Postingan
Relaksasi dalam Magnetic Resonance Imajing
A.Pendahuluan
Sejak pengenalan pencitraan klinis hampir dua dekade lalu, Magnetic Resonance Imaging (MRI) telah secara radikal mengubah praktek kedokteran pada umumnya dan radiologi pada khususnya. Seperti pendahulunya, X-ray computed tomography (CT), MRI adalah pencitraan berbasis modalitas komputer , yang menampilkan tubuh dalam irisan tipis tomografi
Tidak seperti CT, yang memerlukan radiasi pengion, MRI didasarkan pada interaksi yang aman antara gelombang radio dan inti hidrogen di dalam tubuh dalam medan magnet yang kuat.
Tidak seperti CT, yang memerlukan radiasi pengion, MRI didasarkan pada interaksi yang aman antara gelombang radio dan inti hidrogen di dalam tubuh dalam medan magnet yang kuat.
Selain itu lebih aman daripada CT, MRI menghasilkan gambar, yang sering kali lebih baik daripada CT. Ini tidak hanya mencerminkan kontras yang lebih baik antara lesi dan organ sekitarnya, tetapi juga kemampuan untuk menampilkan lesi dalam berbagai bidang proyeksi. Dalam CT, orang harus discan dalam gantry yaitu secara aksial atau semi-coronal. Dalam MRI, seseorang dapat memperoleh gambar secara langsung dalam setiap bidang yaitu, aksial, sagital, coronal.
Dalam kedua CT dan MRI, karakteristik fisik elemen volume atau "voxel" dari jaringan yang diterjemahkan oleh komputer menjadi gambar dua dimensi yang terdiri dari unsur-unsur gambar atau "piksel". Hal ini berguna untuk membandingkan faktor-faktor penentu intensitas pixel dalam CT dan MRI untuk menunjukkan perbedaan dalam metode pencitraan. Intensitas pixel di CT mencerminkan kerapatan elektron, dalam MRI itu mencerminkan densitas hidrogen, umumnya seperti air (H20) atau lemak. Untuk lebih tepatnya, intensitas sinyal MR mencerminkan kepadatan inti hydrogen yang bergerak diubah oleh lingkungan kimiawi, yaitu dengan waktu relaksasi magnetik , T1 dan T2, dan gerakan.
Inti hidrogen adalah satu proton. Karena itu bermuatan (positif) dan saat berputar (melakukan spin), menghasilkan medan magnet kecil (suatu "momen magnetik"). Seperti jarum kompas di medan magnet bumi, momen magnet ini align bila ditempatkan dalam medan magnet yang lebih besar
Hal ini memungkinkan mereka untuk menampilkan fenomena resonansi magnetik nuklir (NMR). Ahli Kimia dan fisika telah menggunakan NMR selama lebih dari 50 tahun untuk analisis kimia. Peralatan yang dibutuhkan untuk melakukan NMR hanya terdiri dari magnet yang kuat dan sebuah radio pemancar dan penerima. Ketika NMR digunakan untuk analisis kimia, medan magnet di tabung sampel harus sangat- sangat seragam, sering kali untuk satu bagian dalam 100 juta (0,01 ppm). Ketika NMR digunakan untuk pencitraan itu disebut MRI dan medan magnet di seluruh tubuh-ukuran sampel tersebut sengaja dibuat non-seragam Dengan menempatkan tambahan gradien medan magnet yang dapat diaktifkan dan dinonaktifkan dengan cepat
Aktivasi tambahan ini menghasilkan medan magnet gradien bersih dalam kekuatan medan magnet di seluruh tubuh yang diperlukan untuk spasial lokalisasi dan pencitraan.
Dengan demikian, komponen penting dari sebuah sistem MRI meliputi:
(1) magnet besar yang menghasilkan medan magnet yang seragam,
(2) lebih kecil kumparan elektromagnetik untuk menghasilkan medan magnet gradien untuk imaging, dan
(3) radio pemancar dan penerima dan terkait transmisi dan penerimaan antena atau kumparan. Selain komponen fundamental ini, sebuah komputer yang diperlukan untuk mengkoordinasikan generasi sinyal dan akuisisi dan pembentukan dan menampilkan gambar .
Gambaran Cara kerja MRI secara sederhana : Ketika tubuh terletak pada sebuah magnet, ia menjadi magnet sementara. Keadaan ini dicapai ketika nuklei hidrogen dalam tubuh sejajar dengan medan magnet. Ketika magnet, tubuh merespon paparan radiowaves pada frekuensi tertentu dengan mengirimkan kembali sinyal radiowave disebut "spin echo".
