MAGNETISK RESONANS TOMOGRAFI

Transkript

1 MAGNETISK RESONANS TOMOGRAFI Hans-Jørgen Smith Bilde- og intervensjonsklinikken, Oslo Universitetsskehus, Rikshospitalet Innledning Magnetisk resonans tomografi eller MR (eng.: magnetic resonance imaging, MRI, på norsk også magnettomografi, MT) er en ikke-invasiv metode for fremstilling av snittbilder. Metoden er basert på et fsisk fenomen kalt kjernemagnetisk resonans (Nuclear Magnetic Resonance, NMR). Dette ble beskrevet av de amerikanske fsikerne Feli Bloch og Edward Purcell i 1946, og i 1952 mottok de Nobelprisen i fsikk for sine oppdagelser. Fenomenet ble først utnttet til spektroskopi (MR spektroskopi, MRS), men på midten av 1970-tallet fant man ut hvordan fenomenet også kunne benttes til bildedannelse. De første og største pionerene var den britiske fsikeren Peter Mansfield, den amerikanske kjemikeren Paul C. Lauterbur, og den amerikanske legen Ramond Damadian. De to første fikk i 2003 Nobelprisen i fsiologi eller medisin for å ha lagt grunnlaget for bildedannelse med MR. Den aller første magnettomografen i Norge kom i drift i mai 1986 ved Sentralsjukehuset i Rogaland etter en privat innsamlingsaksjon. I dag finner vi MR ved alle region- og sentralskehus, mange lokalskehus og mange private institutt. Siden den spede begnnelse på midten av 1980-tallet har den teknologiske utviklingen av MR vært enorm. MR benttes i dag i diagnostikk av alle organsstemer, og i land med moderne helsevesen blir MR ansett som helt uunnværlig ved mange diagnostiske problemstillinger. Dette gjelder i særlig grad sentralnervesstemet. I tillegg til å gi detaljerte snittbilder i valgfrie plan og dessuten projeksjonsbilder av tredimensjonale strukturer som blodårer og galleganger, benttes MR i økende grad til å gi funksjonell informasjon. Eksempler er blodstrømshastighet, blodgjennomstrømning (perfusjon), moleklenes termiske bevegelser (vevsdiffusjon) og hjertemuskelens viabilitet (levende eller dødt vev). MR kan endog benttes til å registrere og lokalisere ulike hjernefunksjoner så som områder for motorisk og sensorisk aktivitet, sn, språk, tale, hukommelse og ulik tankevirksomhet. Denne teknikken kalles gjerne funksjonell MR, eller fmri (functional MR imaging). MR blir ofte sammenlignet med to andre teknikker for dannelse av snittbilder, CT og ultrald. Moderne multisnitt CT er en sterk konkurrent til MR, ikke minst takket være meget raske tredimensjonale opptak av store anatomiske regioner med mulighet for rekonstruksjon i valgfrie plan med meget hø romoppløsning (tnne snitt og små piksler). MR har imidlertid bedre kontrastoppløsning enn både CT og ultrald, og kan derfor bedre skille mellom ulike tper vev, f.eks. normalt og skelig vev. I motsetning til CT bentter MR ingen ioniserende stråler, noe som er særlig viktig ved gjentatte undersøkelser og ved undersøkelse av barn. MR-teknikken krever imidlertid i større grad enn CT at pasienten ligger stille under bildeopptaket, og med MR er det derfor oftere nødvendig at barn blir undersøkt i narkose eller under sedasjon. 1

2 Dagens MR utstr er svært avansert og gir mange diagnostiske muligheter. En full utnttelse av mulighetene krever bl.a. grundig kjennskap til de basale prinsipper for metoden. Også ved mer "dagligdags" diagnostisk bruk av MR er en viss basiskunnskap nødvendig for å forstå kontrastforhold og artefakter i MR bildene. I løpet av kurset "Radiologiske Modaliteter" blir det bare anledning til å komme inn på de mest sentrale grunnprinsippene for MR. Det er mitt håp at denne gjennomgangen vil gjøre det lettere å tilegne seg mer utfllende og detaljert litteratur om emnet. Magnettomografen og dens magnetfelt Magnettomografens viktigste bestanddeler er en meget kraftig magnet, en radiosender, en mottakerspole og en datamaskin. Magneten kan ha forskjellig utforming, men er ofte slindrisk. Den er så stor at pasienten kan plasseres inne i den. Magnetfeltstrke måles i tesla (T) eller Gauss, der 1 tesla = 10 4 Gauss. De fleste magnettomografer har feltstrke i området 0,1-1,5 tesla. Til sammenligning har jordklodens magnetfelt en strke som ved polene er 0,7 Gauss, ved ekvator 0,3 Gauss. De kraftigste kliniske magnetene (0,5-3,0 tesla) er supraledende, hvilket betr at de er elektromagneter der vindingene består av supraledende materiale. Supraledende materiale har ingen elektrisk motstand ved tilstrekkelig lav temperatur. Disse magnetene er nedkjølt av fltende helium, som har en temperatur på 4 Kelvin. Ved installasjon av den nedkjølte elektromagneten, blir strømmen koplet til magnetens vindinger, slik at magnetfeltet dannes. Når magnetfeltet er dannet, kan strømtilførselen frakoples igjen uten at strømmen slutter å gå i vindingene. Magneten er bgget som en termos, og med periodevis etterflling av fltende helium beholder den sin lave temperatur og sitt magnetfelt i årevis uten bruk av strøm. 2

3 MR signalet kommer fra hdrogenkjernene Magnetisk resonans er basert på det faktum at noen atomkjerner er magnetiske. Dette gjelder i prinsippet alle atomkjerner som har et ulikt antall protoner og/eller et ulikt antall nøtroner i kjernen. Disse kjernene roterer nemlig omkring sin egen akse, de har en bevegelse kalt spinn (akkurat som jordkloden). Og fordi kjernen er elektrisk ladet, fører spinn-bevegelsen til at det dannes et magnetfelt omkring kjernen, som om kjernen var en liten stavmagnet med en nordpol og en sdpol (også dette akkurat som jordkloden). Til vanlig MR avbildning, dvs. MR tomografi, benttes utelukkende hdrogenkjernen. (Til MR spektroskopi kan også andre magnetiske kjernetper benttes, f.eks. fosfor, 31 P.) Hdrogenkjernen består som kjent bare av ett N N + S S Figur 1. Hdrogenkjernen kan betraktes som en stavmagnet. proton, og er som kjerne betraktet en kraftig liten stavmagnet (Fig. 1), som det dessuten er svært mange av i kroppen. Til "vanlig" har alle disse småmagnetene en helt vilkårlig orientering (Fig. 2); kroppsvevet er som kjent ikke magnetisk. Når en pasient plasseres inne i den store MR-magneten, vil imidlertid alle de små stavmagnetene rette seg inn etter det kraftige, Figur 2. Hdrogenkjernenes magnetfelt har til "vanlig" en vilkårlig orientering. 3

