Sekwencja MRI - MRI sequence
Sekwencja MRI w obrazowaniu metodą rezonansu magnetycznego jest (MRI), dane ustawienie sekwencji impulsów i impulsowych gradientów pola , w wyniku czego w danym wygląd obrazu.
Wieloparametrowy MRI jest kombinacją dwóch lub więcej sekwencji i/lub zawiera inne wyspecjalizowane konfiguracje MRI, takie jak spektroskopia .
Tabela przeglądowa
Ta tabela nie zawiera sekwencji nietypowych i eksperymentalnych .
Grupa | Sekwencja | Skr. | Fizyka | Główne wyróżnienia kliniczne | Przykład |
---|---|---|---|---|---|
Zakręć echo | T1 ważony | T1 | Pomiar relaksacji spin-sieć przy użyciu krótkiego czasu powtórzenia (TR) i czasu echa (TE). |
Standardowa podstawa i porównanie dla innych sekwencji |
|
T2 ważone | T2 | Pomiar relaksacji spinowo-spinowej za pomocą długich czasów TR i TE |
Standardowa podstawa i porównanie dla innych sekwencji |
||
Ważona gęstość protonu | PD | Długie TR (w celu zmniejszenia T1) i krótkie TE (w celu zminimalizowania T2). |
Choroba i uraz stawów .
|
||
Echo gradientowe (GRE) | Precesja w stanie stacjonarnym | SSFP | Utrzymanie stałego, szczątkowego namagnesowania poprzecznego w kolejnych cyklach. | Tworzenie filmów z rezonansu magnetycznego serca (na zdjęciu). | |
Efektywny T2 lub „gwiazda T2” |
T2* | Spoiled Gradient Receated echo (GRE) z długim czasem echa i małym kątem odwrócenia | Słaby sygnał ze złogów hemosyderyny (na zdjęciu) i krwotoków. | ||
Ważona podatnością | SWI | Zepsute echo przywoływane gradientowo (GRE), w pełni skompensowane przepływem, długi czas echa, łączy obraz fazowy z obrazem wielkości | Wykrywanie niewielkich ilości krwotoku (na zdjęciu rozlane uszkodzenie aksonów ) lub wapnia. | ||
Odzyskiwanie inwersji | Krótkie odzyskiwanie inwersji tau | WYMIESZAĆ | Tłumienie tłuszczu poprzez ustawienie czasu inwersji, w którym sygnał tłuszczu wynosi zero. | Wysoki sygnał w obrzęku , na przykład przy cięższych złamaniach stresowych . Na zdjęciu szyny goleni : | |
Odzyskiwanie inwersji atenuowane płynem | TALENT | Tłumienie płynów poprzez ustawienie czasu inwersji, który zeruje płyny | Wysoki sygnał w zawale lakunarnym , blaszkach w stwardnieniu rozsianym (MS) , krwotoku podpajęczynówkowym i zapaleniu opon mózgowych (na zdjęciu). | ||
Odzyskiwanie podwójnej inwersji | DIR | Jednoczesna supresja płynu mózgowo-rdzeniowego i istoty białej przez dwa czasy inwersji. | Wysoki sygnał blaszek stwardnienia rozsianego (na zdjęciu). | ||
Ważona dyfuzją ( DWI ) | Standardowy | DWI | Miara ruchu Browna cząsteczek wody. | Wysoki sygnał w ciągu kilku minut od zawału mózgu (na zdjęciu). | |
Pozorny współczynnik dyfuzji | ADC | Zmniejszono ważenie T2 poprzez wykonanie wielu konwencjonalnych obrazów DWI z różnymi ważeniami DWI, a zmiana odpowiada dyfuzji. | Niski sygnał w minutach po zawale mózgu (na zdjęciu). | ||
Tensor dyfuzji | DTI | Głównie traktografia (na zdjęciu) przez ogólnie większy ruch Browna cząsteczek wody w kierunkach włókien nerwowych. |
|
||
Ważona perfuzja ( PWI ) | Dynamiczny kontrast podatności | DSC | Mierzy zmiany w czasie utraty sygnału wywołanej podatnością na skutek wstrzyknięcia kontrastu gadolinu . |
