Magneettikuvauksen fysiikka

Wikipediasta
Siirry navigaatioon Siirry hakuun

Magneettikuvauksen fysiikka koskee magneettikuvaustekniikoiden fysikaalisia perusnäkökohtia ja magneettikuvauslaitteiden teknisiä näkökohtia. Magneettikuvaus on lääketieteellinen kuvantamistekniikka, jota käytetään pääasiassa radiologiassa ja ydinlääketieteessä kehon anatomian ja fysiologian tutkimiseen sekä patologisten sairauksien, kuten kasvainten, tulehdusten, neurologisten sairauksien, kuten aivohalvauksen, lihasten ja nivelten häiriöiden sekä sydämen ja verisuonten poikkeavuuksien havaitsemiseen. Kontrastiaineita voidaan ruiskuttaa suonensisäisesti tai niveleen kuvan parantamiseksi ja diagnoosin helpottamiseksi. Toisin kuin tietokonetomografiassa ja röntgenkuvauksessa, magneettikuvauksessa ei käytetä ionisoivaa säteilyä, joten se on turvallinen menetelmä, joka soveltuu diagnosointiin lapsilla ja toistuviin suorituksiin. Potilaille, joilla on tiettyjä ei-ferromagneettisia metalli-implantteja, sisäkorvaistutteita ja sydämentahdistimia, voidaan nykyään tehdä magneettikuvaus voimakkaiden magneettikenttien vaikutuksista huolimatta. Tämä ei koske vanhempia laitteita, ja terveydenhuollon ammattilaisille on annettava yksityiskohtaiset tiedot laitteen valmistajalta.

Tietyt atomiytimet pystyvät absorboimaan ja lähettämään radiotaajuusenergiaa, kun ne sijoitetaan ulkoiseen magneettikenttään. Kliinisessä ja tutkimuksellisessa magneettikuvauksessa käytetään useimmiten vetyatomeja tuottamaan havaittavaa radiotaajuussignaalia, jonka tutkittavan anatomian läheisyydessä olevat antennit vastaanottavat. Vetyatomeja on luonnostaan runsaasti ihmisissä ja muissa biologisissa organismeissa, erityisesti vedessä ja rasvassa. Tästä syystä useimmat magneettikuvaukset kartoittavat lähinnä veden ja rasvan sijainnin kehossa. Radioaaltopulssit kiihdyttävät ydinsäteilyn spin-energiamuunnosta, ja magneettikentän gradientit paikallistavat signaalin avaruudessa. Pulssisekvenssin parametreja vaihtelemalla kudosten välille voidaan luoda erilaisia kontrasteja kudoksissa olevien vetyatomien relaksaatio-ominaisuuksien perusteella.

Skannerin magneettikentässä (B0) protonien magneettiset momentit kohdistuvat joko samansuuntaisesti tai vastakkaisesti kentän suuntaan. Vaikka kullakin yksittäisellä protonilla voi olla vain toinen kahdesta suuntauksesta, protoneista koostuva kokoelma näyttää käyttäytyvän ikään kuin niillä voisi olla mikä tahansa suuntaus. Useimmat protonit suuntautuvat B0:n suuntaisesti, koska tämä on matalamman energian tila. Tämän jälkeen syötetään radiotaajuuspulssi, joka voi herättää protonit yhdensuuntaisesta suuntautumisesta vastakkaiseen suuntautumiseen, mutta vain jälkimmäisellä on merkitystä loppukeskustelun kannalta. Vastauksena voimaan, joka palauttaa protonit takaisin tasapainoiseen suuntautumiseensa, protonit käyvät läpi pyörivän liikkeen (prekessio), aivan kuten pyörivä pyörä painovoiman vaikutuksesta. Protonit palaavat matalan energian tilaan spin-ristikon relaksaatioprosessin avulla. Tämä näkyy magneettivirtana, joka tuottaa signaalia antavan muuttuvan jännitteen vastaanottokeloissa. Taajuus, jolla protoni tai protoniyhtymä resonoi vokselissa, riippuu paikallisen magneettikentän voimakkuudesta protonin tai protoniyhtymän ympärillä; voimakkaampi kenttä vastaa suurempaa energiaeroa ja korkeamman taajuuden fotoneja. Soveltamalla ylimääräisiä magneettikenttiä (gradientteja), jotka vaihtelevat lineaarisesti tilassa, voidaan valita tietyt kuvattavat viipaleet, ja kuva saadaan ottamalla 2D Fourier-muunnos signaalin spatiaalisista taajuuksista (k-avaruus). Gradienttikäämeissä kulkevaan virtaan kohdistuvan B0:n magneettisen Lorentz-voiman vuoksi gradienttikäämit pyrkivät liikkumaan ja tuottavat kovia koputusääniä, joiden vuoksi potilaat tarvitsevat kuulosuojaimia.