4 B 0 M Figur 3. Parallelle og antiparallelle protoner i et magnetfelt. M: nettomagnetismen. statiske magnetfeltets retning, nesten som kompassnåler i jordklodens magnetfelt. De fleste vil stille seg inn med sin egen nordpol pekende mot "nord" ("parallelle protoner"), mens de andre hdrogenkjernene inntar en stilling med sin egen nordpol pekende i motsatt retning ("antiparallelle protoner"). Fordi magnetfeltet til et flertall av hdrogenkjernene har en retning parallelt med det eksterne magnetfeltet, blir det dannet en nettomagnetisme i vevet i samme retning (Fig. 3). Alt vev blir med andre ord magnetisk. Overskuddet av kjerner i parallell retning er proporsjonalt med strken til det tre magnetfeltet, men er selv ved 1 tesla svært beskjedent, kun ca. 10 protoner pr. 1 million protoner. Nettomagnetismen i vevet er likevel målbar, takket være det store antall hdrogenkjerner pr. volumenhet ("protontettheten") i de fleste vev. Ved beskrivelse av MR prinsipper, er nettomagnetismens orientering i forhold til det statiske magnetfeltets retning meget sentral. Man er derfor blitt enige om et imaginært aksekors, -, for å lette orienteringen. Z-aksen er pr. definisjon retningen til det kraftige magnetfeltet, også kalt B 0 (Fig. 4). I de supraledende elektromagneter har -aksen og B 0 en horisontal B 0 Figur 4. MR magnetens imaginære aksekors. retning langsetter tunnelen der pasienten ligger, dvs. parallelt med pasientens lengdeakse. (Det finnes også magneter med mer hesteskolignende utforming og et vertikalt magnetfelt.) Y-aksen er da vertikal, og -aksen horisontal, vinkelrett på -aksen (Fig. 4). 4

5 B 0 B 0 N ω o S S N ω o Figur 5. Presesjonsbevegelse av et parallelt (venstre) og et antiparallelt (høre) proton. Hdrogenkjernenes magnetfeltakse (sd-nord akse) står ikke i "stram givakt" nøaktig langsetter det kraftige magnetfeltets retning, aksen dreier (preseserer) med en liten vinkel omkring magnetfeltets retning med en helt bestemt frekvens, den såkalte presesjonsfrekvensen eller Larmorfrekvensen (Fig. 5 og 6). Hdrogenkjernene tvinges til å presesere pga. mekaniske krefter mellom det statiske magnetfeltet og hdrogenkjernenes magnetfelt. B 0 B 0 N ω o N ω o S ω o = γ B 0 Figur 6. Forenklet fremstilling av et protons presesjonsbevegelse (til høre). Larmorfrekvensen (ω 0 ) er proporsjonal med det tre magnetfeltets strke (B 0 ) slik det fremgår av den såkalte Larmorligningen: 5

6 ω 0 = γ B 0 der γ er en konstant (den "gromagnetiske ratio") som er spesifikk for hver kjernetpe. Ved de magnetfeltstrker som benttes i magnettomografer, ligger hdrogenkjernenes Larmorfrekvens i samme frekvensområde som radiobølger (42,58 MH ved 1 tesla). Selv om de enkelte hdrogenkjernenes magnetfelt roterer med en liten vinkel omkring B 0 -feltets retning, står vevsmagnetismen i ro med nøaktig samme retning som B 0 (hvilket i slindrisk formede magneter er langsetter pasientens lengdeakse). Det gjør den fordi hdrogenkjernene roterer med helt vilkårlig fase, dvs. jevnt fordelt omkring B 0 feltets retning (Fig. 7 og 8). B 0 M M B 0 Figur 7. Nettomagnetismen (M) er orientert langs -aksen fordi parallelle og antiparallelle protoner er jevnt fordelt omkring B 0 feltets retning. Figur 8. Forenklet fremstilling av Fig. 7; pilene jevnt fordelt omkring -aksen illustrerer overskuddet av protoner i parallell retning. Magnetiske vevsskiver MR er en tomografisk teknikk som avbilder vevsskiver bestående av volumelementer, voler (Fig. 9). (Hvordan det kan avbildes skiver, blir forklart senere.) Når pasienten er plassert inne i magneten, vil hvert volumelement (eller vevsterning) være magnetisk. Vevsmagnetismens strke i hver voel er (i utgangspunktet) proporsjonal med antall protoner (hdrogenkjerner) i voelen, dvs. med den lokale protontettheten. (Det er overskuddet av parallelle protoner som bestemmer voelmagnetismens strke. Det relative overskuddet, f.eks. pr. en million protoner, er bestemt av strken til det tre magnetfeltet, men ved en og samme tre magnetfeltstrke er vevsmagnetismen proporsjonal med protontettheten. Tilsvarende vil en stor voel ha kraftigere magnetisme enn en liten voel.) Utgangspunktet for MR er altså en vevsskive bestående av voler med ulik vevsmagnetisme. Dersom vi kunne måle vevsmagnetismen i hver voel (voelmagnetismen), omsette strken til gråtoner, og dessuten 6

7 finne lokalisasjonen til hver voel i skiven, ville vi kunne rekonstruere et gråtonebilde av skiven der gråtonen i hver piel representerte protontettheten i tilsvarende voel. Det er dette som er prinsippet for MR avbildning: magnetismen i hver voel måles og omsettes til gråtonebilder. Piel Voel Figur 9. Utsnitt av vevsskive med voler. De vertikale pilene illustrerer nettomagnetismen i hver voel, voelmagnetismen. Måling av magnetisme: induksjon av strøm Magnetisme kan måles ved å la magnetismen indusere strøm i en spole. Dette forutsetter at magnetismen beveger seg i forhold til spolens åpning (magnetfeltets strke gjennom spolen må variere med tiden). En stavmagnet som roterer forbi en spoleåpning, vil indusere strøm i Roterende magnetisme Spole Indusert strømsignal Figur 10. En roterende magnet induserer strøm i en spole. spolen (Fig. 10). Jo kraftigere magnet, desto sterkere indusert strømsignal. Det samme prinsipp brukes for å måle voelmagnetismene (Fig. 9). Disse står i utgangspunktet i ro langsetter -aksen, og må settes i bevegelse for å kunne indusere strøm i en spole. Til dette benttes radiobølger. Hdrogenkjernene, og derved vevsmagnetismen, lar seg påvirke av en radiobølge, forutsatt at denne har nøaktig samme frekvens som hdrogenkjernenes Larmorfrekvens (ω 0 ). Man bentter en spesiell, polarisert radiobølge som sendes inn langs -aksen. En slik radio- 7