|
|
Znakowanie spinów tętniczych | ASL | Znakowanie magnetyczne krwi tętniczej pod płytką do obrazowania, która następnie wchodzi w obszar zainteresowania. Nie wymaga kontrastu gadolinu. | |||
Zwiększony kontrast dynamiczny | DCE | Mierzy zmiany w czasie w skróceniu relaksacji spin-sieć (T1) indukowanej przez bolus kontrastowy gadolinu . | Szybszy wychwyt kontrastu Gd wraz z innymi cechami sugeruje nowotwór złośliwy (na zdjęciu). | ||
Funkcjonalny rezonans magnetyczny ( fMRI ) | Obrazowanie zależne od poziomu tlenu we krwi | POGRUBIENIE | Zmiany magnetyzmu hemoglobiny zależnego od nasycenia tlenem odzwierciedlają aktywność tkanek. | Lokalizowanie aktywności mózgu od wykonania przydzielonego zadania (np. mówienie, poruszanie palcami) przed operacją, wykorzystywane również w badaniach poznawczych. | |
Angiografia rezonansu magnetycznego ( MRA ) i wenografia | Czas lotu | TOF | Krew wchodząca do obrazowanego obszaru nie jest jeszcze nasycona magnetycznie , co daje znacznie wyższy sygnał przy zastosowaniu krótkiego czasu echa i kompensacji przepływu. | Wykrywanie tętniaka , zwężenia lub rozwarstwienia | |
Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego z kontrastem fazowym | PC-MRA | Do zakodowania przesunięcia fazowego, które jest proporcjonalne do prędkości spinów , wykorzystuje się dwa gradienty o jednakowej wielkości, ale przeciwnych kierunkach . | Wykrycie tętniaka , zwężenia lub rozwarstwienia (na zdjęciu). |
( VIPR ) |
Zakręć echo
T1 i T2
Każda tkanka powraca do stanu równowagi po wzbudzeniu przez niezależne procesy relaksacji T1 ( spin-sieć ; czyli magnetyzacja w tym samym kierunku co statyczne pole magnetyczne) i T2 ( spin-spin ; poprzecznie do statycznego pola magnetycznego). Aby stworzyć obraz ważony T1 przed pomiarem sygnału MR, umożliwia się powrót namagnesowania poprzez zmianę czasu powtórzenia (TR). Ważenie obraz jest przydatny do oceny w korze mózgowej, identyfikacji tkanki tłuszczowej, charakteryzujący zmian w wątrobie, w ogóle, uzyskanie informacji morfologicznej, jak również o po kontrastu obrazu. Aby stworzyć obraz T2 ważony, pozwala się na zanik namagnesowania przed pomiarem sygnału MR poprzez zmianę czasu echa (TE). To ważenie obrazu jest przydatne do wykrywania obrzęków i stanów zapalnych, ujawniania zmian istoty białej oraz oceny anatomii strefowej w prostacie i macicy .
Standardowe wyświetlanie obrazów MRI ma przedstawiać charakterystykę płynu na czarno-białych obrazach, na których różne tkanki okazują się w następujący sposób:
Sygnał | T1 ważone | T2 ważony |
---|---|---|
Wysoki |
|
|
Średniozaawansowany | Szara materia ciemniejsza niż istota biała | Istota biała ciemniejsza niż istota szara |
Niska |
|
Gęstość protonu
Obrazy ważone gęstością protonów (PD) są tworzone przez długi czas powtarzania (TR) i krótki czas echa (TE). Na obrazach mózgu ta sekwencja ma wyraźniejsze rozróżnienie między materią szarą (jasną) i białą (ciemniej szarą), ale z niewielkim kontrastem między mózgiem a płynem mózgowo-rdzeniowym. Jest bardzo przydatny do wykrywania chorób i urazów stawów .
