόμενης ανατομικής δομής. Τα συστήματα ΥΤ παρέχουν μόνο δισδιάστατες εικόνες (εγκάρσιες τομές) της ανατομικής δομής και η τρισδιάστατη απεικόνιση επιτυγχάνεται με την συλλογή πολλών διαδοχικών τομών και την εκ των υστέρων χρήση κατάλληλων τεχνικών τρισδιάστατης ανασύνθεσης.

Εισαγωγή Τομή εγκεφάλου σε μαγνητικό (α) και σε αξονικό (β) τομογράφο. Η μαγνητική τομογραφία απεικονίζει με καλύτερη ανάλυση τα μαλακά μόρια του εγκεφάλου σε αντίθεση με την αξονική η οποία εστιάζει κυρίως στα οστά. Σχεδίαση, ανάπτυξη και κλινική εφαρμογή πηνίων φασικής συνάφειας για απεικόνιση και φασματοσκοπία μαγνητικού συντονισμού, Φ. Βλάχος, 2008.

Εισαγωγή Σύγκριση μαγνητικής τομογραφίας και υπολογιστικής τομογραφίας ακτίνων Χ Εκτός από την ανατομική πληροφορία, μια εικόνα από σύστημα ΜΤ μπορεί να προσφέρει επίσης λειτουργική πληροφορία που είναι πλησιέστερη στην πυρηνική ιατρική και τους υπερήχους. Αυτό επιτυγχάνεται με τη χρήση παραμαγνητικών ιχνηθετών (tracers) που δημιουργούν επιλεκτικά αυξανόμενη αντίθεση και παρέχουν τη δυνατότητα απευθείας μέτρησης της αιματικής ροής και της διάχυσης του νερού.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Οι πυρήνες όλων των ατόμων (εκτός του 1Η) αποτελούνται από νετρόνια και πρωτόνια τα οποία ονομάζονται νουκλεόνια και περιστρέφονται, έχουν δηλαδή spin. Αυτοί που έχουν spin διαφορετικό του 0 εμφανίζουν μαγνητική ροπή και είναι δυνατόν να παρουσιάσουν το φαινόμενο του μαγνητικού συντονισμού. D. Moratal et al., NMR IMAGING, Wiley Encyclopedia of Biomedical Engineering, 2006

Εισαγωγή Στροφορµή και µαγνητισµός σε ισότοπα που εφαρµόζεται Πυρηνικός Μαγνητικός Συντονισμός

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Όταν οι πυρήνες που εμφανίζουν μαγνητική ροπή τοποθετηθούν μέσα σε ένα εξωτερικό μαγνητικό πεδίο οι μαγνητικές τους ροπές τείνουν να τοποθετηθούν παράλληλα (χαμηλή ενεργειακή κατάσταση) ή αντιπαράλληλα (υψηλή ενεργειακή κατάσταση) με αυτό. Οι πυρήνες που παίρνουν παράλληλη θέση είναι περισσότεροι και σε αυτούς οφείλεται η δημιουργία της μαγνήτισης. Αφού οι πυρήνες έχουν στροφορμή, η μαγνητική τους ροπή Μ περιστρέφεται μέσα στο μαγνητικό πεδίο όπως ο στρόμβος στο πεδίο βαρύτητας της γης.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας (α) Οι μαγνητικές ροπές σε ένα υλικό εκτός μαγνητικού πεδίου ευθυγραμμίζονται τυχαία. (β) Με την εφαρμογή ενός ισχυρού μαγνητικού πεδίου, B0, αυτές οι ροπές ευθυγραμμίζονται είτε παράλληλα είτε αντιπαράλληλα στη διεύθυνση του εν λόγω μαγνητικού πεδίου. D. Moratal et al., NMR IMAGING, Wiley Encyclopedia of Biomedical Engineering, 2006