8 bølge, eller rettere dens magnetfelt, vil tvinge protonene til å rotere (presesere) omkring - aksen (Fig. 11). Det er dette som er magnetisk resonans. Resonans betr snkron vibrasjon, og i denne sammenheng betr det at hdrogenkjernenes magnetfelt og radiobølgens magnetfelt svinger med samme frekvens. Når orienteringen til hdrogenkjernenes magnetfelt tvinges bort fra -retningen, blir også vevsmagnetismen tvunget bort fra denne retningen. Pga. B 0 -feltet er det samtidig en presesjon omkring -aksen, hvilket betr at også vevsmagnetismen (M i figur 11) nå må presesere omkring -aksen. (I figur 11 er bare B 0 M M Radiobølge Figur 11. En radiobølges magnetfelt tvinger alle protoner, og derved også M, til å presesere rundt -aksen. presesjonen omkring -aksen tegnet inn. Det er samtidig en (me raskere) presesjon omkring -aksen, hvilket betr at hele "knippet" med protoner og M beveger seg i en spiral bort fra - retningen.) Ved MR avbildning benttes kortvarige radiobølgepulser som dreier vevsmagnetismen et valgfritt antall grader bort fra B 0 -feltets retning. Radiobølgepulsene får navn etter hvor mange grader de dreier hdrogenkjernenes magnetfelt, den såkalte flipvinkelen (Fig. 12). En 90 puls vil således dreie vevsmagnetismen fra en posisjon langs B 0 -retningen (M ) til en posisjon på tvers av B 0 -feltets retning, dvs. i -planet (M ). Etter at 90 pulsen er slått av, vil vevsmagnetismen bli stående en liten stund å rotere på tvers av B 0 -retningen (Fig. 11 og 12). Denne roterende vevsmagnetismen kan registreres (måles) ved hjelp av en mottakerspole (også kalt antenne) plassert utenfor pasienten. Vi har nå samme situasjon som i Figur 10. Magnetismen, som forårsaker et variabelt magnetfelt gjennom spolen, vil indusere en strøm i spolen. Mottakerspolen er orientert med åpningen på tvers av B 0 -retningen, og den roterende vevsmagnetismen vil derved indusere et strømsignal i spolen med en frekvens lik sin egen rotasjonsfrekvens, dvs. hdrogenkjernenes Larmorfrekvens (Fig. 13). Strken på det induserte strømsignalet er proporsjonalt med vevsmagnetismens strke. Det er slike induserte strømsignaler som benttes til å lage MR bilder. Gråtonene i hver piel er da bestemt av strken på det strømsignalet som ble indusert av vevsmagnetismen i motsvarende voel. 8

9 M 30 o puls M 90 o puls M Figur 12. Effekten av en 30 puls og en 90 puls på protonene og nettomagnetismen (M). M 90 o puls Roterende vevsmagnetisme M Spole Indusert strømsignal Figur 13. Vevsmagnetismen i -planet, M, induserer et strømsignal i mottakerspolen. 9

10 T1-relaksasjon og T1-vekting For å rekonstruere et MR bilde, trengs mange induserte strømsignaler (se senere), og det må følgelig sendes inn mange radiobølgepulser. Vi må derfor se på hva som skjer med protonene mellom pulsutsendelsene. Når radiobølgen opphører, blir protonene igjen overlatt til seg selv, og de vil da på n gradvis rette seg inn langs -aksen slik at det bgger seg opp en nettomagnetisme i -retningen, slik det gjorde da pasienten ble plassert inne i magneten. M 0 0,63 M 0 M T1 tid Figur 14. T1 relaksasjon etter en 90 puls: gjenvinning av magnetisme langs -aksen. Figur 14 viser hvordan nettomagnetismen langs -aksen (M ) øker med stadig avtakende hastighet etter en 90 puls. Denne gjenvinningen av nettomagnetisme langs -aksen kalles T1 relaksasjon. Formelen som beskriver T1 relaksasjonskurven, er en eksponentialfunksjon, hvori inngår en tidskonstant, kalt T1. Enkelt forklart er T1 den tiden det tar før 63% av den maksimale nettomagnetismen (M 0 ) er gjenvunnet. M 0 er som før nevnt bestemt av protontettheten. T1-verdien varierer fra vev til vev (Fig. 15). Den er relatert til moleklenes mobilitet i vevet; kortest T1 og derved raskest T1 relaksasjon finner vi i vev med middels store molek- M M 0 0,63 M 0 A B T1 A T1 B tid Figur 15. T1 relaksasjonskurver for to vev (A og B) med ulik T1, men lik protontetthet, dvs. samme M 0. 10

11 ler og middels mobilitet, som fettvev. (Egentlig har vi maksimal T1 relaksasjon når moleklenes vibrasjonsfrekvens er lik protonenes Larmorfrekvens.) Store, tunge molekler med lav mobilitet (f.eks. i cellemembraner og kortikalt benvev) og små, lette molekler med hø mobilitet (f.eks. i CSF) har langsom T1 relaksasjon og lang T1 (Fig. 16). T1 eller T2 T1 T2 moleklær mobilitet lav moleklær mobilitet store molekler hø moleklær mobilitet små molekler Figur 16. T1- og T2-verdi er begge bestemt av moleklær mobilitet (se tekst). T1-verdien er ikke relatert til protontettheten; vev kan ha samme protontetthet, men svært forskjellig T1 (Fig. 15). Dette gir ne muligheter for billedkontrast. Dersom det sendes inn 90 pulser med så langt tidsintervall (repetisjonstid, TR) at alle vevene får tid til å gjenvinne sin maksimale magnetisme før neste 90 puls, vil alle voelmagnetismene, og derved også kontrasten i bildet, være bestemt av protontettheten (Fig. 17). Reduseres repetisjonstiden slik at M 90 o 90 o 90 o TR TR Figur 17. Protontetthet-vekting: begge vevene rekker å gjenvinne sin magnetisme langs -aksen i løpet av repetisjonstiden (TR). vevene ikke rekker å gjenvinne sin maksimalmagnetisme, vil strken på den magnetismen som er gjenvunnet når neste 90 puls sendes, være avhengig av T1. Vev med kort T1 vil ha gjenvunnet me magnetisme, og vil derved indusere et relativt kraftig signal i spolen, sammenlignet med vev som har lengre T1 (Fig. 18). Kontrasten i det rekonstruerte bildet kalles T1-vektet fordi gråtoneforskjellene langt på vei er bestemt av forskjellene i T1. Maksimal T1 tid 11

12 kontrast mellom to vev fåes når 90 pulsen sendes inn etter en tid lik middelverdien av T1 i de to vevene. Da har de to T1 relaksasjonskurvene maksimal avstand. M 90 o 90 o 90 o 90 o TR TR TR tid Figur 18. T1-vekting: TR er for kort til at vevene rekker å gjenvinne full nettomagnetisme langs -aksen. FID signal, T2* og T2 M 0 M FID 0,37 M 0 tid T2* Figur 19. Det induserte strømsignalet, FID, like etter en 90 puls. Det induserte strømsignalet som kan sees like etter en 90 puls (Fig. 13), faller me raskere i strke enn T1 relaksasjonen skulle tilsi. Dette signalet kalles FID (free induction deca), og hastigheten som signalet faller i strke med, beskrives av tidskonstanten T2*, som pr. definisjon er den tiden det tar før signalet har mistet 63% av sin opprinnelige verdi (Fig. 19). Grunnen til at signalet blir gradvis svakere, er at den magnetiske komponenten i -planet, M, som jo induserer strømsignalet, blir mindre. Og hovedårsaken til at M blir mindre, er at de enkelte protonenes magnetisme kommer i utakt med hverandre; de kommer ut av fase med hverandre, de defaseres (Fig. 20). Dette er en relativt rask prosess som skjer samtidig med den langsommere T1 relaksasjonen (Fig. 21). At de enkelte protoner kommer i utakt med hverandre, må nødvendigvis skldes at de preseserer med litt forskjellig frekvens. Protonenes presesjonsfrekvens er bestemt av magnetfeltstrken (jfr. Larmorligningen), og ulik presesjonsfrekvens kan bare skldes forskjeller i magnetfeltstrke. Når voelmagnetismen gradvis forsvin- 12