Echo gradientowe
Echa gradientowego sekwencja jest podstawą wielu ważnych sekwencji pochodnych, takich jak obrazowanie echa płaszczyznach i SSFP stacjonarnych sekwencji. Pozwala na uzyskanie bardzo krótkich czasów repetycji (TR), a co za tym idzie uzyskanie obrazów w krótkim czasie.
Sekwencja echa gradientowego charakteryzuje się pojedynczym wzbudzeniem, po którym następuje gradient zastosowany wzdłuż osi odczytu, zwany gradientem dephasingu. Ten gradient modyfikuje fazę wirowania w sposób zależny przestrzennie, tak że na końcu gradientu sygnał zostanie całkowicie zniesiony, ponieważ spójność między spinami zostanie całkowicie zniszczona.
W tym momencie stosuje się gradient odczytu przeciwnej biegunowości, aby skompensować efekt gradientu rozbieżności. Gdy obszar gradientu czytania jest równa gradientu niedopasowania, spiny będą miały spójną nową fazę (z wyjątkiem skutków T 2 * relaksacyjny), a zatem sygnał będzie ponownie wykrywalne. Sygnał ten przyjmuje nazwę echa , a dokładniej sygnału echa gradientowego , ponieważ jest wytwarzany przez przefazowanie z powodu gradientu (w przeciwieństwie do sygnału echa spinowego, którego przefazowanie jest spowodowane impulsem o częstotliwości radiowej).
Sekwencje typu echa gradientowego pozwalają na osiągnięcie bardzo krótkich czasów powtórzeń, ponieważ akwizycja echa odpowiada akwizycji linii w przestrzeni k, a akwizycja ta może być dokonana szybko poprzez zwiększenie amplitudy gradientów przefazowania i odczytu. Sekwencja typu echa spinowego musi zamiast tego czekać na wyczerpanie sygnału utworzonego spontanicznie po zastosowaniu impulsu wzbudzającego, zanim będzie mogła wytworzyć echo (swobodny zanik indukcyjny).
Dla celów porównawczych, czas powtarzania sekwencji echa gradientowego jest rzędu 3 milisekund, w porównaniu z około 30 ms sekwencji echa spinowego.
Psucie
Pod koniec odczytu resztkowe namagnesowanie poprzeczne może zostać przerwane (poprzez zastosowanie odpowiednich gradientów i wzbudzenie przez impulsy o zmiennej częstotliwości radiowej) lub utrzymane.
W pierwszym przypadku występuje zepsuta sekwencja, taka jak sekwencja FLASH (szybkie ujęcie pod niskim kątem), natomiast w drugim przypadku występują sekwencje SSFP ( obrazowanie w stanie ustalonym bez precesji ).
Precesja w stanie stacjonarnym
Obrazowanie wolnej precesji w stanie ustalonym (SSFP MRI) to technika MRI, która wykorzystuje stany stacjonarne namagnesowania. Ogólnie, sekwencje SSFP MRI oparte są na sekwencji MRI gradientowego echa (o małym kącie odwrócenia) z krótkim czasem powtarzania, która w swojej ogólnej formie została opisana jako technika FLASH MRI . Podczas gdy zepsute sekwencje echa gradientowego odnoszą się tylko do stanu ustalonego magnetyzacji podłużnej, sekwencje echa gradientowego SSFP obejmują koherencję poprzeczną (magnetyzację) z nakładających się ech spinowych o wielu rzędach i ech stymulowanych. Osiąga się to zwykle przez ponowne ogniskowanie gradientu kodowania fazowego w każdym przedziale powtórzeń, aby utrzymać stałą całkę fazową (lub moment gradientu). W pełni zrównoważone sekwencje SSFP MRI osiągają fazę zerową poprzez ponowne ogniskowanie wszystkich gradientów obrazowania.
Nowe metody i warianty istniejących metod są często publikowane, gdy są w stanie zapewnić lepsze wyniki w określonych dziedzinach. Przykładami tych ostatnich ulepszeń są T*
2-ważone turbo spin-echo ( T 2 TSE MRI), MRI z podwójną inwersją z odzyskiem (DIR-MRI) lub MRI z odwróceniem fazowo-czułym (PSIR-MRI), wszystkie z nich są w stanie poprawić obrazowanie zmian w mózgu. Innym przykładem jest MP-RAGE (szybka akwizycja z echem gradientowym, przygotowana do magnetyzacji), która poprawia obrazy zmian korowych stwardnienia rozsianego.