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Η γωνιακή συχνότητα της περιστροφής ω0 ονομάζεται συχνότητα Larmor και δίνεται από τη σχέση: ω0 =γΗ0 όπου γ είναι ο γυρομαγνητικός λόγος και είναι σταθερός για κάθε είδος πυρήνων και Η0 είναι το εξωτερικό μαγνητικό πεδίο. Η συχνότητα Larmor εκφράζεται σε rads/s. Για να απεικονιστεί ένα υλικό οι πυρήνες του πρέπει να εκπέμψουν σήμα (ενέργεια) συχνότητας ω0  τους διεγείρουμε με εφαρμογή εκτός του H0 στην κατεύθυνση z και ενός εναλλασσόμενου πεδίου H1 στο επίπεδο xy συχνότητας ω0. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Το συνολικό πεδίο (διανυσματικό διάγραμμα). Ιατρικά Απεικονιστικά Συστήματα” Δ. Κουτσούρης, Κ. Νικήτα, Σ. Παυλόπουλος, Εκδόσεις Τζιόλα, 2004.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Η περιστροφική κίνηση αντιστοιχεί στην περιστροφή του συνισταμένου διανύσματος του εγκάρσιου επίπεδου γύρω από το διαμήκη άξονα. οι περισσότερες µαγνητικές ροπές ευθυγραµµίζονται παράλληλα µε το πεδίο και η διαμήκης ολική µαγνήτιση είναι παράλληλη µε το Η0. Στο εγκάρσιο επίπεδο η ολική µαγνήτιση είναι µηδενική, διότι οι στροφορµές δεν περιστρέφονται σε φάση και οι συνιστάμενες διαµήκεις µαγνητίσεις αλληλοαναιρούνται. Εγκάρσια μαγνήτιση Διαμήκης μαγνήτιση

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Z Χαμηλής ενέργειας Bo M Υψηλής ενέργειας

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Οι πυρήνες σε χαμηλή ενεργειακή στάθμη απορροφούν ενέργεια από το εναλλασσόμενο ηλεκτρομαγνητικό πεδίο και μεταπηδούν σε υψηλότερη ενεργειακή στάθμη. Ενώ το εναλλασσόμενο πεδίο λειτουργεί, αρκετή ενέργεια μπορεί να απορροφηθεί και ανάλογα με το χρόνο παραμονής στην υψηλότερη στάθμη ενέργειας οι εξισώσεις ενέργειας εξισώνονται και το φαινόμενο σταματά. Αν το εναλλασσόμενο πεδίο λειτουργεί παλμικά και παρέχεται αρκετός χρόνος για την ανάπαυση (relaxation) των πυρήνων, το φαινόμενο μπορεί να συνεχιστεί.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Πρωτόνια από την χαμηλή ενεργειακή κατάσταση μεταπηδούν στην υψηλή. Τα πρωτόνια και των δύο ενεργειακών καταστάσεων περιστρέφονται σε φάση. Χαμηλής ενέργειας Bo M=0 M N- = N+ εκτός φάσης N- = N+ σε φάση Υψηλής ενέργειας

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Με την παύση του πεδίου Η1 οι πυρήνες επανέρχονται στη αρχική τους, χαμηλότερη στάθμη και εκπέμπουν σήμα (ραδιοκύματα) με συχνότητα ω0 που ανιχνεύεται από τα πηνία που παράγουν το Η1. Το σήμα αυτό αναλύεται μέσω μετασχηματισμών Fourier προκειμένου να δημιουργηθεί η εικόνα. Κατά την επαναφορά τους από την υψηλότερη στη χαμηλότερη ενεργειακή στάθμη, οι πυρήνες χάνουν την ενέργεια που απορρόφησαν μέσω δύο διαφορετικών διαδικασιών.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Διαδικασίες για την επαναφορά των πυρήνων από την υψηλότερη στη χαμηλότερη ενεργειακή στάθμη: Η πλεονάζουσα ενέργεια μεταφέρεται από τους διεγερμένους πυρήνες στο μοριακό πλέγμα μέσω θερμικής αλληλεπίδρασης. Η διαδικασία χαρακτηρίζεται από μία σταθερά χρόνου που ονομάζεται επιμήκης χρόνος επαναφοράς T1 (Spin-Lattice Relaxation). Η διεργασία αυτή αφορά τη μεταφορά ενέργειας μεταξύ διεγερμένων και μη πυρήνων. Χαρακτηρίζεται από μια σταθερά χρόνου που ονομάζεται εγκάρσιος χρόνος επαναφοράς Τ2 (Spin- Spin Relaxation). Συνήθως ο χρόνος Τ2 είναι πολύ μεγαλύτερος από τον Τ1 ο οποίος είναι της τάξης του 1 sec.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας T1 (Spin-Lattice Relaxation) Τ2 (Spin-Spin Relaxation) garykish.tripod.com/Introtomri.ppt