Historia[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Magneettikuvauslaitteen kehitti vuosina 1975-1977 Nottinghamin yliopistossa professori Raymond Andrew FRS FRSE ydinmagneettista resonanssia koskevan tutkimuksensa pohjalta. Kokovartaloskanneri kehitettiin vuonna 1978.

Ydinmagnetismi[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Subatomisilla hiukkasilla on kvanttimekaaninen ominaisuus spin. Tietyillä ytimillä, kuten 1H (protonit), 2H, 3He, 23Na tai 31P, on spin, joka on nollasta poikkeava, ja siksi niillä on magneettinen momentti. Ns. spin-1⁄2-ytimillä, kuten 1H:lla, on kaksi spin-tilaa, joita kutsutaan joskus ylös- ja alaspäin. Ytimillä, kuten 12C, ei ole parittomia neutroneita tai protoneja eikä nettospiniä; isotoopilla 13C sen sijaan on.

Kun nämä spinit asetetaan voimakkaaseen ulkoiseen magneettikenttään, ne pyörivät akselin ympäri kentän suunnassa. Protonit kohdistuvat kahteen energiatilaan (Zeemanin ilmiö): yksi matalaenerginen ja yksi korkeaenerginen, joita erottaa toisistaan hyvin pieni jakautumisenergia.

Resonanssi ja relaksaatio[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Yksittäisen protonin käyttäytymisen tarkka mallintaminen edellyttää kvanttimekaniikkaa. Klassista mekaniikkaa voidaan kuitenkin käyttää protonien kokonaisuuden käyttäytymisen kuvaamiseen asianmukaisesti. Kuten muidenkin spin -hiukkasten kohdalla, aina kun yksittäisen protonin spin mitataan, se voi saada vain yhden kahdesta tuloksesta, joita kutsutaan yleisesti rinnakkaisiksi ja vastakkaisiksi. Kun puhumme protonin tai protonien tilasta, viittaamme kyseisen protonin aaltofunktioon, joka on lineaarinen yhdistelmä rinnakkaisesta ja antiparalleellisesta tilasta.[1]

Magneettikentän, B0, läsnä ollessa protonit näyttävät presessoivan Larmor-taajuudella, joka määräytyy hiukkasen gyromagneettisen suhteen ja kentän voimakkuuden mukaan. Magneettikuvauksessa yleisimmin käytetyt staattiset kentät aiheuttavat prekessiota, joka vastaa radiotaajuista (RF) fotonia.

Termodynaamisessa tasapainossa oleva pitkittäinen nettomagnetoituminen johtuu pienestä ylimäärästä alemman energiatilan protoneja. Tämä antaa nettopolarisaation, joka on ulkoisen kentän suuntainen. RF-pulssin antaminen voi kallistaa tätä nettopolarisaatiovektoria sivusuunnassa (ns. 90°-pulssilla) tai jopa kääntää sen päinvastaiseksi (ns. 180°-pulssilla). Protonit tulevat vaiheeseen RF-pulssin ja siten toistensa kanssa.

Pitkittäismagnetisaation palautumista kutsutaan pitkittäis- tai T1-relaksaatioksi, ja se tapahtuu eksponentiaalisesti aikavakion T1 avulla. Vaiheen koherenssin häviämistä poikittaistasossa kutsutaan poikittais- tai T2-relaksaatioksi. T1 liittyy siis spinjärjestelmän entalpiaan eli niiden ydinten lukumäärään, joilla on samansuuntainen ja vastakkainen spin. T2 taas liittyy systeemin entropiaan eli faasissa olevien ydinten lukumäärään.

Kun radiotaajuuspulssi sammutetaan, transversaalinen vektorikomponentti tuottaa värähtelevän magneettikentän, joka indusoi pienen virran vastaanottokäämiin. Tätä signaalia kutsutaan vapaan induktion hajoamiseksi (FID). Idealisoidussa ydinmagneettiresonanssikokeessa FID hajoaa suunnilleen eksponentiaalisesti aikavakion T2 avulla. Käytännön magneettikuvauksessa staattisessa magneettikentässä on kuitenkin pieniä eroja eri paikoissa ("inhomogeenisuudet"), jotka aiheuttavat Larmor-taajuuden vaihtelun eri puolilla kehoa. Tämä aiheuttaa destruktiivista interferenssiä, joka lyhentää FID-aikaa. FID:n havaitun hajoamisen aikavakio on nimeltään T*2 relaksaatioajaksi, ja se on aina lyhyempi kuin T2. Samaan aikaan pitkittäinen magnetoituminen alkaa palautua eksponentiaalisesti aikavakion T1 ollessa paljon suurempi kuin T2 (ks. jäljempänä).