W fazie i poza fazą
Sekwencje w fazie (IP) i poza fazą (OOP) odpowiadają sparowanym sekwencjom echa gradientowego przy użyciu tego samego czasu powtarzania (TR), ale z dwoma różnymi czasami echa (TE). Może to wykryć nawet mikroskopijne ilości tłuszczu, które mają spadek sygnału na OOP w porównaniu z IP. Wśród guzów nerki , które nie wykazują makroskopowej tkanki tłuszczowej, taki spadek sygnału obserwuje się w 80% przypadków raka jasnokomórkowego nerki, a także w naczyniakomięśniakotłuszczaku o minimalnej zawartości tłuszczu .
Efektywny T2 (T2* lub „gwiazda T2”)
Obrazowanie T2*-ważone może być tworzone jako sekwencja echa gradientowego o zmienionym ognisku po wzbudzeniu z małym kątem odwrócenia. Sekwencja GRE T2*WI wymaga wysokiej jednorodności pola magnetycznego.
Nazwy handlowe sekwencji echa gradientowego
Klasyfikacja akademicka | Zepsute echo gradientowe | Wolna precesja stanu ustalonego (SSFP) | Zrównoważona wolna precesja stanu ustalonego (bSSFP) | ||
Typ zwykły | Typ turbo ( przygotowanie do magnesowania , ekstremalnie niski kąt strzału, krótki TR ) |
FID -like | Echo -like | ||
Siemens |
FLASH F AST obrazowania za pomocą L OW ngle Sh ot |
TurboFLASH Turbo FLASH |
FISP F AST I maging z S teady stanach P kryzysu |
PSIF odwrócony FISP |
TrueFISP Prawdziwy FISP |
GE |
SPGR Sp olejowany GR ASS |
FastSPGR Szybki SPGR |
TRAWA G radient R eCall cquisition stosując S teady S Tates |
SSFP S teady S Tate F Ree P kryzys |
FIESTA F ast I maging E mploying St eady-state cquisition |
Philips |
T 1 FFE T 1 ważony F AST M ield E cho |
TFE T urbo F ield E cho |
FFE F ast F ield E cho |
T 2 -FFE T 2 ważony F AST M ield E cho |
B FFE B alanced F AST M ield E cho |
Odzyskiwanie inwersji
Odzyskiwanie inwersji atenuowane płynem
Fluid-atenuated Inversion Recovery (FLAIR) to sekwencja impulsów odzyskiwania inwersji stosowana do zerowania sygnału z płynów. Na przykład może być stosowany w obrazowaniu mózgu do tłumienia płynu mózgowo-rdzeniowego w celu wydobycia okołokomorowych zmian hiperintensywnych, takich jak blaszki stwardnienia rozsianego. Starannie dobierając czas inwersji TI (czas pomiędzy impulsami inwersji i wzbudzenia), można stłumić sygnał z dowolnej tkanki.
Wielkość odzysku inwersji Turbo
Wielkość odzysku inwersji turbo (TIRM) mierzy tylko wielkość echa wirowania turbo po poprzedzającym impulsie inwersji, dlatego jest niewrażliwa na fazę.
TIRM jest lepszy w ocenie zapalenia kości i szpiku oraz w podejrzeniu raka głowy i szyi . Zapalenie kości i szpiku pojawia się jako obszary o wysokiej intensywności. W rakach głowy i szyi stwierdzono, że TIRM daje zarówno wysoki sygnał w masie guza, jak i niski stopień przeszacowania wielkości guza przez reaktywne zmiany zapalne w otaczających tkankach.