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Η αύξηση της µαγνήτισης χαρακτηρίζεται από τη χρονική σταθερά Τ1 και αντιστοιχεί στο χρόνο που χρειάζεται για να επιστρέψει στο 63% της αρχικής µαγνήτισης. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας If the protons in a tissue return to alignment faster than other tissues then this tissue will be brighter on a T1-weight scan. Ο χρόνος Τ1 είναι διαφορετικός για κάθε ιστό του ανθρώπινου οργανισμού. Οι διαφορές στους χρόνους βοηθάνε στο χρωματισμό τις εικόνας. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Η µείωση της εγκάρσιας µαγνήτισης χαρακτηρίζεται από τη χρονική σταθερά Τ2 και αντιστοιχεί στο χρόνο µείωσης της µαγνήτισης κατά 63% από την αρχική. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Όπως και με τους χρόνους Τ1 οι τιμές Τ2 είναι διαφορετικές για κάθε ιστό του ανθρώπινου οργανισμού. Οι διαφορές στους χρόνους βοηθάνε στο χρωματισμό τις εικόνας. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Σε πεδίο ισχύος 1.5 Τ, οι τιμές Τ1 κυμαίνονται περίπου στα 200 – 3000 ms και, όσο αυξάνει η ισχύς του µαγνητικού πεδίου, ο χρόνος Τ1 µεγαλώνει. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Αύξηση της έντασης του σήματος Μεγάλη πυκνότητα του ιστού σε πρωτόνια (λίπος) Ο βραχύς χρόνος Τ1 του ιστού Ο μακρύς χρόνος Τ2 του ιστού Μείωση της έντασης του σήματος Μικρή πυκνότητα του ιστού σε πρωτόνια (οστά) Ο μακρύς χρόνος Τ1 του ιστού Ο βραχύς χρόνος Τ2 του ιστού

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας T1: εξέταση ανατομίας. T2: ανίχνευση παθολογικών καταστάσεων (π.χ. οίδημα, πρήξιμο). garykish.tripod.com/Introtomri.ppt

Σχέση σήματος και θορύβου Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Σχέση σήματος και θορύβου Το σήμα που εκπέμπεται εξ επαγωγής (FID) είναι πολύ χαμηλό λόγω της ύπαρξης του «θορύβου» του περιβάλλοντος χώρου. Παράγοντες θορύβου Ηλεκτρικές αντιστάσεις των πηνίων Το σώμα του ασθενή και ο όγκος των ιστών που εξετάζονται Το είδος της τεχνικής για τη λήψη της μαγνητικής εικόνας Η ένταση του μαγνητικού πεδίου Β0

Βασικές αρχές της μαγνητικής τομογραφίας Η λειτουργία του MT βασίζεται στο ότι η συχνότητα συντονισμού του πυρήνα ω είναι ευθέως ανάλογη της έντασης του μαγνητικού πεδίου Η0 . Αν ρυθμιστεί έτσι ώστε το μαγνητικό πεδίο να είναι ελεγχόμενα μεταβλητό, η συχνότητα συντονισμού των πυρήνων είναι συνάρτηση της θέσης τους σε σχέση με τον μαγνήτη. Η ιδέα αυτή πραγματοποιείται με ειδικά βαθμωτά πηνία που μεταβάλλουν γραμμικά την ένταση του μαγνητικού πεδίου σε κάθε μία από τις κάθετες διευθύνσεις x, y, z.