13 ner, må altså dette være forårsaket av små variasjoner i den lokale magnetfeltstrke (innen den enkelte voel). M M M = 0 Figur 20. Defasering av protonenes magnetisme i -planet og tap av M. Situasjonen øverst til venstre er like etter en 90 puls, med de enkelte protoner i (nesten) samme fase og en kraftig M. Øverst til høre er protonene delvis defasert og M redusert. Nederst sees defaseringen å være komplett, og M er helt borte. A) B) M = 0 90 o puls M M = M 0 M C) D) M M = M 0 M = 0 Figur 21. Samtidig tap av M og gjenvinning av M (T1 relaksasjon) etter en 90 puls. 13

14 Det er to hovedårsaker til de små variasjonene i lokal magnetfeltstrke, og derved to hovedårsaker til defaseringen av protonene. Den ene skldes konstante små forskjeller i det statiske feltet som dannes av MR magneten. Ingen magnet er perfekt, og ingen MR magnet kan lage et 100% homogent magnetfelt. Den andre hovedårsaken er mer interessant, for den skldes vevet i hver voel. Alt vev inneholder magnetiske molekler, og alle molekler beveger seg, vibrerer, pga. termiske bevegelser. Alt vev inneholder derved små lokale magnetfelt som varierer i strke, i takt med moleklenes vibrasjonsfrekvens. Denne varierende vevsmagnetismen kalles gjerne magnetisk stø. En voel som inneholder små lette molekler (f.eks. CSF) vil ha meget høfrekvent magnetisk stø (mange MH). Protonene blir utsatt for en lokal magnetfeltstrke som varierer tilsvarende, og deres presesjonsfrekvens vil aksellerere og retardere tilsvarende (innenfor et snevert frekvensområde). For de relativt lange tidsrom som er aktuelle for defasering av protoner i forbindelse med MR avbildning ( ms), vil imidlertid den gjennomsnittlige magnetfeltstrke og den gjennomsnittlige presesjonsfrekvens være nokså ens innen én og samme voel. Protonene i en slik voel kommer derfor langsomt i utakt (de defaseres langsomt). En voel som inneholder tunge og lite mobile molekler, inneholder lavfrekvent magnetisk stø. Den lokale magnetfeltstrken varierer langsomt innenfor områder av voelen. Ett område av voelen kan ha gjennomgående hø magnetfeltstrke i løpet av det aktuelle tidsrom, mens en annen del av voelen kan ha relativt lav magnetfeltstrke i løpet av samme tidsrom. Protoner som befinner seg på ulike områder innen samme voel vil derfor komme raskt i utakt, og voelen mister fort sin transversale magnetiske komponent (M ). Defaseringen som skldes magnetisk stø forårsaket av moleklene i vevet, kalles T2 relaksasjon. T2 er en tidskonstant som beskriver hvor fort den transversale voelmagnetismen ville forsvunnet dersom MR magneten hadde gitt et 100% M M 0 FID T2-relaksasjon 0,37 M 0 T2* T2 tid Figur 22. T2 relaksasjon vs. FID. Se tekst. homogent magnetfelt (Fig. 22). Analogt til definisjonen av T2* (som beskriver hvor fort samme magnetisme forsvinner i virkeligheten), er T2 definert som den tiden det tar før 63% av (den teoretiske) magnetismen er tapt. Som det fremgår av ovenstående: vev med små lette molekler (cstevæske, CSF, vev med me vanninnhold, f.eks. mange tumores) har lang T2, mens vev med store, tunge og lite mobile molekler (f.eks. kortikalt benvev) har meget kort T2 (Fig. 16). 14

15 T2-vekting: spinn-ekko De store forskjellene i T2 mellom ulike vev kan utnttes til å lage bilder med enda en n tpe kontrast: T2-vekting. I T2-vektede bilder er signalstrken (og piel gråtonen) langt på vei bestemt av T2 verdien i vevet på en slik måte at vev med lang T2 gir høt signal (ls gråtone), mens vev med kort T2 gir svakt signal og fremtrer mørke i bildene. Prinsippet for T2-vekting er at man registrerer det induserte strømsignalet etter at defaseringen av protoner har pågått en stund; det vevet som best har bevart sin magnetisme i -planet (fordi det har lengst T2), vil da indusere det kraftigste signalet (Fig. 23). Problemet er at dersom man forsøker å lese av M o M 0,37 M o A B T2 B T2 A tid Figur 23. Den transversale (T2) relaksasjonen for to vev (A og B) med ulik T2. Vev A har lengst T2 og bevarer derfor sin transversale magnetisme (M ) best. FID signalets strke etter en liten ventetid, vil den gjenværende transversale magnetismen i vevene også være sterkt påvirket av MR magnetens inhomogene magnetfelt, dvs. av T2*. For at signalet som avleses skal kunne gjenspeile den sanne T2 relaksasjonen, må den defaserende effekten av MR magneten elimineres. Det gjøres vha. en 180 puls og dannelsen av et såkalt spinn-ekko (Fig. 24). A) B) 90 o puls o puls C) D) Spinnekko Figur 24. Dannelsen av et spinn-ekko vha. en 180 puls.