Fenomena ini (NMR) hanya terjadi pada satu frekuensi (yang "Larmor frekuensi") yang sesuai dengan kekuatan khusus medan magnet. Echo spin sinyal terdiri dari beberapa frekuensi, yang mencerminkan posisi yang berbeda sepanjang gradien medan magnet. Ketika sinyal dipecah menjadi komponen-komponen frekuensi (dengan teknik yang disebut "Fourier Transform"), besarnya masing-masing sinyal pada frekuensi berbanding lurus dengan kerapatan hidrogen di lokasi tersebut, sehingga memungkinkan sebuah gambar yang akan dibangun. Dengan demikian, informasi spasial di MRI terdapat dalam frekuensi sinyal, tidak seperti sinar-X berbasis modalitas pencitraan seperti CT.
Magnetisasi:
Segera setelah ditempatkan dalam medan magnet, ada jumlah proton sama menunjuk utara dan selatan atau "sejajar" dan "anti-paralel" dengan medan magnet utama . Dengan demikian, pada awalnya magnetik individu membatalkan satu sama lainnya. Dalam beberapa detik (dalam bahan biologi), sebuah redistribusi terjadi sedemikian rupa sehingga sedikit lebih banyak nuklei hidrogen (satu dalam satu juta) menyelaraskan sejajar dengan bidang dan tubuh dikatakan "magnet"
Setelah penempatan di magnet, magnetisasi meningkat secara eksponensial dengan orde pertama konstanta waktu eksponensial yang dikenal sebagai waktu relaksasi Tl (yang merupakan waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan 63% dari ekuilibrium magnetisasi)
Magnetisasi pada pada puncak nilai kesetimbangan bergantung pada kerapatan hidrogen.
Meskipun pada kesetimbangan hanya poin magnetisasi sepanjang sumbu medan magnet utama (didefinisikan sebagai sumbu z), secara umum dapat menunjuk ke arah manapun
Magnetisasi adalah besaran vektor yang dapat diwakili oleh "longitudinal" komponen sepanjang z dan dengan komponen kedua tegak lurus dengan yang pertama disebut "magnetisasi transversal", yang ada dalam bidang xy. Hanya magnetisasi transversal menghasilkan sinyal.
Hasil magnetisasi transversal ketika sebuah pulsa RF tips magnetisasi longitudinal berjalan dari z-sumbu ke arah bidang transversal (xy). Sebuah 90 °pulsa RF tips yang magnetisasi sepanjang jalan ke bidang xy.
Sebuah pulsa RF 180° (dua kali lebih kuat atau dua kali selama Pulsa 90 ) tips yang magnetisasi sehingga menunjuk ke bawah, di sepanjang z-sumbu. Sebuah pulsa 90° mengkonversi semua magnetisasi longitudinal untuk magnetisasi transversal.Akan tetapi jika tidak pulsa 90 ° , sebuah pulsa 180 tidak dapat menghasilkan magnetisasi transversal., magnetisasi maksimum transversal (dan sinyal maksimum) hasil dari flip angle 90°,berkurangnya flip angle dari 90° tidak menyebabkan hilangnya semua magnetisasi longitudinal, dan karena itu mereka juga menghasilkan lebih sedikit magnetisasi transversal per flip. Namun, karena lebih sedikit waktu yang diperlukan untuk pemulihan longitudinal, mereka dapat
diulang dengan cepat, dan menghasilkan lebih banyak magnetisasi transversal (yaitu lebih sinyal per satuan waktu). Ini adalah dasar untuk gradien echo imaging.
Magnetisasi transversal Setiap kali hadir, ia berputar atau "presesi" seperti gasing tentang z-sumbu di resonansi (Larmor) frekuensi,
yang juga merupakan frekuensi sinyal echo spin diinduksikan pada kumparan RF. Hanya komponen rotasi magnetisasi melintang dan dapat dideteksi, magnetisasi longitudinal tersebut tidak berotasi dan tidak dapat dideteksi secara langsung.