Eξίσωση Bloch H κίνηση της μαγνητικής ροπής M υπό την επίδραση ενός τυχαίου εξωτερικού πεδίου με πυκνότητα ροής Β μπορεί να περιγραφεί για ένα απλό πρωτόνιο από την έκφραση: Ομογενές πεδίο Οι Bloch et al (1946) πρότειναν ένα σύνολο εξισώσεων που περιγράφουν με ακρίβεια τη συμπεριφορά της πυρηνικής μαγνητικής ροπής ενός δείγματος μη αλληλεπιδρώντων ή ελάχιστα αλληλεπιδρώντων spins, όπως ένα δείγμα από υγρό.

Eξίσωση Bloch Σε στατικό πεδίο πυκνότητας ροής , η επιστροφή της z συνιστώσας της μαγνήτισης Μz, μετά από διέγερση, εξαιτίας της εφαρμογής ενός παλμού ραδιοσυχνοτήτων, στην τιμή ισορροπίας M0 μπορεί να περιγραφεί από την εξίσωση: όπου Τ1 είναι ο χρόνος διαμήκους χαλάρωσης. Αν η πυρηνική μαγνήτιση έχει συνιστώσα κάθετη προς τη διεύθυνση z, αυτή η εγκάρσια μαγνήτιση θα φθίνει λόγω των αλληλεπιδράσεων με τοπικά spins.

Eξίσωση Bloch Ο ρυθμός μεταβολής (μείωσης) δίνεται από τις σχέσεις: όπου Τ2 είναι ο χρόνος εγκάρσιας χαλάρωσης.

Eξίσωση Bloch Αν υποτεθεί ότι η κίνηση εξαιτίας της χαλάρωσης μπορεί να υπερτεθεί στην κίνηση των ελεύθερων spins κάτω από την επίδραση ενός στατικού πεδίου και ενός πολύ μικρότερου πεδίου ραδιοσυχνοτήτων, τότε η συμπεριφορά της μαγνήτισης μπορεί να περιγραφεί από την εξίσωση:

Eξίσωση Bloch Λύση εξίσωσης Bloch όπου Μ0=Μ(0), ω0=γΒ0 η συχνότητα Larmor, και M0 η μαγνήτιση στη μόνιμη κατάσταση.

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Ιατρικά Απεικονιστικά Συστήματα” Δ. Κουτσούρης, Κ. Νικήτα, Σ. Παυλόπουλος, Εκδόσεις Τζιόλα, 2004.

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Βασικά μέρη ενός συστήματος ΜΤ Ιατρικά Απεικονιστικά Συστήματα” Δ. Κουτσούρης, Κ. Νικήτα, Σ. Παυλόπουλος, Εκδόσεις Τζιόλα, 2004.

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Βασικά μέρη ενός συστήματος ΜΤ 1. Ένας ηλεκτρομαγνήτης, που παράγει μαγνητοστατικό πεδίο, μαγνητικής επαγωγής 0.5-4 Tesla. Πολλές φορές χρησιμοποιείται το φαινόμενο της υπεραγωγιμότητας για μείωση της κατανάλωσης ενέργειας. 2. Ένα σύστημα τριών πηνίων που παράγουν στο χώρο του πρώτου πηνίου ένα μαγνητικό πεδίο το οποίο ονομάζεται πεδίο κλίσης. Το πεδίο αυτό έχει μόνο μια συνιστώσα που είναι παράλληλη με το στατικό πεδίο. 3. Ένα πηνίο εκπομπής παλμών ραδιοσυχνοτήτων, το οποίο έχει συνήθως σχήμα διπλής σέλλας.

