Innledning. Skantid, matrise, bildekvalitet. Pixel og Voxel. Innledning. En enkel sinuskurve. Faseforskyvning

Transkript

1 Innledning Skan, matrise, bildekvalitet Rune Sylvarnes Hvordan kode posisjon til ulike deler av signalet? Matrise Skan Signal-til-støy-forhold (kontrast) Radiografutd., HiTø NORUT Informasjonsteknologi AS Pixel = bildeelement Voxel = vevsbit som en gitt pixel representerer Pixel og Voxel Innledning MR-signal bygger på kjerners egenspinn I dag: Hvordan kan vi bygge opp et bilde fra MR-signaler? Bakgrunn i Bølgelære: Frekvens og fase 1.00 En enkel sinuskurve 1.00 Faseforskyvning

2 Frekvensforskyvning Stikkord for bildedannelse: GRADIENTER Fra før har vi Et sterkt, homogent magnetfelt B 0 Et varierende magnetfelt (-puls) som eksiterer kjernene ut fra likevekt tilstanden (ofte også kalt B 1 ) Nå introduseres Tre gradientfelt som gjør at det sterke magntfeltet ikke er fullstendig homogent under hele avbildningsprosedyren Koordinatsystem Hvordan plukke ut et plan langs z-aksen (parallelt B 0) -puls Z B 0 +G z M 0 =M z før eksitasjon Et gradientfelt gjør magnetfeltet (B 0 +G z ) inhomogent langs z-aksen Resonansfrekvensen (avhengig av B) vil variere langs z-retning x y Bare plan med en bestemt z-verdi eksiteres med -pulsen Seleksjons gradient Seleksjons gradient I 1 I 2 Maxwell pair 2

3 Vi har: G z : seleksjonsgradient B 0 som lager M G z er magnetfelt som varierer med posisjon langs z-aksen G z gir ulik resonansfrekvens ω for ulike posisjoner => en bestemt B 1 vil eksitere kun et enkelt snitt av kroppen B 0 M Eks: B 0 = 1 Tesla G z = 0,0001 T/cm B 0 G z : seleksjonsgradient M Posisjon B0 Gz B0+Gz ω =γb (cm) (T) (T) (T) (MHz) 0 1, ,0000 1, , , ,0001 1, , , ,0002 1, , , ,0003 1, , , ,0004 1, , , ,0005 1, , , ,0006 1, , Båndbredde og snittykkelse Hvor stort frekvensområde som eksiteres, for eksempel fra 42,5800 MHz til 42,6100 MHz Båndbredden og styrken på G z bestemmer snittykkelsen. Hvordan plukke ut et plan langs x-aksen: FREKVENSINNKODING Et gradientfelt langs x-aksen settes på under avlesning Magnetiseringsvektorene for hver x-linje vil få ulik frekvens når signalet leses ut Frekvens- og fase-kode gradient I 1 I 2 Golay pair I 3 I 4 Rekonstruksjon med kun G z og G x For å finne to ukjente kreves to ligninger For å lage bilde kreves 512x512 ulike signal Med frekvenskoding blir avlest signal kodet slik at vi får 512 ulike frekvenser i det avleste signalet => vi får en projeksjon Kan rotere frekvensinnkoding og gjenta => Kan lage bilde slik som på CT med tilbakeprojeksjon Krever minst 512 projeksjoner for bilde 3

4 Tilbakeprojeksjon TIlbakeprojeksjon G x G y Signal Fase og frekvenskoding Bedre enn tilbakeprojeksjon: Koder posisjon langs en akse (x) med frekvens som ligere Koder posisjon langs den andre aksen (y) med fase Hvordan plukke ut posisjon langs y-aksen: FASEINNKODING Et gradientfelt langs y-aksen settes på etter eksitasjon før avlesning Frekvensen endres i den en G Y står på. Når slås av igjen vil fasen være endret, men frekvensen igjen være lik Magnetiseringsvektorene for hver y-linje vil få ulik fase Ulik fase og frekvens i signal for hver vevsbit Bruk av både G x, G y og G z 4

5 Eks. Gradient ekko sekvens Eks. Spinn ekko sekvens G fase G fase G frek. G frek. Signal Signal T E /2 T E /2 Spinn-ekko sekvens (inkl. T R ) Skan For 512x512 bilde kreves minst 512 målinger med ulik fase En pulssekvens må gjentas med ulike fasesteg Repitisjonsen T R angir vente mellom hver sekvens Tid mellom hver ny måling varierer med de ulike pulssekvensene Kan benytte evt. vente (T R ) til å eksitere nabosnitt eller få flere ekko. Utnytt repitisjons T R : Multiekko Utnytt repitisjons T R : Multislice Kan bruke ulike T E og få ulik kontrast fra et opptak (både PD og T 2 -vektet) Antall simultane snitt er begrenset av T E og T R. 5

6 Signal og støy Signalet vårt kommer fra det eksiterte snittet. Støyen kommer fra hele volumet som mottakerspolen er følsom for => bedre med mindre spoler (overflatespoler) Signal-til-støy-forholdet (SNR) Signal til støyforholdet (SNR) er gitt ved: Signal FOVPh * FOVFq * SL * NEX SNR = = Støy N Ph * N Fq * BW SNR være > 1 for å gi informasjon. Jo nærmere eksitasjonsspolen er ønsket eksitert (avbildet) område, jo mindre energi kreves for å eksitere Jo nærmere mottakerspolen er ekstert område, jo mer signal detekteres => Overflatespoler bedrer SNR. SNR og matrisestørrelse SNR = N ph gammel N ph ny Pixler, FOV og matrisestørrelse Halveres oppløsningen i rådata (ant. fasesteg) øker SNR med 29% og skan halveres. Bedre oppløsning gir dårligere SNR SNR og FOV FOV SNR = FOV gammel Halveres FOV reduseres SNR til 1/4 av opprinnelig. Størst innvirking på SNR. ny 2 SNR og snittykkelse SL SNR = SL gammel SNR øker proporsjonalt med snittykkelsen F.eks. fra 3 til 5 mm snitt => øker SNR med 67% ny 6

7 SNR og magnetfeltstyrke Signalet øker proporsjonalt med kvadratet av magnetfeltstyrken. Støyen øker proporsjonalt med magnetfeltstyrken => SNR B SNR = B 0, ny 0, gammel NEX/NSA Signalmidling - best for å redusere bevegelsesartefakter Antall eksitasjoner (NEX) eller antall signal det midles (NSA) over NEX ny SNR = NEX gammel Skan = T R * N ph * NEX F.eks ms * 192 * 2 = 12,8 min Volumavbilding I alle 2D FT bilder kommer støyen fra hele volumet, mens signalet kun kommer fra det eksiterte volumet Med volum-avbildning brukes ingen seleksjonsgradient, men i stedet to fasegradienter. Dette gir + høyere SNR + tilnærmet kubiske vevsbiter (voxels) - lengre skan (for 20 snitt blir opptaks 20 ganger lengre) Periodisk kontroll Daglige rutiner som radiografen gjør: -vannflaske skan, målinger av oppløselighet og støy -sjekke helium nivået, temperatur -homogent magnetfelt, beskyttes av ytre påvirkning Ukentlige tester som radiografen gjør: -PIQT-test, fantom Referanser Kjell-Inge Gjesdal, Ullevål sykehus Curry et al, Christensen s Physics of Diagnostic Radiology, Lea & Febiger, 1990) Philps, Basic Principles of MR Imaging, 2nd ed Woolbarst, A: Physics of Radiology, Appleton & Lange 1993 Linda Isaksen, Høgskolen i Tromsø 7