Dua jenis sinyal MR dapat diproduksi oleh magnetisasi transversal. Segera setelah sebuah pulsa RF, sinyal yang dihasilkan oleh freely rotating berputar, magnetisasi transversal mengalami decay. Sinyal ini disebut sebagai "free induction decay" atau "FID". Magnetisasi transversal meluruh dengan cepat karena non- keseragaman dalam medan magnet utama yang menyebabkan proton untuk beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda pada posisi yang sedikit berbeda dalam voxel. Sebagaimana proton ini keluar dari fase (yaitu, "lose fase coherense") magnetisasi transversal (dan induced signal) yang hilang secara eksponensial.Konstanta waktu decay ini disebut T2 .
Saat pulsa 90° dan pulsa 180° diterapkan secara berurutan, dihasilkan spin-echo sinyal.
Tujuan pulsa 180 °adalah untuk "memfokuskan kembali" fase dari proton, yang menyebabkan mereka untuk mendapatkan kembali koherensi dan dengan demikian memulihkan magnetisasi transversal, menghasilkan spin echo. (Rephasing serupa dapat dilakukan dengan membalik gradient fields secara simetris, menghasilkan sebuah "gradient" atau "echo field".) Mengikuti spin echo, koherensi adalah hilang lagi sebagai proton yang terus beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda karena non-keseragaman dalam medan magnet utama. Jika Pulsa 180 ° lainnya diterapkan, koherensi dapat kembali ditetapkan untuk spin echo kedua .Pada kenyataannya multiple spin echo dapat dihasilkan sinyal jikapulsa 90° asli diikuti oleh multiple 180 °(atau gradien pembalikan).
Meskipun pulsa 180° menyebabkan terjadi beberapa kali rephasing (oleh non-keseragaman tetap di lapangan utama), rephrasing yang lengkap tidak mungkin karena medan magnet yang berfluktuasi secara acak di dalam substansi itu sendiri. Dengan demikian, intensitas maksimum dari sinyal spin echo di echo train dibatasi oleh kurva decay secara eksponensial (gambar 11). Konstanta waktu kurva decay ini adalah waktu relaksasi magnetic T2 yang kedua kalinya. T2 * selalu kurang dari T2 karena former termasuk non-keseragaman dalam magnet serta bidang
internal yang berfluktuasi secara acak dalam substansi. Decay T2 hanya karena fluktuasi bidang internal dalam substansi.
Pada umumnya, orang harus berhati-hati untuk membedakan istilah yang digunakan untuk menggambarkan MR sinyal dari yang digunakan untuk menggambarkan MR pulse sequence karena kadang-kadang adalah sama. Sebuah sinyal FID hasil dari terminal pulsa RF 90 °. Sebuah konvensional sinyal spin echo sign hasil dari terminal pasangan pulsa RF 90° -180 .Sebuah Inversi Recovery (IR) sequence hasil dari sebuah pasangan pulsa 90°-180° (Sejak “ final RF Pulse “, dalam IR sequence ini adalah Pulsa 90° , sinyal FID diproduksi. Dengan menambahkan terminal pulsa 180° misalnya : 180 -90 -180 derajat sebuah IR sequence dapat menghasilkan spin echo sinyal .
Sebuah sinyal echo spin tradisional hasil dari rephasing keduanya secara temporally (oleh 180 pulsa) dan spasial (dengan pembalikan dari pembacaan gradien).Yang terakhir ini dilakukan dengan dephasing awalnya spin sepanjang readout axis dan kemudian rephasing mereka, menghasilkan sebuah "gradient" atau "field" echo. Dalam CT dan MRI, pabrik perbaikan parameter tertentu, dan parameter lainnya berada di bawah kendali operator. Pada MRI, parameter yang ditentukan oleh pabrik pada saat pembelian atau upgrade mencakup kekuatan lapangan/field strength (dalam Tesla) dan kekuatan gradien dalam (milliTesla per meter: mT / m) dan rice time (dalam sec). Faktor-faktor di bawah kendali operator berdenyut termasuk memilih: pulshing sequence , sequence parameter times, ukuran matriks , ketebalan irisan dan jarak antara irisan, Field Of View(FOV), jumlah excitations, orientasi bidang pencitraan , jenis kumparan penerima, penggunaan cardiac gating, penggunaan kontras, dll .
Peningkatan resolusi spasial di CT umumnya dikaitkan dengan peningkatan dosis radiasi. Resolusi spasial di MRI dapat dihitung dari jumlah piksel sepanjang sumbu x dan y (yaitu "akuisisi matriks") dan field-of-view. Field-of-view, pada gilirannya, ditentukan oleh kekuatan dari gradien dan rentang frekuensi tertentu ( "bandwidth") yang terdeteksi. Untuk suatu sistem pencitraan MR, meningkatkan resolusi spasial (pada suatu sinyal-to-noise ratio, S / N) memerlukan waktu akuisisi yang lebih lama, namun tidak meningkatkan risiko terhadap pasien.