Ważone dyfuzją
Dyfuzyjny MRI mierzy dyfuzję cząsteczek wody w tkankach biologicznych. Klinicznie, dyfuzyjny rezonans magnetyczny jest przydatny do diagnozowania stanów (np. udar ) lub zaburzeń neurologicznych (np. stwardnienia rozsianego ) i pomaga lepiej zrozumieć łączność aksonów istoty białej w ośrodkowym układzie nerwowym. W środowisku izotropowym (na przykład w szklance wody) cząsteczki wody naturalnie poruszają się losowo zgodnie z turbulencją i ruchami Browna . Jednak w tkankach biologicznych, gdzie liczba Reynoldsa jest wystarczająco niska dla przepływu laminarnego , dyfuzja może być anizotropowa . Na przykład cząsteczka wewnątrz aksonu neuronu ma małe prawdopodobieństwo przejścia przez błonę mielinową . Dlatego cząsteczka porusza się głównie wzdłuż osi włókna nerwowego. Jeśli wiadomo, że cząsteczki w danym wokselu dyfundują zasadniczo w jednym kierunku, można założyć, że większość włókien w tym obszarze jest równoległa do tego kierunku.
Niedawny rozwój obrazowania tensora dyfuzji (DTI) umożliwia pomiar dyfuzji w wielu kierunkach i obliczanie ułamkowej anizotropii w każdym kierunku dla każdego woksela. Umożliwia to naukowcom tworzenie map mózgowych kierunków włókien w celu zbadania połączeń różnych obszarów mózgu (za pomocą traktografii ) lub zbadania obszarów zwyrodnienia neuronów i demielinizacji w chorobach takich jak stwardnienie rozsiane.
Innym zastosowaniem dyfuzyjnego MRI jest obrazowanie ważone dyfuzją (DWI). Po udarze niedokrwiennym DWI jest bardzo wrażliwy na zmiany zachodzące w uszkodzeniu. Spekuluje się, że wzrost ograniczenia (barier) dyfuzji wody, w wyniku obrzęku cytotoksycznego (obrzęk komórkowy), jest odpowiedzialny za wzrost sygnału w skanie DWI. Wzmocnienie DWI pojawia się w ciągu 5–10 minut od wystąpienia objawów udaru (w porównaniu z tomografią komputerową , która często nie wykrywa zmian ostrego zawału do 4–6 godzin) i utrzymuje się do 2 tygodni. W połączeniu z obrazowaniem perfuzji mózgowej naukowcy mogą wyróżnić regiony „niezgodności perfuzji/dyfuzji”, które mogą wskazywać na regiony zdolne do uratowania przez terapię reperfuzyjną.
Podobnie jak wiele innych specjalistycznych zastosowań, technika ta jest zwykle połączona z szybką sekwencją pozyskiwania obrazów, taką jak sekwencja obrazowania echa planarnego .
Ważona perfuzja
Obrazowanie perfuzyjne (PWI) wykonuje się trzema głównymi technikami:
- Dynamiczny kontrast wrażliwości (DSC): wstrzykiwany jest kontrast gadolinowy , a szybkie powtarzane obrazowanie (zazwyczaj gradientowe echo-planarne T2 ważone ) określa ilościowo utratę sygnału wywołaną przez wrażliwość.
- Wzmocniony kontrast dynamiczny (DCE): Pomiar skrócenia relaksacji spin-sieć (T1) wywołanej przez bolus kontrastowy gadolinu .
- Znakowanie spinów tętniczych (ASL): Magnetyczne znakowanie krwi tętniczej pod płytką do obrazowania, bez konieczności stosowania kontrastu gadolinem.
Uzyskane dane są następnie przetwarzane w celu uzyskania map perfuzji z różnymi parametrami, takimi jak BV (objętość krwi), BF (przepływ krwi), MTT (średni czas przejścia) i TTP (czas do szczytu).
W zawału mózgu , półcień spadła perfuzję. Inna sekwencja MRI , MRI ważona dyfuzją , szacuje ilość tkanki, która jest już martwicza, a zatem połączenie tych sekwencji można zastosować do oszacowania ilości tkanki mózgowej, którą można uratować przez trombolizę i/lub trombektomię .