16 Figur 24 viser først situasjonen like etter en 90 puls (A). Nettomagnetismen er dreid ned i -planet og induserer et FID signal (ikke vist). De enkelte protonene er nå i fase. En liten stund etter 90 pulsen, sendes det inn en 180 puls langs -aksen (B). På dette tidspunkt har de enkelte protonene kommet i utakt (tre protoner er illustrert: 1, 2 og 3), og M har (helt eller delvis) forsvunnet. 180 pulsen virker akkurat på samme måte som 90 pulsen, den dreier protonenes magnetfelt omkring som akse, bare dobbelt så mange grader (fordi den er dobbelt så langvarig, alternativt dobbelt så kraftig som 90 pulsen). Resultatet er at de tre protonene dukker opp i -planet på den andre siden av -aksen, i motsatt rekkefølge (C). La oss nå forutsette at det ikke var noen T2-relaksasjon i vevet, men at all defasering skldtes de konstante forskjeller i magnetfeltstrke forårsaket av MR magneten. Proton nr. 3 er da hele tiden utsatt for en høere magnetfeltstrke enn de to andre, og preseserer derfor hele tiden raskere enn de to andre. Tilsvarende gjelder for proton 2 i forhold til proton 1. Etter at 180 pulsen har snudd om på protonenes rekkefølge (de preseserer hele tiden med urviseren omkring -aksen), vil de raske protonene ta igjen de langsommere, og etter en tid lik den fra A) til B), vil de tre protonene på n være nøaktig i fase (D). Nettomagnetismen i -planet gjenvinnes, og et ntt signal induseres i spolen. Dette kalles et ekko, eller rettere et spinnekko. (Som vi senere skal se finnes det en annen tpe ekko, nemlig gradient-ekko, men ekko som dannes av en 180 puls, kalles spinn-ekko.) Tiden fra 90 puls til ekko kalles ekkotiden (TE). Dersom protonene er nøaktig i fase på tidspunkt D), skal spinn-ekkoet ha samme strke som FID signalet like etter 90 pulsen. Dette forutsetter at protonenes presesjonsfrekvens ikke endres i løpet av tiden fra A) til D). Dersom MR magneten var eneste årsak til defaseringen, ville dette være tilfelle. I virkeligheten har ekkoet en svakere signalstrke enn FID signalets utgangsstrke (Fig. 25), og fallet i strke skldes T2 relaksasjonen i vevet. Den magnetiske vevsstøen gir ingen konstante forskjeller i magnetfeltstrke; her endres både magnetfeltstrke og presesjonsfrekvens mange ganger i løpet av ekkotiden. T2 relaksasjonen lar seg derfor ikke reversere av 180 pulsen, og spinnekkoets strke er således direkte relatert til T2-verdien. Etter registrering av ekkoet, kan evt. en n 180 puls sendes inn, og et ntt ekko genereres. Ekkostrken blir svakere i takt med T2 relaksasjonen (Fig. 25). Den kurven som tangerer ekkoene i figur 25, er den egentlige T2 relaksasjonskurven. Dersom MR magneten hadde gitt et 100% homogent magnetfelt, vil den transversale magnetismen (M H i figuren), og derved FID signalet, ha falt i strke med denne hastigheten. Spinn-ekko sekvensen: T1-, protontetthet- og T2-vekting En pulssekvens (kombinasjon av radiobølgepulser) som består av én 90 puls og én eller flere 180 pulser, kalles en spinn-ekko sekvens (Fig. 26). Denne sekvensen benttes ikke bare til T2-vekting, men også til protontetthet- og T1-vekting. Figurene 17 og 18 gir inntrkk av at FID signalet registreres umiddelbart etter 90 pulsen, men dette er upraktisk. Det tar alltid litt tid å skifte fra pulsutsendelse til signalregistrering, og FID signalet representerer da en bratt fallende kurve der det er vanskelig å definere en nøaktig signalstrke (jfr. Fig. 25). Nøaktig bestemmelse av signalstrken er viktig, fordi dette bestemmer pilenes gråtoneverdi. Ekkoet har en me mer egnet form til å bestemme signalstrke, med en nøaktig definert amplitude. Også ved T1-vekting bentter man derfor et spinn-ekko, og registrerer ikke FID signalet (Fig. 27). Det er imidlertid viktig at ekkotiden er så kort som mulig (10-15 ms); jo lengre den blir, desto dårligere blir signalforskjellen mellom vev med ulik T1 (Fig. 28). Legg merke til at den T1 relaksasjonen som påvirker billedkontrasten, foregår i ventetiden fra ekko til neste 90 puls (Fig. 27 og 28). Selv om T1 relaksasjonen starter med det samme 90 pulsen er over, dvs. allerede i ekkotiden, er magnetismen langs -aksen likevel tilbake på null når ekkoet dannes. 16

17 M FID T2-relaksasjon 0,37 M o 1. ekko M M H 2. ekko 90 o T2 180 o 180 o T2 TE TE Figur 25. Generering av to spinn-ekko vha. to 180 o 90 o 180 Ekk 90 o T T M Figur 26. Spinn-ekko M M Ekk 90 Ekk 180 Figur 27. T1-vektet spinn-ekko 17

18 Dette skldes 180 pulsen som inverterer den positive M til en negativ verdi, og den negative M øker så til ca. null frem mot ekkotidspunktet (se Fig. 24). M M Ekko 90 o 180 o Ekko Figur 28. T1-vektet spinn-ekko sekvens, tap av kontrast pga. lang ekkotid. Ved protontetthet- og T2-vekting er det viktig å unngå at forskjeller i T1 påvirker kontrasten, og ventetiden fra ekko til neste 90 puls må derfor være så lang at alle vev rekker å gjenvinne sin maksimale magnetisme (bestemt av protontettheten). I praksis bet dette at ventetiden må være minst 4-5 ganger T1-verdien til det vev som har lengst T1. (Dette betr vanligvis en ventetid på ca ms for vev med T1-verdi i størrelsesorden ms, som f.eks. hjernevev.) Protontetthet-vekting krever kort ekkotid (maksimum 20 ms) for å unngå at forskjeller i T2 påvirker kontrasten i for stor grad (Fig. 29). T2-vekting krever derimot lang ek- M M Ekko 90 o Ekko 180 o Figur 29. Protontetthet-vektet spinn-ekko sekvens. 18

19 kotid (Fig. 30). Optimal T2-kontrast mellom to vev oppnåes når ekkotiden er lik gjennomsnittet av T2-verdien i de to vevene. Da er avstanden mellom de to T2 relaksasjonskurvene størst. Det største problemet med svært lang ekkotid, er dårlig signal/stø forhold fordi vevsmagnetismen (og det induserte signal) etter hvert blir svært svak. En vanlig ekkotid ved T2-vekting er ms. Protontetthet- og T2-vekting kombineres ofte i samme opptak ved å bruke en såkalt dobbel-ekko pulssekvens: lang repetisjonstid og to ekko med henholdsvis kort og lang ekkotid. M M Ekko 90 o 180 o Ekko Figur 30. T2-vektet spinn-ekko sekvens. Oppsummering av kontrast med spinn-ekko pulssekvens: TR TE T1-vekting Kort Kort Protontetthet-vekting Lang Kort T2-vekting Lang Lang På vei til snittbilder: signalene registreres fra en smal vevsskive Alle digitale billeddiagnostiske metoder som lager snittbilder, avbilder egentlig vevsskiver med en viss tkkelse. Dette gjelder ultraldundersøkelser, CT og også MR. For ultrald og CT oppnåes dette ved at smale stråler av henholdsvis ultrald og røntgenstråler "skjærer" gjennom en skive av kroppen. Radiobølgene som benttes ved MR, har imidlertid altfor lang bølgelengde til å kunne sendes inn i kroppen som en avgrenset stråle. I stedet sørger man for at bare hdrogenkjernene i en smal skive av kroppen kan påvirkes av radiobølgene. Dette oppnås ved hjelp av såkalte magnetiske feltgradienter. Ved hjelp av spesielle strømspoler (gradientspoler) lages det svake magnetfelt i tillegg til det kraftige B 0 feltet (Fig. 31). Ved å variere retningen på disse tilleggsfeltene får man magnetfeltstrken inne i magneten til å øke eller avta jevnt i én bestemt retning (gradientretningen). Gradienten får navn etter i hvilken retning magnetfeltstrken øker: -gradienten gir økende magnetfeltstrke i -retningen, - gradienten i -retningen, og -gradienten i -retningen. I gradientretningen vil magnetfeltstrken således variere fra litt mindre enn B 0 via B 0 til litt mer enn B 0. Tilsvarende vil protonenes Larmorfrekvens variere fra litt mindre enn ω 0 via ω 0 til litt mer en ω 0. Alle plan vinkelrett på gradientretningen vil imidlertid 19