B. Relaxation (NMR)
Dalam resonansi magnetik nuklir (NMR) spektroskopi dan Magnetic Resonance Imaging (MRI) istilah relaksasi menggambarkan beberapa proses dimana magnetisasi nuklir dipersiapkan dalam keadaan non-ekuilibrium kembali ke ekuilibrium distribusi. Dengan kata lain, relaksasi menggambarkan seberapa fast spins "forget" kearah di mana mereka berorientasi. Tingkat relaksasi spin ini dapat diukur baik dalam aplikasi spektroskopi dan pencitraan.
C. Waktu relaksasi longitudinal
T1 adalah waktu relaksasi longitudinal. Ini menunjukkan waktu yang dibutuhkan untuk suatu zat menjadi magnet
setelah pertama kali ditempatkan dalam medan magnet atau, sebaliknya, waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal mengikuti pulsa RF. T1 ditentukan oleh interaksi thermal antara proton yang beresonansi dan proton lain serta inti magnetik lainnya di lingkungan medan magnetik atau "lattice". Interaksi ini memungkinkan energi yang diserap oleh proton selama resonansi menjadi tersebar ke inti lain dalam “ lattice ”.
Semua molekul mempunyai gerakan alami akibat getaran, rotasi, dan translasi. Molekul kecil seperti air umumnya bergerak lebih cepat, sehingga mereka memiliki frekuensi alami yang lebih tinggi. Molekul besar seperti protein bergerak lebih lambat. Ketika air yang diadakan dihidrasi lapisan di sekitar protein oleh hydrophilic side groups , gerakannya akan melambat
Waktu relaksasi T1 mencerminkan hubungan antara frekuensi gerakan molekuler tersebut dan resonansi (Larmor) frekuensi - yang bergantung pada medan magnet utama dari scanner MR. Ketika keduanya serupa, T1 pendek dan pemulihan magnetisasi berlangsung cepat; ketika mereka berbeda, T1 panjang. Molekul air kecil dan bergerak terlalu cepat untuk relaksasi T1 yang efisien, sedangkan protein yang besar bergerak terlalu lambat. Keduanya memiliki frekuensi alami sangat berbeda dari Larmor frekuensi dan dengan demikian mempunyai waktu relaksasi T1 yang lama. Kolesterol, mempunyai ukuran molekul yang medium, memiliki frekuensi alami dekat dengan yang digunakan untuk MRI dan memiliki T1 pendek ketika dalam keadaan cair . Jadi cairan kolesterol dalam craniopharyngiomas tampak terang pada T1Weigthing Image.
Air di fase sebagian besar (misalnya, CSF) memiliki waktu relaksasi T1 lama karena frekuensi gerakan alamnya jauh lebih tinggi daripada Larmor rentang frekuensi yang digunakan secara klinis. Namun, ketika CSF yang sama ini dipaksa keluar ke periventricular white matter (seperti edema interstisial karena obstruksi ventrikular) dengan waktu relaksasi T1 jauh lebih pendek .
T1-shorthening mencerminkan fakta bahwa air adalah sekarang dihidrasi lapisan di sekitar protein myelin bukannya di fase massal (figure2). Protein solusi (seperti abses dan tumor nekrotik) memiliki persentase lebih tinggi air di lapisan hidrasi lingkungan dan dengan demikian memiliki T1 lebih singkat bila dibandingkan dengan "pure" larutan berair seperti CSF.
Perdarahan subakut memilikiT1 lebih pendek daripada jaringan otak. Hal ini mencerminkan karakteristik paramagnetik besi di methemoglobin. T1-mentega dihasilkan oleh sebuah dipol-dipol interaksi antara elektron tidak berpasangan pada besi dan air paramagnetik proton dalam larutan. T1 pendek perdarahan subakut memungkinkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal relative sangat cepat terhadap otak. Dengan demikian, perdarahan subakut biasanya akan tampak lebih cerah dari otak .
Mekanisme dipol-dipol yang sama account untuk T1-shortening terlihat dengan media kontras MRI, gadolinium .
D. Waktu relaksasi transversal
T2 adalah waktu relaksasi transversal . Ini merupakan ukuran dari magnetisasi transversal berapa lama akan bertahan sempurna dalam medan magnet luar yang homogen .