Funkcjonalny rezonans magnetyczny
Funkcjonalny rezonans magnetyczny (fMRI) mierzy zmiany sygnału w mózgu, które są spowodowane zmianą aktywności nerwowej . Jest on stosowany, aby zrozumieć w jaki sposób różne części mózgu reagują na zewnętrzne bodźce lub działalności pasywnego w stanie spoczynku, i ma zastosowanie w behawioralnej i badań poznawczych , aw planowania neurochirurgii z elokwentnych obszarów mózgu . Naukowcy wykorzystują metody statystyczne do skonstruowania trójwymiarowej mapy parametrycznej mózgu, wskazującej regiony kory mózgowej, które wykazują znaczną zmianę aktywności w odpowiedzi na zadanie. W porównaniu z obrazowaniem anatomicznym T1W mózg jest skanowany z niższą rozdzielczością przestrzenną, ale z wyższą rozdzielczością czasową (zwykle raz na 2-3 sekundy). Wzrost aktywności neuronalnej powoduje zmiany sygnału MR poprzez T*
2zmiany; mechanizm ten jest określany jako efekt BOLD ( zależny od poziomu tlenu we krwi ). Zwiększona aktywność nerwowa powoduje zwiększone zapotrzebowanie na tlen, a układ naczyniowy faktycznie nadmiernie to kompensuje, zwiększając ilość natlenionej hemoglobiny w stosunku do hemoglobiny odtlenionej. Ponieważ odtleniona hemoglobina osłabia sygnał MR, odpowiedź naczyniowa prowadzi do wzrostu sygnału, który jest związany z aktywnością nerwową. Dokładny charakter związku między aktywnością neuronową a sygnałem BOLD jest przedmiotem aktualnych badań. Efekt BOLD pozwala również na generowanie wysokiej rozdzielczości map 3D naczyń żylnych w obrębie tkanki nerwowej.
Podczas gdy analiza sygnału BOLD jest najpowszechniejszą metodą stosowaną w badaniach neuronaukowych u ludzi, elastyczna natura obrazowania MR dostarcza środków do uwrażliwienia sygnału na inne aspekty dopływu krwi. Alternatywne techniki wykorzystują znakowanie spinów tętniczych (ASL) lub ważenie sygnału MRI przez przepływ krwi w mózgu (CBF) i objętość krwi w mózgu (CBV). Metoda CBV wymaga wstrzyknięcia klasy środków kontrastowych MRI, które są obecnie w badaniach klinicznych na ludziach. Ponieważ w badaniach przedklinicznych wykazano, że metoda ta jest znacznie bardziej czuła niż technika BOLD, może potencjalnie rozszerzyć rolę fMRI w zastosowaniach klinicznych. Metoda CBF dostarcza więcej informacji ilościowych niż sygnał BOLD, aczkolwiek przy znacznej utracie czułości wykrywania.
Angiografia rezonansu magnetycznego
Angiografia rezonansu magnetycznego ( MRA ) to grupa technik opartych na obrazowaniu naczyń krwionośnych. Angiografia rezonansu magnetycznego służy do generowania obrazów tętnic (i rzadziej żył) w celu oceny ich pod kątem zwężenia (nieprawidłowe zwężenie), niedrożności , tętniaków (poszerzenia ścian naczyń, zagrożone pęknięciem) lub innych nieprawidłowości. MRA jest często używany do oceny tętnic szyjnych i mózgowych, aorty piersiowej i brzusznej, tętnic nerkowych i nóg (to ostatnie badanie jest często określane jako „run-off”).
Kontrast fazowy
MRI z kontrastem fazowym (PC-MRI) służy do pomiaru prędkości przepływu w organizmie. Służy głównie do pomiaru przepływu krwi w sercu i całym ciele. PC-MRI można uznać za metodę prędkości rezonansu magnetycznego . Ponieważ współczesny PC-MRI zazwyczaj jest rozdzielczy w czasie, może być również określany jako obrazowanie 4-D (trzy wymiary przestrzenne plus czas).