20 1 -gradient spole 2 b 2 b 1 Bo Magnetfeltstrke -gradient b 2 B o b 1 1 ω -2 ω -1 ω o ω 1 ω 2 ω 3 ω 4 2 Figur 31. Z-gradienten. Strøm gjennom to sirkulære spoler (1 og 2 øverst) induserer to motsatt rettede magnetfelt, b 1 og b 2. Disse danner en gradient i -retningen. Figuren nederst viser hvordan magnetfeltstrken øker jevnt fra spole 1 (ved fotenden av pasienten) til spole 2 (ved hodeenden av pasienten). Radiobølgens frekvens (ω) bestemmer snittets posisjon vinkelrett på gradientretningen. ha ens magnetfeltstrke og ens Larmorfrekvens. En radiobølge vil bare påvirke protonene i det planet der Larmorfrekvensen er den samme som radiobølgens frekvens. Radiobølgens frekvens bestemmer derfor snittets posisjon på tvers av gradientretningen (Fig. 31). Er radiobølgens frekvens nøaktig lik ω 0, blir snittposisjonen nøaktig i det planet der magnetfeltstrken er B 0. Det må her bemerkes at radiobølgen egentlig har et avgrenset frekvensområde som tilsvarer nøaktig variasjonen i Larmorfrekvens gjennom snittets tkkelse. Snitt-tkkelsen kan bestemmes dels av radiobølgens frekvensspektrum (båndbredde), dels av gradientens strke. Snitt-tkkelsen vil øke når radiobølgens frekvensspektrum øker, og avta når gradientens strke øker. Snittplanets retning er bestemt av gradientretningen. Z-retningen gir aksialsnitt (Fig. 31 og 32), -gradienten gir koronalsnitt (Fig. 33), og -gradienten gir sagittalsnitt. Gradientretningen og derved snittretningen kan imidlertid velges helt fritt ved å kombinere alle tre gradientene. De fleste billedopptak er såkalte multisnitt-opptak som gir mange snitt fra ulike anatomiske posisjoner samtidig. Med spinn-ekko sekvensen oppnås dette ved å utntte ventetiden fra ekko til neste 90 puls for snitt nr. 1 til å bestråle de øvrige snittposisjonene, hver gang med en n frekvens for 90 og 180 pulsene. Derved kan det også selektivt registreres ekko fra alle de øvrige snittposisjonene i løpet av denne ventetiden. 20

21 -gradient B > B o ω > ω o B o B < B o ω o = γb o ω < ω o Figur 32. Valg av aksialt snittplan vha. -gradienten. B<B o B o B>B o -gradient ω o = γb o Figur 33. Valg av koronalt snittplan vha. -gradienten. 21

22 Voelsignalene lokaliseres: innkoding av fase og frekvens Skiven som skal avbildes, består som tidligere nevnt, av en rekke volumelementer, voler. Hver voel har sin egen vevsmagnetisme, voelmagnetisme, og alle voelmagnetismene induserer samtidig hvert sitt separate signal (voelsignal) i mottakerspolen. For å kunne omdanne disse signalene til et bilde, må datamaskinen kunne vite forskjellen på de ulike voelsignalene. Det oppnåes ved å gi de ulike voelsignalene en unik kode bestående av frekvens og fase. Et strømsignal kan som kjent karakteriseres ved sin strke, sin frekvens og sin fase. (En oppfriskning av begrepet fase finnes i Fig. 34.) Voelsignalets strke forteller hvilken gråtone motsvarende piel skal ha i det endelige bildet. Innkodingen av frekvens og fase skjer ved å applisere magnetiske feltgradienter i vevsskivens plan (Fig. 35). Fasen 0 o 90 o 180 o 270 o 90 o 0 o 1080 o 180 o 270 o 360 o 0 o 270 o 90 o 0 o 180 o Figur 34. En magnetvektors og et strømsignals fase. Øverst til venstre sees en magnetisk vektor (voelmagnetisme) som roterer forbi en spole og induserer et strømsignal. Strømsignalet sees til høre, og har sin maksimalverdi hver gang magnetvektoren peker rett inn spolen; sin største negative verdi har det hver gang vektoren peker bort fra spolen. Nederst til venstre er tegnet inn en annen magnetvektor som ligger 90 foran den første vektoren; den er 90 faseforskjøvet i forhold den første vektoren. Strømsignalet er også 90 faseforskjøvet; det er forskjøvet en kvart periode til venstre på tidsaksen (den horisontale aksen). innkodes ved hjelp av en kortvarig gradient som appliseres i én bestemt retning (faseretningen) i tidsrommet etter utsendelsen av radiobølgen, men før registreringen av signalet. Mens gradienten er på, øker voelmagnetismenes rotasjonsfrekvens jevnt i faseretningen. Når gradienten så slås av, blir frekvensene på ntt de samme, men de voelmagnetismene som roterte fort mens gradienten var på, vil ha rotert flere grader enn de som roterte langsommere; de vil ligge foran de langsommere i fase. Det er derved innkodet en fase som øker jevnt fra voel til voel i faseretningen. Frekvensforskjeller fra voel til voel innkodes ved å applisere en feltgradient (frekvensgradient) i vevsskivens plan vinkelrett på faseretningen (i den såkalte frekvensretningen) mens det induserte strømsignalet (ekkoet) registreres. Det registrerte signalet består derved av en rekke voelsignaler hvis frekvens er bestemt av voelens plassering i frekvensretningen og hvis fase er bestemt av voelens plassering i faseretningen. Hvert voelsignal har derved fått en unik kombinasjon av frekvens og fase som gjør at de kan plasseres i korrekt posisjon i det endelige bildet. 22

23 Like etter 90 o Etter -gradienten / under -gradienten: Økende Økende frekven 90 o Ekko -gradient -gradient -gradient (frekvens) Figur 35. Bruken av gradienter for innkoding av snittposisjon, fase og frekvens (se tekst). 23

24 Bipolare gradienter: en dd av nødvendighet Hensikten med de tre gradientene som er tegnet inn i figur 35, er dels å velge snittretning og snittposisjon (-gradienten for aksialsnitt), dels å kode inn faseforskjeller i faseretningen og frekvensforskjeller i frekvensretningen. Faseforskjeller i snittretningen eller frekvensretningen ville ødelegge "hele opplegget", og må unngåes. Dersom gradientene ble benttet som vist i figur 35, ville det imidlertid bgge seg opp faseforskjeller i -retningen mens -gradienten stod på, og faseforskjeller i frekvensretningen (-retningen) mens - gradienten stod på (helt analogt til hvordan fasegradienten lager faseforskjeller). For å unngå dette benttes bipolare snitt- og frekvensgradienter. En bipolar gradient har en like sterk og like langvarig negativ og positiv komponent, summen av de to gradientkomponentene er altså lik null. Figur 36 viser tre voler (1, 2 og 3) med ulik plassering i frekvensretningen (). Frekvensgradienten (-gradienten) slås først på i negativ retning (økende magnetfeltstrke i - retningen). Voel 1 utsettes for den kraftigste magnetfeltstrken, og vevsmagnetismen i denne voelen roterer fortere enn i de to andre. Etter at den negative gradienten har hatt sin gradient _ Figur 36. Effekten av en bipolar gradient på faseforskvninger i gradientretningen. defaserende effekt, slås gradienten på i + retningen, og defaseringen blir nå reversert. Magnetismen i voel 3 roterer fortest, og forusatt at den negative og positive gradienten er like sterke og varer like lenge, er sluttresultatet null faseforskvning i -retningen. Dersom de to komponentene av gradienten appliseres på hver sin side av en 180 puls, vil to gradienter i samme retning reversere hverandres effekt, og altså ha samme virkning som en bipolar gradient uten mellomliggende 180 puls (Fig. 37). I spinn-ekko sekvensen benttes begge tper "bipolare" gradienter for å unngå faseforskjeller i snitt- og frekvensretningen på det tidspunkt ekkoet registreres (Fig. 38). (Legg merke til at null faseforskvning i frekvensretningen oppnås nøaktig midt i ekko-registreringen, dvs. når ekkoet har sin maksimale amplitude.) 24