Atau, itu adalah ukuran dari berapa lama proton beresonansi tetap koheren atau presesi/rotasi"in phase" mengikuti RF 90°. T2 decay disebabkan interaksi magnetik yang terjadi antara spinning proton. Tidak seperti interaksi T1, T2 interaksi tidak melibatkan transfer energi tetapi hanya perubahan fase, yang menyebabkan hilangnya koherensi.
T2 relaksasi tergantung pada kehadiran statis bidang internal dalam substansi. Biasanya ini karena proton pada molekul yang lebih besar. Ini diam atau medan magnet yang berfluktuasi perlahan-lahan menciptakan daerah setempat dari peningkatan atau penurunan medan magnet, tergantung pada apakah proton align dengan atau melawan medan magnet utama. Lokal field yang tidak seragam
menyebabkan proton untuk presesi (memutar) pada frekuensi yang sedikit berbeda. Selanjutnya mengikuti pulsa 90°, proton kehilangan koherensi dan magnetisasi transversal hilang.Jadi setelah 90° Hal ini mengakibatkan T2 * dan T2 relaksasi.
Ketika zat paramagnetik kompartementalisasi, mereka menyebabkan hilangnya koherensi secara cepat dan memiliki T2 * pendek dan T2.Magnetisasi terinduksi di dalam sel darah merah terdeoksigenasi lebih besar daripada dalam plasma di luar sel darah merah karena deoxyhemoglobin intraselular adalah paramagnetik.
Magnetisasi:
Segera setelah ditempatkan dalam medan magnet, ada jumlah proton sama menunjuk utara dan selatan atau "sejajar" dan "anti-paralel" dengan medan magnet utama . Dengan demikian, pada awalnya magnetik individu membatalkan satu sama lainnya. Dalam beberapa detik (dalam bahan biologi), sebuah redistribusi terjadi sedemikian rupa sehingga sedikit lebih banyak nuklei hidrogen (satu dalam satu juta) menyelaraskan sejajar dengan bidang dan tubuh dikatakan "magnet"
Setelah penempatan di magnet, magnetisasi meningkat secara eksponensial dengan orde pertama konstanta waktu eksponensial yang dikenal sebagai waktu relaksasi Tl (yang merupakan waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan 63% dari ekuilibrium magnetisasi)
Magnetisasi pada pada puncak nilai kesetimbangan bergantung pada kerapatan hidrogen.
Meskipun pada kesetimbangan hanya poin magnetisasi sepanjang sumbu medan magnet utama (didefinisikan sebagai sumbu z), secara umum dapat menunjuk ke arah manapun
Magnetisasi adalah besaran vektor yang dapat diwakili oleh "longitudinal" komponen sepanjang z dan dengan komponen kedua tegak lurus dengan yang pertama disebut "magnetisasi transversal", yang ada dalam bidang xy. Hanya magnetisasi transversal menghasilkan sinyal.
Hasil magnetisasi transversal ketika sebuah pulsa RF tips magnetisasi longitudinal berjalan dari z-sumbu ke arah bidang transversal (xy). Sebuah 90 °pulsa RF tips yang magnetisasi sepanjang jalan ke bidang xy.
Sebuah pulsa RF 180° (dua kali lebih kuat atau dua kali selama Pulsa 90 ) tips yang magnetisasi sehingga menunjuk ke bawah, di sepanjang z-sumbu. Sebuah pulsa 90° mengkonversi semua magnetisasi longitudinal untuk magnetisasi transversal.Akan tetapi jika tidak pulsa 90 ° , sebuah pulsa 180 tidak dapat menghasilkan magnetisasi transversal., magnetisasi maksimum transversal (dan sinyal maksimum) hasil dari flip angle 90°,berkurangnya flip angle dari 90° tidak menyebabkan hilangnya semua magnetisasi longitudinal, dan karena itu mereka juga menghasilkan lebih sedikit magnetisasi transversal per flip. Namun, karena lebih sedikit waktu yang diperlukan untuk pemulihan longitudinal, mereka dapat
diulang dengan cepat, dan menghasilkan lebih banyak magnetisasi transversal (yaitu lebih sinyal per satuan waktu). Ini adalah dasar untuk gradien echo imaging.
Magnetisasi transversal Setiap kali hadir, ia berputar atau "presesi" seperti gasing tentang z-sumbu di resonansi (Larmor) frekuensi,
yang juga merupakan frekuensi sinyal echo spin diinduksikan pada kumparan RF. Hanya komponen rotasi magnetisasi melintang dan dapat dideteksi, magnetisasi longitudinal tersebut tidak berotasi dan tidak dapat dideteksi secara langsung.