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Βασικά μέρη ενός συστήματος ΜΤ 4. Ένα πηνίο λήψης (RF δέκτης) των σημάτων που εκπέμπονται από τους συντονισμένους πυρήνες του εξεταζόμενου βιολογικού υλικού. 5. Ένα σύστημα ανίχνευσης, το οποίο παράγει το σήμα εξόδου του συστήματος ΜΤ. 6. Ένα σύστημα απεικόνισης που περιλαμβάνει τον υπολογιστή στον οποίο γίνεται η ανακατασκευή και η παρουσίαση των εικόνων.

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Η απεικόνιση με την τεχνική ΜΤ βασίζεται στην επιλεκτική διέγερση των μαγνητικών διπόλων του πυρήνα των ατόμων που απαρτίζουν το εξεταζόμενο βιολογικό υλικό. Οι πυρήνες που διεγείρονται εκπέμπουν ένα σήμα ραδιοσυχνοτήτων, το οποίο καταγράφεται με τον RF δέκτη. Η επιλεκτικότητα στη διέγερση επιτυγχάνεται με τη χρήση στατικών μαγνητικών πεδίων (πεδίων κλίσης), των οποίων η ένταση και η φορά μεταβάλλεται εξωτερικά. Η διέγερση των πυρήνων γίνεται με τον πομπό ραδιοσυχνοτήτων (RF πηνίο).

Βασικά στοιχεία συστημάτων Μαγνητικής Τομογραφίας Ανάλογα με την πυκνότητα των πυρήνων προκύπτει αυξομείωση στην ένταση των σημάτων που λαμβάνονται από τον δέκτη. Η λειτουργία τόσο του πηνίου κλίσης όσο και του δείκτη RF ελέγχεται εξωτερικά με τη βοήθεια κατάλληλων συστημάτων προγραμματισμού παλμών. Με τη σάρωση της περιοχής συντονισμού στον τρισδιάστατο χώρο και την καταγραφή της έντασης του λαμβανόμενου σήματος λαμβάνεται η απεικόνιση της πυκνότητας των πυρήνων ή ακόμα και άλλων παραμέτρων που σχετίζονται με τη διέγερση των πυρήνων (π.χ. χρόνων χαλάρωσης Τ1 και Τ2).

Μαγνήτης Από τα μέρη του ΜΤ ο ηλεκτρομαγνήτης είναι το πιο ακριβό στοιχείο. Το καλώδιο υπεραγωγιμότητας έχει αντοχή περίπου μηδέν όταν ψύχεται σε μηδενική θερμοκρασία (-273o C ή 0 K σε υγρό ήλιο). Το ρεύμα ρέει στο πηνίο όσο αυτό διατηρείται σε θερμοκρασίες υγρού ηλίου. http://www.bme.teiath.gr/IonRadWebSite/el/taskhseis/ask14.htm

Μαγνήτης Ανάλογα με την εφαρμογή χρησιμοποιούνται διάφορα είδη μαγνητών: Μόνιμοι Αγώγιμοι Υπεραγώγιμοι Μόνιμοι: Απλή κατασκευή Παραγωγή ασθενών δευτερευόντων πεδίων Το σώμα τοποθετείται μεταξύ των πόλων του μαγνήτη για τη μείωση των δευτερευόντων πεδίων

Μαγνήτης Αγώγιμοι: Πεδία έντασης 0.05-0.4 Τ. Αρχές ζεύγους πηνίων Helmholtz. Απώλειες θερμότητας στο σύστημα (χρήση συστημάτων ψύξης). Εύκολη και οικονομική κατασκευή. Υπεραγώγιμοι: Πεδίο έντασης μεγαλύτερο από 0.5, ιδιαίτερα ομογενές και σταθερό. Ακριβό σύστημα ψύξης (υγρό ήλιο). Σταματά το φαινόμενο της υπεραγωγιμότητας με την υπερθέρμανση Υψηλό κόστος και πολυπλοκότητα.