25 o _ Figur 37. To unipolare gradienter på hver sin side av en 180 o puls, har samme effekt på faseforskvninger i gradientretningen som en bipolar gradient uten 180 o puls. 1, 2 og 3 (øverst): tre voler med ulik plassering langs -gradienten. Se tekst ekk ekk snit - fas - frekven - Figur 38. Spinn-ekko sekvens med snitt-, fase- og frekvensgradienter. Bemerk at snittgradienten og frekvensgradienten gir null faseforskvning i snitt- og frekvensretningen på ekkotidspunktet. Fasegradienten øker med ett trinn før hvert ntt ekko ( én akvisisjon ). 25

26 Hvorfor ting tar tid: "k-space" og 2D Fourier transformasjon Etter at voelsignalene har fått sin unike kode av frekvens og fase, gjenstår selve billedrekonstruksjonen der frekvens og fase omformes til romlig plassering i bildet. Metoden som benttes kalles todimensjonal Fourier transformasjon (2D FT), og er den direkte årsak til at opptak med spinn-ekko sekvensen er relativt tidkrevende. Fourier transformasjon er en matematisk metode som benttes til å analsere multifrekvenssignaler i mange sammenhenger (bl.a. ultrald doppler og MR). MR ekkoet er et strømsignal som varierer med tiden og som består av alle de ulike voelfrekvensene (forårsaket av frekvensgradienten). En FT av et slikt signal vil omforme ekkoet fra et amplitude versus tid format (amlitde langs ordinaten og tid langs abscissen) til et amplitude versus frekvens format. FT gir altså svar på hvilke frekvenser som er tilstede i ekkoet og viser også hvilken amplitude de enkelte frekvensene har. Dersom man ønsker 256 piler i faseretningen, kan FT av ett ekko inndele signalet i 256 frekvensintervaller, der hvert frekvensintervall tilsvarer en voelposisjon i frekvensretningen. Amplituden til ett frekvensintervall representerer imidlertid ikke amplituden til én voel, men er summen av alle amplitudene i hele kolonnen av voler som har samme frekvens, dvs. samme posisjon langs frekvensgradienten (men ulike faser). FT av ett ekko gir altså bare romlig informasjon langs én akse, og kan ikke skille mellom alle de ulike voelsignalene. Det finnes ingen "fase transformasjon" teknikk som kan skille mellom de ulike faser i faseretningen, og for å dra ntte av den unike faseinnkodingen, må faseinformasjonen omgjøres til frekvensinformasjon, som i sin tur kan analseres av FT i faseretningen. Med spinn-ekko metoden gjøres dette i praksis ved at det utsendes mange radiobølgepulser og registreres like mange signaler (ekko). Det essensielle er at strken til fasegradienten endres før hvert ntt ekko (se Fig. 38). I løpet av et helt billedopptak, må fasegradientstrken gjennom (minst) like mange trinn som det er piler i faseretningen i bildet. Er det 128 piler i faseretningen, må det altså registreres minst 128 ekko før bildet kan rekonstrueres. Fasegradienttrinnene er gjerne fordelt smmetrisk omkring null, på en slik måte at første ekko gjøres med den kraftigste negative fasegradienten, mens gradienten så trinnvis endres via null fasegradient midt i billedopptaket og ender opp med maksimal positiv fasegradient før siste ekko. Dette betr at fasen endres fra ekko til ekko i ulik grad for de ulike volene avhengig av deres plassering i faseretningen. Volene som befinner seg i fasegradientens sentrum, dvs. der magnetfeltstrken alltid er lik B 0, vil ha ingen endring av sin fase fra ekko til ekko. Volene som befinner seg lengst perifert i faseretningen, vil ha den største endringen av fase fra ekko til ekko, eller med andre ord: frekvensen av faseendringene vil her være størst (målt f.eks. som antall grader faseendring pr. repetisjonstid). På denne måten vil vi etter at alle data fra alle 128 ekko er samlet inn, ha en frekvensinformasjon også i faseretningen, og vi kan derved bentte FT til å bestemme den romlige plasseringen også i faseretningen. Noe mer detaljert omfatter billedrekonstruksjonen følgende trinn (Fig. 39): 1. Dataregistrering Mens frekvensgradienten står på, måles (samples) ekkoets strke en rekke ganger med en viss målefrekvens ("sampling frequenc"). Antall målinger bestemmer antall piler i frekvensretningen (eller det antall frekvenser som signalet kan inndeles i av den etterfølgende Fourier transformasjonen). Skal det være 256 piler i frekvensretningen, må det foretaes 256 enkeltmålinger av ekkoets strke. Voelsignalenes frekvens øker jevnt i frekvensretningen, og hvor hø frekvens man kan måle, bestemmer således FOV i frekvensretningen. I følge Shannons sampling theorem (eller Nquist teorien) er den høeste målbare frekvensen lik halvparten av den frekvensen man foretar målingene med (målefrekvensen, "sampling frequenc"). Målefrekvensen bestemmer således FOV i frekvensretningen. Hver 26