Dua jenis sinyal MR dapat diproduksi oleh magnetisasi transversal. Segera setelah sebuah pulsa RF, sinyal yang dihasilkan oleh freely rotating berputar, magnetisasi transversal mengalami decay. Sinyal ini disebut sebagai "free induction decay" atau "FID". Magnetisasi transversal meluruh dengan cepat karena non- keseragaman dalam medan magnet utama yang menyebabkan proton untuk beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda pada posisi yang sedikit berbeda dalam voxel. Sebagaimana proton ini keluar dari fase (yaitu, "lose fase coherense") magnetisasi transversal (dan induced signal) yang hilang secara eksponensial.Konstanta waktu decay ini disebut T2 .
Saat pulsa 90° dan pulsa 180° diterapkan secara berurutan, dihasilkan spin-echo sinyal.
Tujuan pulsa 180 °adalah untuk "memfokuskan kembali" fase dari proton, yang menyebabkan mereka untuk mendapatkan kembali koherensi dan dengan demikian memulihkan magnetisasi transversal, menghasilkan spin echo. (Rephasing serupa dapat dilakukan dengan membalik gradient fields secara simetris, menghasilkan sebuah "gradient" atau "echo field".) Mengikuti spin echo, koherensi adalah hilang lagi sebagai proton yang terus beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda karena non-keseragaman dalam medan magnet utama. Jika Pulsa 180 ° lainnya diterapkan, koherensi dapat kembali ditetapkan untuk spin echo kedua .Pada kenyataannya multiple spin echo dapat dihasilkan sinyal jikapulsa 90° asli diikuti oleh multiple 180 °(atau gradien pembalikan).
Meskipun pulsa 180° menyebabkan terjadi beberapa kali rephasing (oleh non-keseragaman tetap di lapangan utama), rephrasing yang lengkap tidak mungkin karena medan magnet yang berfluktuasi secara acak di dalam substansi itu sendiri. Dengan demikian, intensitas maksimum dari sinyal spin echo di echo train dibatasi oleh kurva decay secara eksponensial (gambar 11). Konstanta waktu kurva decay ini adalah waktu relaksasi magnetic T2 yang kedua kalinya. T2 * selalu kurang dari T2 karena former termasuk non-keseragaman dalam magnet serta bidang
internal yang berfluktuasi secara acak dalam substansi. Decay T2 hanya karena fluktuasi bidang internal dalam substansi.
Pada umumnya, orang harus berhati-hati untuk membedakan istilah yang digunakan untuk menggambarkan MR sinyal dari yang digunakan untuk menggambarkan MR pulse sequence karena kadang-kadang adalah sama. Sebuah sinyal FID hasil dari terminal pulsa RF 90 °. Sebuah konvensional sinyal spin echo sign hasil dari terminal pasangan pulsa RF 90° -180 .Sebuah Inversi Recovery (IR) sequence hasil dari sebuah pasangan pulsa 90°-180° (Sejak “ final RF Pulse “, dalam IR sequence ini adalah Pulsa 90° , sinyal FID diproduksi. Dengan menambahkan terminal pulsa 180° misalnya : 180 -90 -180 derajat sebuah IR sequence dapat menghasilkan spin echo sinyal .
Sebuah sinyal echo spin tradisional hasil dari rephasing keduanya secara temporally (oleh 180 pulsa) dan spasial (dengan pembalikan dari pembacaan gradien).Yang terakhir ini dilakukan dengan dephasing awalnya spin sepanjang readout axis dan kemudian rephasing mereka, menghasilkan sebuah "gradient" atau "field" echo. Dalam CT dan MRI, pabrik perbaikan parameter tertentu, dan parameter lainnya berada di bawah kendali operator. Pada MRI, parameter yang ditentukan oleh pabrik pada saat pembelian atau upgrade mencakup kekuatan lapangan/field strength (dalam Tesla) dan kekuatan gradien dalam (milliTesla per meter: mT / m) dan rice time (dalam sec). Faktor-faktor di bawah kendali operator berdenyut termasuk memilih: pulshing sequence , sequence parameter times, ukuran matriks , ketebalan irisan dan jarak antara irisan, Field Of View(FOV), jumlah excitations, orientasi bidang pencitraan , jenis kumparan penerima, penggunaan cardiac gating, penggunaan kontras, dll .