Magneettikuvauksessa staattista magneettikenttää lisätään kenttägradienttikäämin avulla siten, että se vaihtelee koko skannattavalla alueella, jolloin eri paikkoihin liittyy eri prekessiotaajuudet. Vain niillä alueilla, joilla kenttä on sellainen, että prekessiotaajuudet vastaavat RF-taajuutta, tapahtuu heräte. Yleensä kenttägradientit moduloidaan pyyhkäisemään skannattavan alueen poikki, ja juuri RF- ja gradienttipulssisekvenssien lähes ääretön kirjo antaa magneettikuvauksen monipuolisuuden. Kenttägradientin muutos levittää vasteena olevaa FID-signaalia taajuusalueella, mutta tämä voidaan palauttaa ja mitata uudelleen fokusoivalla gradientilla (niin sanotun gradienttikaikaisen signaalin luomiseksi) tai radiotaajuuspulsseilla (niin sanotun spin-kaikaisen signaalin luomiseksi) tai levinneen signaalin digitaalisessa jälkikäsittelyssä. Koko prosessi voidaan toistaa, kun T1-relaksaatio on tapahtunut ja spinien terminen tasapaino on enemmän tai vähemmän palautunut. Toistoaika (TR) on aika, joka kuluu saman viipaleen kahden peräkkäisen herätteen välillä.[2]

Tyypillisesti pehmytkudoksissa T1 on noin yksi sekunti, kun taas T2 ja T*2 ovat muutamia kymmeniä millisekunteja. Nämä arvot voivat kuitenkin vaihdella suuresti eri kudosten välillä sekä eri ulkoisten magneettikenttien välillä. Tämä käyttäytyminen on yksi tekijä, joka antaa magneettiresonanssikuvaukselle sen valtavan pehmytkudoskontrastin.

MRI-kontrastiaineet, kuten gadoliniumia (III) sisältävät aineet, toimivat muuttamalla (lyhentämällä) relaksaatioparametreja, erityisesti T1:tä.

Kuvantaminen[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Kuvantamisjärjestelmät[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Kenttägradienttien ja radiotaajuusherätteen yhdistämiseksi kuvan luomiseksi on kehitetty useita järjestelmiä:

2D- tai 3D-rekonstruktio projektioista, kuten tietokonetomografiassa. Kuvan rakentaminen piste- tai viivakohtaisesti. RF-kentän gradientit staattisen kentän sijaan. Vaikka kumpaakin näistä järjestelmistä käytetään toisinaan erikoissovelluksissa, suurin osa magneettikuvauksista luodaan nykyään joko kaksiulotteisella Fourier-muunnostekniikalla (2DFT), johon liittyy viipaleen valinta, tai kolmiulotteisella Fourier-muunnostekniikalla (3DFT). Toinen nimi 2DFT:lle on spin-warp. Seuraavassa kuvataan 2DFT-tekniikka, jossa käytetään viipaleiden valintaa.

3DFT-tekniikka on melko samankaltainen, paitsi että siinä ei ole viipaleen valintaa ja vaihekoodaus suoritetaan kahdessa eri suunnassa.

Kaikuluotaus[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Toinen järjestelmä, jota käytetään toisinaan erityisesti aivojen skannauksessa tai silloin, kun kuvia tarvitaan hyvin nopeasti, on nimeltään kaiku-planaarikuvaus (EPI): Tässä tapauksessa jokaista RF-herätettä seuraa gradienttikaikujen sarja, jossa on erilainen tilakoodaus. Multiplexed-EPI on vielä nopeampi, esimerkiksi koko aivojen fMRI- tai diffuusiomagneettikuvauksessa.

Kuvakontrasti ja kontrastin parantaminen[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Kuvan kontrasti syntyy näytteen eri kohdista talteen otetun NMR-signaalin voimakkuuden eroista. Tämä riippuu virittyneiden ydinten (yleensä vesipronien) suhteellisesta tiheydestä, näiden ydinten relaksaatioaikojen (T1, T2 ja T*2) eroista pulssisekvenssin jälkeen ja usein muista parametreista, joita käsitellään kohdassa "Erikois-MR-skannaukset". Useimmissa MR-kuvissa kontrasti on itse asiassa kaikkien näiden vaikutusten sekoitus, mutta kuvantamispulssisekvenssin huolellinen suunnittelu mahdollistaa yhden kontrastimekanismin korostamisen ja muiden minimoimisen. Kyky valita erilaisia kontrastimekanismeja antaa magneettikuvaukselle valtavan joustavuuden. Aivoissa T1-painotus saa valkoisen aineen hermoyhteydet näkymään valkoisina ja harmaan aineen hermosolujen muodostamat ryhmät harmaina, kun taas aivo-selkäydinneste (CSF) näkyy tummana. Valkoisen aineen, harmaan aineen ja aivo-selkäydinnesteen kontrasti kumoutuu T2- tai T*2-kuvantamisella, kun taas protonitiheyspainotteinen kuvantaminen antaa vain vähän kontrastia terveillä henkilöillä. Lisäksi toiminnalliset parametrit, kuten aivoverenkierto (CBF), aivoverenkierron tilavuus (CBV) tai veren hapetus, voivat vaikuttaa T1-, T2- ja T*2-kuvaukseen, joten ne voidaan koodata sopivilla pulssisekvensseillä.