27 måling digitaliseres (vha. en analog-til-digital omformer), og måling av ett ekko gir 256 separate tallverdier eller data, alle målt på forskjellig tidspunkt i løpet av ekkoets varighet. Dersom man hadde foretatt en FT av disse dataene, ville resultatet ha vært 256 ulike frekvenser, der amplitude (og fase) til hver frekvens representerer summen av hver voelkolonne med samme frekvens (som ovenfor skissert). En slik 1D FT gir imidlertid bare romlig informasjon i én retning og er følgelig til liten hjelp. Noen FT foretas derfor ikke på dette tidspunkt. I stedet lagres de 256 dataene i en todimensjonal matrise (kalt "k-space") i datamaskinens minne. Ett ekko utfller én linje i denne matrisen der hver linje består av 256 data. 2. Måling av ne ekko. Utflling av datamatrisen ("k-space") Dersom det skal være 128 piler i faseretningen, må det registreres 128 ekko, hver gang med n strke av fasegradienten. Hvert ntt ekko gir ne 256 data og fller ut en n linje i datamatrisen k-space. Plasseringen av linjen langs -aksen i k-space er bestemt av den fasegradientstrken som ble benttet før ekkoet ble registrert. Data registrert med den kraftigste negative gradienten blir plassert aller nederst (linje 1), og data registrert med den kraftigste positive gradienten blir plassert øverst (linje 128 dersom det skal være 128 piler i faseretningen). Linjene i midtre del av k-space representerer data innsamlet med de svakeste fasegradientene. Det fremgår av ovenstående at antall linjer i k-space bestemmer antall piler i faseretningen. FOV i faseretningen er (tilsvarende som i frekvensretningen) bestemt av målefrekvensen i faseretningen. Små trinn i fasegradientens strke fra linje til linje representerer her en hø målefrekvens (og stort FOV), mens store trinn betr lav målefrekvens (og lite FOV). De data som er innsamlet med de svakeste fasegradientene (midtre del av k-space), har kraftigst signal og bidrar mest til kontrasten i bildet. De kraftigste fasegradientene fører til defasering av protonene i faseretningen og derfor svakere signal. De kraftige fasegradientene skaper imidlertid store forskjeller i fase mellom nabovoler, og disse dataene (fra de perifere deler av k-space) bidrar derfor mest til romoppløsningen (detaljene) i bildet. 3. Billedrekonstruksjon vha. 2D FT Etter at alle 128 ekko er registrert og alle data i k-space registrert, foretaes en FT i både - og -retningen av k-space, dvs. todimensjonal FT. FT i -retningen gir romlig informasjon om volenes plassering i frekvensretningen, mens FT i -retningen gir informasjon om volenes plassering i faseretningen. Derved kan voelamplitudene omformes til gråtoner og plasseres i korrekt piel (for å si det litt kort). For å bedre signal/stø forholdet i bildet gjentas ofte en ekkoregistrering én eller to ganger med samme fasegradientstrke før gradientstrken økes. Dette kalles henholdsvis to eller tre "akkvisisjoner" (på engelsk kalt både "number of acquisitions" og "number of ecitations", "NEX") og fører til at det trengs to eller tre ganger så lang tid før fasegradienten har kommet gjennom det nødvendige antall strketrinn. (Økes fasegradienten med ett trinn før hvert ekko, kalles det én akkvisisjon, se Fig. 38.) Opptakstiden vil altså øke tilsvarende. Opptakstiden for spinn-ekko sekvensen blir som følger: Opptakstid = TR antall piler i faseretningen antall akkvisisjoner En vanlig repetisjonstid er f.eks. 0,6 sekund. Er det 256 piler i faseretningen, og gjøres opptaket med to akkvisisjoner, blir hele opptakstiden: 0,6 s = 307 s eller ca. 5,1 min. Dette er en vanlig opptakstid for et sett bilder med "konvensjonell" MR teknikk. 27

28 ekko 128 ekko ekko 3 1. Dataregistrering (256 målinger av hvert ekko, totalt 128 ekko) ekko 2 ekko Datamålinge Lagrin g linje 128 linje Datamatrise ( k-space ) ( data) linje 3 linje 2 linje D FT Billedmatrise ( piler) Figur 39. Skjematisk fremstilling av sammenhengen mellom dataregistrering (avlesning av ekkoet), datamatrise og billedmatrise. 28

29 Hvordan opptakstiden kan forkortes: gradient-ekko teknikk (og andre teknikker) Spinn-ekko pulssekvensen har i mange år vært standard ved MR avbildning, men den blir i økende grad avløst av alternative raskere sekvenser. Ved å korte drastisk ned på repetisjonstider og ekkotider ("gradient-ekko" teknikker), eller ved å la fasegradienten gå gjennom flere trinn mellom hver 90 puls ("turbo spin-echo", "fast spin-echo"), kan man gjøre betdelig raskere opptak. Gode anatomiske opptak kan nå gjøres mens pasienten holder pusten (dvs. på sekunder), og renonserer man litt på billedkvaliteten, kan de fleste av dagens maskiner ta billedopptak på tider ned mot ett sekund. Den aller raskeste teknikken (kalt echo planar imaging) kan komme ned i en opptakstid på 50 ms; det oppnås ved å la fasegradienten gå gjennom alle sine strketrinn i løpet én eneste ekkoregistrering. I denne introduksjonen vil det føre for langt å omtale disse "hurtigteknikkene" i detalj, men prinsippene for den vanlig brukte "gradient-ekko" teknikken skal kort nevnes. Denne metoden gir raskere opptak ved å bentte betdelig kortere repetisjonstid (TR) enn det som er mulig med spinn-ekko metoden. Problemet med spinn-ekko metoden og kort TR er at magnetismen langs -aksen alltid er null etter 90 pulsen. Etter et ekko trengs det derfor en minimum ventetid (minst ms) for å gjenvinne en M som er tilstrekkelig stor til at signalstrken blir brukbar. Gradient-ekko teknikker bentter repetisjonstider helt ned mot 5 ms, hvilket er altfor kort tid til å gjenvinne magnetisme langs -aksen. Løsningen er å bentte liten "flipvinkel", dvs. radiobølgepulser som dreier magnetismen betdelig mindre enn 90. En liten flipvinkel kombinert med kort TR gjør at det hele tiden er en stor nettomagnetisme langs -aksen, og når denne dreies f.eks. 20, vil magnetismens komponent i -planet være stor nok til å gi et bra signal/stø forhold (Fig. 40). Liten flipvinkel kan imidlertid ikke kombineres med en 180 M o 20 o M M 90 o M M Figur 40. Effekten av 20 puls og 90 puls ved kort TR. 20 pulsen gir kraftigst signal. puls for å danne et ekko. Den store magnetiske komponenten langs -aksen ville bli invertert 29

30 til en like stor negativ magnetisme etter 180 pulsen med det resultat at magnetismen ville kunne bli nær null når neste 20 puls ble sendt (Fig. 41). 180 o M 20 o 20 o 20 o 20 o M 0 Figur 41. Kombinasjon av liten flipvinkel (20 ), kort TR og 180 puls. Ved gjentatte 20 pulser holder magnetismen langs -aksen seg stor, men etter 180 pulsen blir den lik null når neste 20 puls sendes. Det ekkoet som benttes sammen med liten flipvinkel og kort TR, blir dannet vha. en bipolar gradient og kalles derfor et gradient-ekko. Den bipolare gradienten, som appliseres i frekvensretningen, "ødelegger" først FID signalet ved raskt å defasere protonene med sin negative komponent, men regenererer så FID signalet igjen som et ekko med sin positive komponent (Fig. 42). Som det fremgår av Fig. 42, forhindrer dessuten den bipolare gradienten at det dannes en faseforskvning i frekvensretningen (se tidligere). Gradient-ekkoet er altså en "gjenskapning" av FID signalet, og ekkoets strke er derfor avhengig av T2*, ikke av T2 som et spinn-ekko. Benttes en litt lang ekkotid (12-15 ms, hvilket er lang ekkotid for gradientekko teknikker), vil ekkostrken være relatert til T2*-verdien i vevet, og et slikt bilde kalles gjerne T2*-vektet (Fig. 43). Gradient-ekko sekvenser kan gi kontrast som er T1-, protontetthet- eller T2*-vektet, men også kontrast som minner lite om kontrastmulighetene med spinn-ekko teknikken (ved noen gradient-ekko teknikker er signalstrken f.eks. proporsjonal med T2*/T1). I tillegg til repetisjonstid og ekkotid, er også flipvinkelen og gradientenes "design" bestemmende for bildekontrasten. 30