Peningkatan resolusi spasial di CT umumnya dikaitkan dengan peningkatan dosis radiasi. Resolusi spasial di MRI dapat dihitung dari jumlah piksel sepanjang sumbu x dan y (yaitu "akuisisi matriks") dan field-of-view. Field-of-view, pada gilirannya, ditentukan oleh kekuatan dari gradien dan rentang frekuensi tertentu ( "bandwidth") yang terdeteksi. Untuk suatu sistem pencitraan MR, meningkatkan resolusi spasial (pada suatu sinyal-to-noise ratio, S / N) memerlukan waktu akuisisi yang lebih lama, namun tidak meningkatkan risiko terhadap pasien.
B. Relaxation (NMR)
Dalam resonansi magnetik nuklir (NMR) spektroskopi dan Magnetic Resonance Imaging (MRI) istilah relaksasi menggambarkan beberapa proses dimana magnetisasi nuklir dipersiapkan dalam keadaan non-ekuilibrium kembali ke ekuilibrium distribusi. Dengan kata lain, relaksasi menggambarkan seberapa fast spins "forget" kearah di mana mereka berorientasi. Tingkat relaksasi spin ini dapat diukur baik dalam aplikasi spektroskopi dan pencitraan.
C. Waktu relaksasi longitudinal
T1 adalah waktu relaksasi longitudinal. Ini menunjukkan waktu yang dibutuhkan untuk suatu zat menjadi magnet
setelah pertama kali ditempatkan dalam medan magnet atau, sebaliknya, waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal mengikuti pulsa RF. T1 ditentukan oleh interaksi thermal antara proton yang beresonansi dan proton lain serta inti magnetik lainnya di lingkungan medan magnetik atau "lattice". Interaksi ini memungkinkan energi yang diserap oleh proton selama resonansi menjadi tersebar ke inti lain dalam “ lattice ”.
Semua molekul mempunyai gerakan alami akibat getaran, rotasi, dan translasi. Molekul kecil seperti air umumnya bergerak lebih cepat, sehingga mereka memiliki frekuensi alami yang lebih tinggi. Molekul besar seperti protein bergerak lebih lambat. Ketika air yang diadakan dihidrasi lapisan di sekitar protein oleh hydrophilic side groups , gerakannya akan melambat
Waktu relaksasi T1 mencerminkan hubungan antara frekuensi gerakan molekuler tersebut dan resonansi (Larmor) frekuensi - yang bergantung pada medan magnet utama dari scanner MR. Ketika keduanya serupa, T1 pendek dan pemulihan magnetisasi berlangsung cepat; ketika mereka berbeda, T1 panjang. Molekul air kecil dan bergerak terlalu cepat untuk relaksasi T1 yang efisien, sedangkan protein yang besar bergerak terlalu lambat. Keduanya memiliki frekuensi alami sangat berbeda dari Larmor frekuensi dan dengan demikian mempunyai waktu relaksasi T1 yang lama. Kolesterol, mempunyai ukuran molekul yang medium, memiliki frekuensi alami dekat dengan yang digunakan untuk MRI dan memiliki T1 pendek ketika dalam keadaan cair . Jadi cairan kolesterol dalam craniopharyngiomas tampak terang pada T1Weigthing Image.
Air di fase sebagian besar (misalnya, CSF) memiliki waktu relaksasi T1 lama karena frekuensi gerakan alamnya jauh lebih tinggi daripada Larmor rentang frekuensi yang digunakan secara klinis. Namun, ketika CSF yang sama ini dipaksa keluar ke periventricular white matter (seperti edema interstisial karena obstruksi ventrikular) dengan waktu relaksasi T1 jauh lebih pendek .
T1-shorthening mencerminkan fakta bahwa air adalah sekarang dihidrasi lapisan di sekitar protein myelin bukannya di fase massal (figure2). Protein solusi (seperti abses dan tumor nekrotik) memiliki persentase lebih tinggi air di lapisan hidrasi lingkungan dan dengan demikian memiliki T1 lebih singkat bila dibandingkan dengan "pure" larutan berair seperti CSF.
Perdarahan subakut memilikiT1 lebih pendek daripada jaringan otak. Hal ini mencerminkan karakteristik paramagnetik besi di methemoglobin. T1-mentega dihasilkan oleh sebuah dipol-dipol interaksi antara elektron tidak berpasangan pada besi dan air paramagnetik proton dalam larutan. T1 pendek perdarahan subakut memungkinkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal relative sangat cepat terhadap otak. Dengan demikian, perdarahan subakut biasanya akan tampak lebih cerah dari otak .