Obrazowanie ważone podatnością
Obrazowanie podatność ważony (SWI) jest nowym typem kontrastu MRI różni się od gęstości obrotowej, T 1 lub T 2 obrazowania. Ta metoda wykorzystuje różnice w podatności między tkankami i wykorzystuje trójwymiarowy, trójwymiarowy skan echa z gradientem 3D o wysokiej rozdzielczości z pełną kompensacją prędkości. Ta specjalna akwizycja danych i przetwarzanie obrazu daje obraz o zwiększonym kontraście, bardzo wrażliwy na krew żylną, krwotok i magazynowanie żelaza. Służy do usprawnienia wykrywania i diagnozowania nowotworów, chorób naczyniowych i nerwowo-naczyniowych (udar i krwotok), stwardnienia rozsianego, choroby Alzheimera, a także do wykrywania urazowych uszkodzeń mózgu, których nie można zdiagnozować innymi metodami.
Transfer magnetyzacji
Transfer magnetyzacji (MT) to technika zwiększająca kontrast obrazu w niektórych zastosowaniach MRI.
Związane protony są związane z białkami, a ponieważ mają bardzo krótki rozpad T2, zwykle nie przyczyniają się do kontrastu obrazu. Jednakże, ponieważ te protony mają szeroki pik rezonansowy, mogą być wzbudzane impulsem o częstotliwości radiowej, który nie ma wpływu na wolne protony. Ich wzbudzenie zwiększa kontrast obrazu poprzez przeniesienie nasyconych spinów z puli związanej do puli swobodnej, zmniejszając w ten sposób sygnał wody swobodnej. Ten homojądrowy transfer magnetyzacji zapewnia pośredni pomiar zawartości makrocząsteczek w tkance. Wdrożenie homojądrowego transferu magnetyzacji polega na doborze odpowiednich przesunięć częstotliwości i kształtów impulsów, aby wystarczająco silnie wysycić związane spiny, w granicach bezpieczeństwa właściwej szybkości absorpcji dla MRI.
Najczęstszym zastosowaniem tej techniki jest tłumienie sygnału tła w angiografii MR w czasie lotu. Są również zastosowania w neuroobrazowaniu, szczególnie w charakterystyce zmian istoty białej w stwardnieniu rozsianym .
Szybkie echo wirowania
Szybkie echo spinowe (FAISE lub FSE, ref 65bis), zwane również echem turbo spinowym (TSE) to sekwencja, która powoduje szybkie czasy skanowania. W tej sekwencji kilka 180 impulsów o częstotliwości radiowej ponownego ogniskowania jest dostarczanych w każdym przedziale czasu echa (TR), a gradient kodowania fazowego jest na krótko włączany między echami. Sekwencja impulsów FSE/TSE powierzchownie przypomina konwencjonalną sekwencję echa spinowego (CSE), ponieważ wykorzystuje serię impulsów zmieniających ostrość o 180º po pojedynczym impulsie 90º w celu wygenerowania ciągu ech. Jednakże technika FSE/TSE zmienia gradient kodowania fazowego dla każdego z tych ech (konwencjonalna sekwencja wielu ech zbiera wszystkie echa w ciągu z tym samym kodowaniem fazowym). W wyniku zmiany gradientu kodowania fazowego między echami, wiele linii przestrzeni k (tj. etapów kodowania fazowego) można uzyskać w danym czasie powtarzania (TR). Ponieważ w każdym odstępie TR uzyskuje się wiele linii kodowania fazowego, techniki FSE/TSE mogą znacznie skrócić czas obrazowania.
Zdjęcie rentgenowskie przedstawiające podejrzenie uciskowego złamania podgłówkowego jako linię radiogęstości
Skan CT pokazuje to samo, nietypowe dla złamania, ponieważ kora jest spójna
65-bis - dr MELKI, RV MULKERN, LP PANYCH, FA JOLESZ. Porównanie sekwencji echa spinowego z metodą FAISE. J. Magn. Rezon. Obraz. 1991; 1:319-326.
65-ter dr MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Planarne częściowe echo RF metodą FAISE: Eksperymentalna i teoretyczna ocena artefaktów obrazu. Mag. Res. Med. 1992; 26:328-341.