Joissakin tilanteissa ei ole mahdollista tuottaa riittävästi kuvakontrastia, jotta kiinnostuksen kohteena oleva anatomia tai patologia näkyisi riittävästi pelkästään kuvantamisparametreja säätämällä, jolloin voidaan käyttää kontrastiainetta. Tämä voi olla niinkin yksinkertaista kuin suun kautta otettu vesi, kun kuvataan mahalaukun ja ohutsuolen kuvantamista. Useimmat magneettikuvauksessa käytettävät kontrastiaineet valitaan kuitenkin niiden erityisten magneettisten ominaisuuksien perusteella. Yleisimmin käytetään paramagneettista kontrastiainetta (yleensä gadoliniumyhdistettä). Gadoliniumilla tehostetut kudokset ja nesteet näkyvät T1-painotteisissa kuvissa erittäin kirkkaina. Tämä antaa suuren herkkyyden verisuonikudosten (esim. kasvainten) havaitsemiseen ja mahdollistaa aivojen perfuusion arvioinnin (esim. aivohalvauksessa). Viime aikoina on esitetty huolenaiheita gadoliniumpohjaisten kontrastiaineiden myrkyllisyydestä ja niiden vaikutuksesta henkilöihin, joiden munuaistoiminta on heikentynyt. (Ks. kohta Turvallisuus/Kontrastiaineet jäljempänä.)

Viime aikoina on tullut saataville superparamagneettisia kontrastiaineita, esim. rautaoksidinanohiukkasia. Nämä aineet näkyvät hyvin tummina T*2-painotteisissa kuvissa, ja niitä voidaan käyttää maksan kuvantamisessa, koska normaali maksakudos pidättää aineen, mutta epänormaalit alueet (esim. arvet, kasvaimet) eivät.[3][4] Niitä voidaan ottaa myös suun kautta, jotta voidaan parantaa ruoansulatuskanavan visualisointia ja estää ruoansulatuskanavan vettä peittämästä muita elimiä (esim. haimaa). Diamagneettisia aineita, kuten bariumsulfaattia, on myös tutkittu niiden mahdollisen käytön kannalta ruoansulatuskanavassa, mutta niitä käytetään harvemmin.

k-avaruus[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Vuonna 1983 Ljunggren ja Twieg esittivät itsenäisesti k-avaruusformalismin, tekniikan, joka osoittautui korvaamattomaksi eri MR-kuvantamistekniikoiden yhdistämisessä. He osoittivat, että demoduloitu MR-signaali S(t), jonka vapaasti etenevät ydinspiinit tuottavat lineaarisen magneettikenttägradientin G läsnä ollessa, on yhtä suuri kuin efektiivisen spinitiheyden Fourier-muunnos. Matemaattisesti:

Toisin sanoen ajan edetessä signaali kulkee k-avaruudessa rataa, jonka nopeusvektori on verrannollinen sovelletun magneettikentän gradientin vektoriin. Termillä efektiivinen spinitiheys tarkoitamme todellista spinitiheyttä , joka on korjattu T1-valmistelun, T2-hajaantumisen, kentän inhomogeenisuudesta, virtauksesta, diffuusiosta jne. johtuvan defaasoitumisen ja muiden sellaisten ilmiöiden vaikutusten osalta, jotka vaikuttavat siihen transversaalisen magnetisaation määrään, joka on käytettävissä signaalin indusoimiseksi RF-koettimeen, tai sen vaiheeseen suhteessa vastaanottavan kelan sähkömagneettiseen kenttään nähden.

K-avaruuden peruskaavasta seuraa välittömästi, että rekonstruoimme kuvan yksinkertaisesti ottamalla käänteisen Fourier-muunnoksen näytteeksi otetusta datasta, eli.

K-avaruusformalismin avulla monet näennäisesti monimutkaiset ideat muuttuivat yksinkertaisiksi. Esimerkiksi vaihekoodauksen (niin sanotun spin-warp-menetelmän) merkitys on hyvin helppo ymmärtää (erityisesti fyysikoille). Tavallisessa spin-echo- tai gradienttikaikuluotauksessa, jossa luku- (tai katselu-) gradientti on vakio (esim. G), yksi rivi k-avaruutta skannataan jokaista RF-herätettä kohden. Kun vaihekoodausgradientti on nolla, skannattu rivi on kx-akseli. Kun RF-herätteen ja lukugradientin alkamisen väliin lisätään vaihekoodauspulssi, joka ei ole nolla, tämä viiva siirtyy k-avaruudessa ylös- tai alaspäin, eli skannataan viiva ky = constant.