Mekanisme dipol-dipol yang sama account untuk T1-shortening terlihat dengan media kontras MRI, gadolinium .
D. Waktu relaksasi transversal
T2 adalah waktu relaksasi transversal . Ini merupakan ukuran dari magnetisasi transversal berapa lama akan bertahan sempurna dalam medan magnet luar yang homogen .
Atau, itu adalah ukuran dari berapa lama proton beresonansi tetap koheren atau presesi/rotasi"in phase" mengikuti RF 90°. T2 decay disebabkan interaksi magnetik yang terjadi antara spinning proton. Tidak seperti interaksi T1, T2 interaksi tidak melibatkan transfer energi tetapi hanya perubahan fase, yang menyebabkan hilangnya koherensi.
T2 relaksasi tergantung pada kehadiran statis bidang internal dalam substansi. Biasanya ini karena proton pada molekul yang lebih besar. Ini diam atau medan magnet yang berfluktuasi perlahan-lahan menciptakan daerah setempat dari peningkatan atau penurunan medan magnet, tergantung pada apakah proton align dengan atau melawan medan magnet utama. Lokal field yang tidak seragam
menyebabkan proton untuk presesi (memutar) pada frekuensi yang sedikit berbeda. Selanjutnya mengikuti pulsa 90°, proton kehilangan koherensi dan magnetisasi transversal hilang.Jadi setelah 90° Hal ini mengakibatkan T2 * dan T2 relaksasi.
Ketika zat paramagnetik kompartementalisasi, mereka menyebabkan hilangnya koherensi secara cepat dan memiliki T2 * pendek dan T2.Magnetisasi terinduksi di dalam sel darah merah terdeoksigenasi lebih besar daripada dalam plasma di luar sel darah merah karena deoxyhemoglobin intraselular adalah paramagnetik.
Ini kompartementalisasi zat dengan tingkat yang berbeda-beda menyebabkan magnetisasi terinduksi magnet yang tidak seragam dengan shortened T2 *, menyebabkan free inducation decay (FID) untuk decay lebih cepat. Sejak image gradien echo pada dasarnya image FID rephased , ini juga menyebabkan kehilangan sinyal pada image gradien echo. Dengan demikian pendarahan awal akut dan subakut (berisi deoxy dan intraseluler methemoglobin, masing-masing) tampak gelap pada T2-weighted gradient echo images Medan magnet yang berbeda di dalam dan di luar sel darah merah mengakibatkan dephasing yang cepat difusi proton air melintasi membran sel merah dalam hematom akut dengan sekunder T2-shortening dan hilangnya sinyal .
Frekuensi gerakan natural dari proton yang meningkat, T2 relaksasi menjadi kurang dan kurang efisien dan T2 menjadi panjang. Gerakan berfluktuasi yang cepat (seperti dalam cair) rata-rata keluar sehingga tidak ada bidang internal yang signifikan dan terdapat banyak keseragaman lingkungan magnet internal . Hidrasi-lapisan air di edema otak memiliki T1 lebih pendek dari fase bulk air seperti CSF, namun gerak proton di edema otak tidak terlalu pelan dan relaksasi T2 efisien, sehingga T2 tetap lama. Nilai untuk penampilan intens edema vasogenic terkait dengan tumor otak di T2-weighted MR image .
Frekuensi gerakan natural dari proton yang meningkat, T2 relaksasi menjadi kurang dan kurang efisien dan T2 menjadi panjang. Gerakan berfluktuasi yang cepat (seperti dalam cair) rata-rata keluar sehingga tidak ada bidang internal yang signifikan dan terdapat banyak keseragaman lingkungan magnet internal . Hidrasi-lapisan air di edema otak memiliki T1 lebih pendek dari fase bulk air seperti CSF, namun gerak proton di edema otak tidak terlalu pelan dan relaksasi T2 efisien, sehingga T2 tetap lama. Nilai untuk penampilan intens edema vasogenic terkait dengan tumor otak di T2-weighted MR image .
Diposkan oleh R Catur Budi Santoso,S.ST (dirilis Babeh pada 3 Juli 2011, pkl 10.25 di FB: Café Radiologi Group)
0 Response to "Relaksasi dalam Magnetic Resonance Imajing"
Posting Komentar