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

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

Ydinmagnetismi

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 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.

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.Page 26 in:

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

Kuvantamisjärjestelmät

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

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 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.