K-avaruusformalismin avulla on myös erittäin helppoa vertailla eri skannaustekniikoita. Single-shot EPI:ssä koko k-avaruus skannataan yhdellä otolla joko sinimuotoista tai siksak-rataa noudattaen. Koska k-avaruuden vuorottelevat linjat skannataan vastakkaisiin suuntiin, tämä on otettava huomioon rekonstruktiossa. Usean kuvan EPI- ja nopean spin echo -tekniikoissa otetaan vain osa k-avaruudesta kutakin herätettä kohden. Jokaisessa otoksessa otetaan eri lomitettu segmentti, ja otoksia toistetaan, kunnes k-avaruus on katettu riittävän hyvin. Koska k-avaruuden keskellä olevat tiedot edustavat matalampia spatiaalisia taajuuksia kuin k-avaruuden reunoilla olevat tiedot, k-avaruuden keskellä oleva TE-arvo määrittää kuvan T2-kontrastin.

K-avaruuden keskipisteen merkitystä kuvan kontrastin määrittämisessä voidaan hyödyntää kehittyneemmissä kuvantamistekniikoissa. Eräs tällainen tekniikka on spiraalihankinta, jossa käytetään pyörivää magneettikentän gradienttia, jolloin rata k-avaruudessa kiertyy spiraalimaisesti keskeltä reunoille. T2- ja T*2:n hajoamisen vuoksi signaali on suurimmillaan kuvauksen alussa, joten k-avaruuden keskikohdan kuvaaminen ensin parantaa kontrasti-kohinasuhdetta (CNR) verrattuna tavanomaisiin siksak-kuvauksiin, erityisesti nopean liikkeen yhteydessä.

Koska ja ovat konjugoituja muuttujia (Fourier-muunnoksen suhteen), voimme käyttää Nyquistin teoreemaa osoittaaksemme, että askel k-avaruudessa määrittää kuvan näkökentän (suurin taajuus, josta näytteet otetaan oikein) ja k:n suurin näytteenottoarvo määrittää resoluution; ts,

(Näitä suhteita sovelletaan kuhunkin akseliin itsenäisesti.)

Magneettikuvauslaite[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Rakenne ja toiminta[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Magneettikuvauslaitteen pääkomponentit ovat: päämagneetti, joka polarisoi näytteen, shim-kelat, joilla korjataan päämagneettikentän inhomogeenisuudet, gradienttijärjestelmä, jota käytetään MR-signaalin lokalisointiin, ja RF-järjestelmä, joka herättää näytteen ja havaitsee syntyvän NMR-signaalin. Koko järjestelmää ohjataan yhdellä tai useammalla tietokoneella.

Magneetti[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Magneetti on skannerin suurin ja kallein komponentti, ja muu osa skannerista on rakennettu sen ympärille. Magneetin voimakkuus mitataan tesloina. (T). Kliinisten magneettien kenttävoimakkuus on yleensä välillä 0,1-3,0 T, ja tutkimusjärjestelmiä on saatavana jopa 9,4 T:n kenttävoimakkuuteen asti ihmiskäyttöön ja 21 T:n kenttävoimakkuuteen asti eläinkäyttöön. Yhdysvalloissa FDA on hyväksynyt kliiniseen käyttöön jopa 4 T:n kentänvoimakkuuden.

Yhtä tärkeää kuin päämagneetin voimakkuus on sen tarkkuus. Magneetin keskipisteessä (tai, kuten se teknisesti kutsutaan, isokeskipisteessä) olevien magneettiviivojen suoruuden on oltava lähes täydellinen. Tätä kutsutaan homogeenisuudeksi. Skannausalueella esiintyvien vaihteluiden (kentän voimakkuuden epäyhtenäisyyksien) pitäisi olla alle kolme miljoonasosaa (3 ppm). On käytetty kolmenlaisia magneetteja:

  • Kestomagneetti: Perinteisiä ferromagneettisista materiaaleista (esim. [[Harvinaiset maametallit|harvinaisia maametalleja kuten neodyymiä, sisältävistä terässeoksista) valmistettuja magneetteja voidaan käyttää staattisen magneettikentän tuottamiseen. Magneettikuvauksessa käytettäväksi riittävän voimakas kestomagneetti on erittäin suuri ja tilaa vievä; se voi painaa yli 100 tonnia. Kestomagneettimagneettien magneettikuvauslaitteet ovat erittäin edullisia ylläpitää; tätä ei voida sanoa muista magneettikuvausmagneettien tyypeistä, mutta kestomagneettien käyttöön liittyy myös merkittäviä haittoja. Niillä voidaan saavuttaa vain heikkoja kenttävoimakkuuksia verrattuna muihin magneettiresonanssimagneetteihin (yleensä alle 0,4 T), ja niiden tarkkuus ja vakaus ovat rajalliset. Koska niiden magneettikenttiä ei voi "sammuttaa", ferromagneettisia esineitä on käytännössä mahdotonta poistaa niistä, kun ne ovat joutuneet suoraan kosketukseen. Kestomagneetit vaativat myös erityistä varovaisuutta, kun niitä tuodaan asennuspaikalle.
  • Resistiivinen sähkömagneetti: Kuparilangasta kiedottu solenoidi on vaihtoehto kestomagneetille. Etuna ovat alhaiset alkukustannukset, mutta kentän voimakkuus ja vakaus ovat rajalliset. Sähkömagneetti vaatii käytön aikana huomattavan paljon sähköenergiaa, mikä voi tehdä sen käytöstä kallista. Tämä rakenne on periaatteessa vanhentunut.
  • Suprajohtava sähkömagneetti: Kun niobium-titaani- tai niobium-tinaseos jäähdytetään nestemäisellä heliumilla 4 K:een (-269 °C, -452 °F), siitä tulee suprajohde, joka menettää sähkövirran vastuksen. Suprajohteista rakennetulla sähkömagneetilla voi olla erittäin suuri kenttävoimakkuus ja erittäin suuri stabiilius. Tällaisten magneettien rakentaminen on erittäin kallista, ja kryogeeninen helium on kallista ja vaikeasti käsiteltävää. Kustannuksistaan huolimatta heliumjäähdytteiset suprajohtavat magneetit ovat kuitenkin nykyisin yleisin magneettikuvauslaitteissa käytetty magneettityyppi.

Useimmissa suprajohtavissa magneeteissa suprajohtavan langan kelat on upotettu nestemäiseen heliumiin kryostaatiksi kutsutun astian sisällä. Huolimatta lämpöeristyksestä, johon joskus kuuluu toinen nestemäistä typpeä sisältävä kryostaatti, ympäristön lämpö saa heliumin hitaasti kiehumaan. Tällaiset magneetit on siis täytettävä säännöllisesti nestemäisellä heliumilla. Yleensä käytetään kryojäähdytintä, joka tunnetaan myös nimellä kylmäpää, jolla osa heliumhöyrystä tiivistetään takaisin nestemäiseen heliumkylpyyn. Useat valmistajat tarjoavat nykyään "kryogeenittömiä" skannereita, joissa magneettilanka ei ole upotettu nestemäiseen heliumiin vaan sitä jäähdytetään suoraan kryojäähdyttimellä. Vaihtoehtoisesti magneettia voidaan jäähdyttää sijoittamalla nestemäistä heliumia varovasti strategisiin kohtiin, jolloin käytetyn nestemäisen heliumin määrä vähenee huomattavasti, tai sen sijaan voidaan käyttää korkean lämpötilan suprajohteita.[5][6]

Magneetteja on saatavana monessa eri muodossa. Kestomagneetit ovat kuitenkin useimmiten C-muotoisia ja suprajohtavat magneetit useimmiten sylinterinmuotoisia. Myös C-muotoisia suprajohtavia magneetteja ja laatikonmuotoisia kestomagneetteja on käytetty.

Magneettikentän voimakkuus on tärkeä tekijä kuvanlaadun määrittämisessä. Suuremmat magneettikentät parantavat signaali-kohinasuhdetta, mikä mahdollistaa suuremman resoluution tai nopeamman skannauksen. Suuremmat kentänvoimakkuudet edellyttävät kuitenkin kalliimpia magneetteja, joiden ylläpitokustannukset ovat korkeammat, ja niihin liittyy enemmän turvallisuusongelmia. Kentänvoimakkuus 1,0-1,5 T on hyvä kompromissi kustannusten ja suorituskyvyn välillä yleisessä lääketieteellisessä käytössä. Tietyissä erikoiskäytöissä (esim. aivojen kuvantamisessa) korkeammat kentänvoimakkuudet ovat kuitenkin toivottavia, ja joissakin sairaaloissa käytetään nykyään 3,0 T:n skannereita.


Shims[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Kun magneettikuvauslaite sijoitetaan sairaalaan tai klinikalle, sen päämagneettikenttä ei ole läheskään riittävän homogeeninen, jotta sitä voitaisiin käyttää skannaukseen. Siksi ennen kuin kentän hienosäätö tehdään näytteen avulla, magneetin magneettikenttä on mitattava ja shimmattava.