Πηνία κλίσης Πηνία MRI http://openi.nlm.nih.gov/detailedresult.php?img=3016368_1532-429X-12-71-1&req=4

Πηνία κλίσης Τρία ανεξάρτητα πηνία (x, y, z κλίσης) παράγουν χωρικά και χρονικά μεταβαλλόμενο μαγνητικό πεδίο μέσα στο δείγμα. Το πεδίο που παράγεται είναι της μορφής: Η συχνότητα Larmor δίνεται από την εξίσωση: Εφαρμόζοντας κλίση G τα σημεία αποκτούν διαφορετικές συχνότητες Larmor και καθίστανται ευδιάκριτα.

Πηνία κλίσης Πηνία εγκάρσιας κλίσης http://www.magnet.fsu.edu/education/tutorials/magnetacademy/mri/fullarticle.html http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri

Σύστημα Ραδιοσυχνότητας RF Αποτελείται από πηνία ραδιοσυχνότητας (RF coils) για παραγωγή µαγνητικών παλµών και ανίχνευση σηµάτων εξ επαγωγής. Το πηνίο RF ποµπός δηµιουργεί παλµούς στη συχνότητα Larmor για διέγερση των πυρήνων, µε στόχο τη δηµιουργία οµογενούς πεδίου Η1, κάθετου στη διεύθυνση του κύριου µαγνητικού πεδίου Ηο. Το πηνίο RF δέκτης λαµβάνει τα σήµατα, που εκπέµπονται από τους πυρήνες στη συχνότητα Larmor. Το πηνίο δέκτης πρέπει να είναι ευαίσθητο και µε το καλύτερο δυνατό Signal to Noise Ratio (SNR). Αναλόγως της κατασκευής του ΜΤ, µπορεί το ίδιο πηνίο RF να χρησιµοποιείται ως ποµποδέκτης.

Σύστημα Ραδιοσυχνότητας RF Για τη βελτιστοποίηση του καναλιού ραδιοσυχνότητας, ακολουθούνται ορισµένες αυτοµατοποιηµένες διαδικασίες πριν από µια ακολουθία απεικόνισης: Η δύναµη µετάδοσης ρυθµίζεται σύµφωνα µε το βάρος του ασθενούς και τη σπείρας µετάδοσης. Το κέρδος δεκτών ρυθµίζεται για αποφυγή του κορεσµού των σηµάτων. Σε αντίθετη περίπτωση, έχουμε επιδείνωση της αναλογίας SNR. Δεδοµένου ότι η συχνότητα συντονισµού των πρωτονίων είναι πολύ κοντά σε αυτή των ραδιοκυµάτων της ραδιοφωνικής ζώνης FM, η διάταξη του ΜΤ τοποθετείται σε ένα κλωβό Faraday, για αποµόνωση των εξωτερικών σηµάτων RF που ενδεχοµένως µπορεί να αλλάξουν το σήµα.

Θωράκιση πηνίων κλίσης Ορισμένες απεικονιστικές τεχνικές απαιτούν τα πηνία κλίσης να κλείνουν και να ανοίγουν ταχύτατα (παλμοί της τάξης 1-10 msec). Αλληλεπίδραση των πεδίων κατά το «άνοιγμα-κλείσιμο» με άλλα αγώγιμα στοιχεία του συστήματος MRI με συνέπεια τη δημιουργία δινορευμάτων που παράγουν πεδία αντίθετα με αυτά των πηνίων κλίσης. Τύποι θωράκισης: Παθητική θωράκιση Ενεργητική θωράκιση

Θωράκιση πηνίων κλίσης Παθητική θωράκιση Τοποθέτηση αγώγιμου υλικού με πάχος μεγαλύτερο από το πάχος διείσδυσης ανάμεσα στα πηνία κλίσης και τα υπόλοιπα αγώγιμα μέρη. Ενεργητική θωράκιση Σχεδίαση πηνίων με μηδενικό πεδίο στην εξωτερική τους επιφάνεια. Χρήση δύο πηνίων διαφορετικού μεγέθους. Το εξωτερικό πηνίο (θωράκισης) παράγει πεδίο που αναιρεί το πεδίο που παράγεται από το εσωτερικό (κύριο) πηνίο.