65-Quatro - dr MELKI, FA JOLESZ, RV MULKERN. Częściowe obrazowanie planarne echa RF metodą FAISE: Równoważność kontrastu z sekwencjami echa spinowego. Mag. Res. Med. 1992; 26:342-354.
Tłumienie tłuszczu
Tłumienie tłuszczu jest przydatne na przykład do odróżnienia aktywnego zapalenia w jelitach od odkładania się tłuszczu, które może być spowodowane długotrwałą (ale prawdopodobnie nieaktywną) chorobą zapalną jelit , ale także otyłością , chemioterapią i celiakią . Techniki tłumienia tłuszczu na MRI obejmują głównie:
- Identyfikowanie tłuszczu na podstawie przesunięcia chemicznego jego atomów, powodującego różne przesunięcia fazowe zależne od czasu w porównaniu z wodą.
- Selektywne częstotliwościowo nasycenie piku spektralnego tłuszczu przez impuls „fat sat” przed obrazowaniem.
- Odzyskiwanie inwersji krótkiego tau (STIR), metoda zależna od T1
- Presaturacja spektralna z odzyskiem inwersji (SPIR)
Obrazowanie neuromelaniny
Metoda ta wykorzystuje paramagnetyczne właściwości neuromelaniny i może być wykorzystana do wizualizacji istoty czarnej oraz miejsca sinawego . Służy do wykrywania atrofii tych jąder w chorobie Parkinsona i innych parkinsonizmach , a także wykrywa zmiany natężenia sygnału w zaburzeniu depresyjnym i schizofrenii .
Niezwykłe i eksperymentalne sekwencje
Następujące sekwencje nie są powszechnie stosowane klinicznie i/lub znajdują się na etapie eksperymentalnym.
T1 rho (T1ρ)
T1 rho (T1ρ) to eksperymentalna sekwencja MRI, którą można stosować w obrazowaniu układu mięśniowo-szkieletowego. Nie ma jeszcze szerokiego zastosowania.
Cząsteczki mają energię kinetyczną, która jest funkcją temperatury i jest wyrażana jako ruchy translacyjne i obrotowe oraz zderzenia między cząsteczkami. Poruszające się dipole zakłócają pole magnetyczne, ale często są niezwykle szybkie, tak że średni efekt w długiej skali czasu może wynosić zero. Jednak, w zależności od skali czasu, interakcje między dipolami nie zawsze uśredniają się. W najwolniejszym ekstremum czas interakcji jest praktycznie nieskończony i występuje tam, gdzie występują duże stacjonarne zakłócenia pola (np. implant metalowy). W tym przypadku utrata koherencji określana jest jako „statyczna defaza”. T2* jest miarą utraty koherencji w zespole spinów, który obejmuje wszystkie interakcje (w tym defazowanie statyczne). T2 jest miarą utraty koherencji, która wyklucza defazję statyczną, wykorzystującą impuls RF do odwrócenia najwolniejszych rodzajów interakcji dipolarnych. W rzeczywistości istnieje kontinuum skal czasowych interakcji w danej próbce biologicznej, a właściwości ponownego ogniskowania impulsu RF można dostroić, aby zmienić ogniskowanie nie tylko na statyczną defazę. Ogólnie rzecz biorąc, szybkość zaniku zespołu spinów jest funkcją czasu oddziaływania, a także mocy impulsu RF. Ten rodzaj rozpadu, występujący pod wpływem RF, jest znany jako T1ρ. Jest podobny do rozpadu T2, ale z pewnymi wolniejszymi oddziaływaniami dipolarnymi, które są ponownie skupione, a także statycznymi, stąd T1ρ≥T2.
Inne
- Sekwencje odzyskiwania nasycenia są rzadko używane, ale mogą mierzyć czas relaksacji spin-sieć (T1) szybciej niż sekwencja impulsów odzyskiwania inwersji.
- Obrazowanie z kodowaniem podwójnej oscylacji (DODE) i kodowaniem podwójnej dyfuzji (DDE) to specyficzne formy obrazowania dyfuzji MRI, które można wykorzystać do pomiaru średnic i długości porów aksonów .