Kun näyte on asetettu skanneriin, päämagneettikenttä vääristyy näytteen sisällä olevien suskeptibiliteettirajojen vuoksi, mikä aiheuttaa signaalin katoamista (alueet, joilla ei näy signaalia) ja alueellisia vääristymiä otetuissa kuvissa. Ihmisillä tai eläimillä vaikutus on erityisen voimakas ilman ja kudoksen välisillä rajoilla, kuten sivuonteloissa (johtuen ilman paramagneettisesta hapesta), mikä vaikeuttaa esimerkiksi aivojen otsalohkojen kuvaamista. Kentän homogeenisuuden palauttamiseksi skanneriin on liitetty joukko shim-keloja. Nämä ovat yleensä huoneenlämpötilassa olevia resistiivisiä keloja, jotka pystyvät tuottamaan kenttäkorjauksia, jotka jakautuvat useiden sfääristen harmonisten kertalukujen suuruisena.

Kun näyte on asetettu skanneriin, B0-kenttää "shimmataan" säätämällä shim-kelojen virtoja. Kentän homogeenisuus mitataan tutkimalla FID-signaalia ilman kenttägradientteja. Huonosti shimmatun näytteen FID:ssä on monimutkainen hajoamiskäyrä, jossa on usein monia kohoumia. Shimmivirrat säädetään siten, että saadaan aikaan suuren amplitudin eksponentiaalisesti laskeva FID, mikä osoittaa homogeenista B0-kenttää. Prosessi on yleensä automatisoitu.

Gradientit[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Gradienttikäämejä käytetään protonien sijainnin spatiaaliseen koodaamiseen vaihtelemalla magneettikenttää lineaarisesti kuvantamistilavuuden yli. Larmor-taajuus vaihtelee tällöin x-, y- ja z-akselien sijainnin funktiona.

Gradienttikelat ovat yleensä resistiivisiä sähkömagneetteja, jotka saavat virtansa kehittyneistä vahvistimista, jotka mahdollistavat kentän voimakkuuden ja suunnan nopean ja tarkan säätämisen. Tyypilliset gradienttijärjestelmät pystyvät tuottamaan gradientteja 20-100 mT/m (eli 1,5 T:n magneetissa, kun z-akselin gradientti on maksimissaan, kentän voimakkuus voi olla 1,45 T 1 m:n pituisen reiän toisessa päässä ja 1,55 T toisessa päässä). Magneettigradientit määräävät kuvantamisen tason - koska ortogonaalisia gradientteja voidaan yhdistellä vapaasti, kuvantamiseen voidaan valita mikä tahansa taso.

Skannausnopeus riippuu gradienttijärjestelmän suorituskyvystä. Vahvemmat gradientit mahdollistavat nopeamman kuvantamisen tai suuremman resoluution; vastaavasti nopeampaan vaihtoon kykenevät gradienttijärjestelmät voivat mahdollistaa myös nopeamman skannauksen. Gradientin suorituskykyä rajoittavat kuitenkin hermostimulaatioon liittyvät turvallisuusnäkökohdat.

Joitakin gradienttivahvistimien ja gradienttikelojen tärkeitä ominaisuuksia ovat nousunopeus ja gradientin voimakkuus. Kuten aiemmin mainittiin, gradienttikela luo ylimääräisen, lineaarisesti vaihtelevan magneettikentän, joka lisää tai vähentää päämagneettikenttää. Tällä ylimääräisellä magneettikentällä on komponentteja kaikissa kolmessa suunnassa, eli x-, y- ja z-suunnassa; kuitenkin vain magneettikentän suuntainen komponentti (jota kutsutaan yleensä z-akseliksi ja jota kutsutaan Gz:ksi) on hyödyllinen kuvantamisen kannalta. Mitä tahansa akselia pitkin gradientti lisää magneettikenttää nollapisteen toisella puolella ja vähentää sitä toisella puolella. Koska lisäkenttä on gradientti, sen yksiköt ovat gaussia senttimetriä kohti tai milliteslaa metriä kohti (mT/m). Magneettikuvauksessa käytettävät tehokkaat gradienttikelat pystyvät yleensä tuottamaan gradienttimagneettikentän, joka on noin 30 mT/m tai enemmän 1,5 T:n magneettikuvauksessa. Gradienttijärjestelmän nousunopeus mittaa sitä, kuinka nopeasti gradientit voidaan kytkeä päälle tai pois päältä. Tyypillisten suorituskykyisempien gradienttien nousunopeus on jopa 100-200 T-m-1-s-1. Liukumisnopeus riippuu sekä gradienttikäämistä (suuren kelan ylös- tai alasajoon kuluu enemmän aikaa kuin pienen kelan) että gradienttivahvistimen suorituskyvystä (kelan induktanssin voittaminen vaatii paljon jännitettä), ja se vaikuttaa merkittävästi kuvan laatuun.