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση εγκεφάλου http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση αγγείων της κοιλιακής κοιλότητας σε ένα παιδί Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση αγγείων Απεικόνιση αγγείων της κοιλιακής κοιλότητας σε ένα παιδί http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση ήπατος Απεικόνιση έντονα αυξημένης βλάβης στο ήπαρ (ηπατοκυτταρικό καρκίνωμα). http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση ήπατος Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012.

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση καρδιάς Απεικόνιση των τεσσάρων τμημάτων της καρδιάς (ανώμαλη πάχυνση του καρδιακού μυ). http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση γόνατου Ρήξη του πρόσθιου χιαστού συνδέσμου του γόνατος. Οριζόντια ρήξη του οπίσθιου τμήματος του μηνίσκου του γόνατος. http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση μυοσκελετικού συστήματος Ρήξη στροφικού πετάλου ώμου. Απεικόνιση του δεξιού ώμου. http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Απεικόνιση οσφυϊκής μοίρας της σπονδυλικής στήλης σε υγιή κατάσταση. Απεικόνιση με MRI Απεικόνιση σπονδυλικής στήλης Απεικόνιση οσφυϊκής μοίρας της σπονδυλικής στήλης σε υγιή κατάσταση. http://www.radiologyinfo.org/en/photocat/gallery2.cfm?pg=thera-brain

Ασφάλεια Δεν μπορεί να χρησιμοποιηθεί σε ανθρώπους με βηματοδότη ή μεταλλικά εμφυτεύματα. 5%-10% των ασθενών πάσχουν από κλειστοφοβία. Η εξέταση είναι ασφαλής για εγκύους μόνο μετά το πρώτο τρίμηνο της εγκυμοσύνης. Πρώτου, δευτέρου και τρίτου βαθμού εγκαύματα έχουν συμβεί στο παρελθόν σε ασθενείς που υποβάλλονται σε MRI ως αποτέλεσμα της ανάπτυξης υπερβολικής θερμότητας.

Ασφάλεια RF έγκαυμα από ηλεκτρόδιο από μη ανθρακώδες υλικό http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/chap-9

Νεότερες τεχνικές F.M.R.I.: απεικόνιση περιοχών ενεργοποίησης κατά την διάρκεια ερεθίσματος ή άσκησης π.χ. ο ασθενής κάνει συγκεκριμένη κίνηση ή δέχεται οπτικά ερεθίσματα με αποτέλεσμα αύξηση έντονου σήματος σε Τ2 εικόνες. Καθετηριασμός και παρακεντήσεις: καθετηριασμός στα στεφανιαία αγγεία με καθοδήγηση Μαγνητικού Τομογράφου. M.R.D.T.I. : Δείχνει την πλάκα αθηρωμάτωσης, η οποία φράζει τις καρωτίδες και προκαλείται εγκεφαλικό επεισόδιο.

Βιβλιογραφία Ιατρικά Απεικονιστικά Συστήματα” Δ. Κουτσούρης, Κ. Νικήτα, Σ. Παυλόπουλος, Εκδόσεις Τζιόλα, 2004. Biomedical Image Processing, Thomas M.Deserno, Springer-Verlag Berlin Heidelberg, 2011. Ποσοτική ανάλυση εικόνας μαγνητικής τομογραφίας για εύρεση υπερσιδήρωσης ήπατος και μυοκαρδίου σε ασθενείς με θαλασσαιμία, Κ. Κωνσταντίνου, Μεταπτυχιακή εργασία, Πανεπιστήμιο Κύπρου, 2012. D. Moratal et al., NMR IMAGING, Wiley Encyclopedia of Biomedical Engineering, 2006 ww.radiologyinfo.org T. a Gallagher, A. J. Nemeth, and L. Hacein-Bey, “An introduction to the Fourier transform:relationship to MRI.,” AJR. American journal of roentgenology, vol. 190, no. 5, pp. 1396–405, 2008. M. M. Shroff and E. M. Haacke, “Principles , Techniques , and Applications of T2 - based MR Imaging and Its Special Applications 1,” vol. 8, no. 62983, 2009.