Radiotaajuusjärjestelmä[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Radiotaajuuslähetysjärjestelmä koostuu RF-syntetisaattorista, tehovahvistimesta ja lähetyskelasta. Tämä kela on yleensä rakennettu skannerin runkoon. Lähettimen teho vaihtelee, mutta huippuluokan kokovartaloskannereissa voi olla jopa 35 kW:n huipputeho ja ne voivat ylläpitää 1 kW:n keskimääräistä tehoa. Vaikka nämä sähkömagneettiset kentät ovat kymmenien megahertsien RF-alueella (usein sähkömagneettisen spektrin lyhytaaltoradio-osassa) ja niiden tehot ylittävät yleensä radioamatöörien käyttämät suurimmat tehot, magneettikuvauslaitteen aiheuttamat RF-häiriöt ovat hyvin vähäisiä. Tämä johtuu siitä, että magneettikuvauslaite ei ole radiolähetin. Lähettimen käämin tuottama RF-taajuinen sähkömagneettinen kenttä on magneettinen lähikenttä, johon liittyy hyvin vähän muuttuvaa sähkökenttäkomponenttia (kuten kaikissa tavanomaisissa radioaaltolähetyksissä). Näin ollen magneettiresonanssikuvauksen lähettimen käämin tuottama suuritehoinen sähkömagneettinen kenttä ei tuota paljon sähkömagneettista säteilyä RF-taajuudellaan, ja teho rajoittuu käämin tilaan eikä säteile "radioaaltoina". Näin ollen lähetinkela on hyvä sähkömagneettisen kentän lähettäjä radiotaajuudella, mutta huono sähkömagneettisen säteilyn lähettäjä radiotaajuudella.

Vastaanotin koostuu kelasta, esivahvistimesta ja signaalinkäsittelyjärjestelmästä. Kohteen sisällä tapahtuvan ydinrelaksaation tuottama sähkömagneettinen RF-säteily on todellista EM-säteilyä (radioaaltoja), ja se poistuu kohteesta RF-säteilynä, mutta sen teho on niin pieni, että se ei myöskään aiheuta merkittäviä RF-häiriöitä, jotka läheiset radiovirittimet voisivat havaita (lisäksi magneettikuvauslaitteet sijaitsevat yleensä metalliverkolla vuoratuissa tiloissa, jotka toimivat Faradayn häkkeinä).

Vaikka on mahdollista skannata käyttämällä integroitua käämiä RF-lähetykseen ja MR-signaalin vastaanottoon, jos kuvataan pieni alue, saadaan parempi kuvanlaatu (eli parempi signaali-kohinasuhde) käyttämällä lähekkäin istuvaa pienempää käämiä. Saatavilla on erilaisia käämejä, jotka sopivat tiiviisti kehon osien, kuten pään, polven, ranteen, rintojen tai sisäisesti esimerkiksi peräsuolen ympärille.

Viimeaikainen kehitysaskel magneettikuvaustekniikassa on ollut kehittyneiden monielementtisten vaiheistettujen käämien kehittäminen, jotka pystyvät keräämään useita kanavia tietoa samanaikaisesti. Tässä "rinnakkaiskuvantamistekniikassa" käytetään ainutlaatuisia tiedonkeruujärjestelmiä, jotka mahdollistavat nopeutetun kuvantamisen korvaamalla osa magneettigradienttien aiheuttamasta tilakoodauksesta kelan eri elementtien tilaherkkyydellä. Lisääntynyt kiihtyvyys vähentää kuitenkin myös signaali-kohinasuhdetta ja voi aiheuttaa jäännösartefakteja kuvan rekonstruktiossa. Kaksi usein käytettyä rinnakkaista hankinta- ja rekonstruktiojärjestelmää ovat SENSE ja GRAPPA. Yksityiskohtainen katsaus rinnakkaisiin kuvantamistekniikoihin löytyy täältä:

Katso myös[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Lähteet[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

Viitteet[muokkaa | muokkaa wikitekstiä]

  1. Quantum philosophy mriquestions.com. en
  2. Page 26 in: (2013) How does MRI work?: An Introduction to the Physics and Function of Magnetic Resonance Imaging. Springer Science & Business Media. ISBN 978-3-662-07805-1. 
  3. "Magnetite albumin microspheres: a new MR contrast material" (February 1987). AJR. American Journal of Roentgenology 148 (2): 399–404. doi:10.2214/ajr.148.2.399. PMID 3492120. 
  4. "Ultrasmall superparamagnetic iron oxide: characterization of a new class of contrast agents for MR imaging" (May 1990). Radiology 175 (2): 489–93. doi:10.1148/radiology.175.2.2326474. PMID 2326474. 
  5. https://www.nextbigfuture.com/2017/01/japan-makes-progress-toward-realization.html
  6. https://nationalmaglab.org/magnet-development/magnet-science-technology/publications-mst/highlights-mst/bi-2223-nmr-magnets
Käännös suomeksi
Tämä artikkeli tai sen osa on käännetty tai siihen on haettu tietoja muunkielisen Wikipedian artikkelista.
Alkuperäinen artikkeli: en:Physics of magnetic resonance imaging