رفتن به مطلب

ارسال های توصیه شده

 [h=2]آنژیوگرافی[/h]

برخلاف تکنیک های تصویربرداری CT، دیده شدن خون جاری در MRI وابسته به عوامل زیادی است. خون در MRI هم به صورت تیره و هم به صورت روشن دیده می شود. عوامل سرعت، توالی پالس، انتخاب زمانهای TR و TE، ضخامت مقطع و ...، بر فرایند دیه شدن خون تاثیر دارند.

انواع حرکت و جریان

ماهیت جریان یکنواخت در یک لوله با معادله رینولدر بیان می شود. عدد رینولدز یک کمیت عددی بدون واحد است که از رابطه زیر به دست می آید:

ویستکوزیته)/ چگالی×سرعت×دانسیته Re= (

جریان لامینار: این نوع جریان در رگهای معمولی دیده می شود و پروفیل آن شلجمی است.

جریان پلاگ: این جریان جریان ایده ال است بطوریکه سرعت در راستای مجرا ثابت است و در نتیجه پروفیل سرعت کاملا صاف خواهد بود.

جریان اغتشاشی: این پدیده در رگهای غیر عادی مشاهده می شود (یعنی بعد از گرفتگی) یا در پیوستن دو شاخه زمانی که یک حرکت تصادفی از مواد مایع مشاهده می شود.

دیده شدن نرمال خون در MRI:

دیده شدن خون جاری در رگ را می توان در دو بخش سیگنال ضعیف (black blood) و سیگنال قوی(white blood) طبقه بندی کرد. دیده شدن خون به هر یک از دو حالت فوق تابع سه عامل مستقل از هم است. به این ترتیب که سه عامل سرعت زیاد، جریانهای اغتشاشی و ناهمفازی اسپین ها ایجاد کننده سیگنال ضعیف و سه عامل بازهمفازی اکوی زوج، هم زمانی دیاستولی و درخشش جریانی(FRE) ایجاد کننده سیگنال قوی است.

سیگنال ضعیف:

سرعت زیاد

در توالی پالس اسپین اکو، پروتن ها باید در معرض یک پالس RF 180 و 90 قرار بگیرند تا یک سیگنال بدهند. کاهش سیگنال با سرعت بالا با زمان پرواز TOF هنگامی اتفاق می افتد که پروتنهای در حال جریان به مدت کافی درون برش انتخاب شده باقی نمانند تا هر دو پالس RF را دریافت کنند. هرچه سرعت بیشتر باشد سیگنال کمتر می شود.

جریان اغتشاشی

در جریان اغتشاشی جریانهای تصادفی با مولفه های سرعت مختلف وجود دارند. در نتیجه هر یک از این مولفه ها، دارای فاز متفاوتی هستند که باعث فرونشاندن یکدیگر شده و در نتیجه هیچ سیگنالی ساخته نمی شود(حذف جریان). این اتفاق برای جریان با سرعت کم یا زیاد اتفاق می افتد.

غیرهمفازی

دلایل بسیاری برای غیر همفازی وجود دارد. یکی از مهمترین دلایل غیر همفازی، غیرهمفازی اکوی فرد نامیده می شود.

فعالیت گرادیان های تصویربرداری در هنگام جمع آوری سیگنال موجب می شود که سنگنالها شناخته شوند. این وضعیت برای پروتن های ساکن صادق است، ولی چنانچه موقعیت پروتن های متحرک در هنگام فعالیت گرادیانهای تغییر نماید، در آن صورت پروتن های متحرک نسبت به پروتن های ساکن دچار تغییر فاز شده و افزایش یا کاهش فاز می یابند که به اثر اسپین-فاز مشهور است.

فرکانس رزونانس این پروتن های متحرک از رابطه زیر بدست می آید:

. G. V. t ɣ = ω

چون ω فرکانس زاویه ای است که تغییرات فاز Φ را نسبت به زمان t نشان می دهد، پس تغییر فاز Φ می توان چنین حساب کرد:

½ ɣ G V t2 = Φ

این رابطه نشان می دهد که تعییر فاز پروتن های متحرک متناسب با سرعت، شدت گرادیان و مجذور زمان فعالیت گرادیان است و تغییر هر یک به طور مستقیم، تغییر فاز پروتن ها را به دنبال دارد. بر این اساس ورود جریان لایه ای به یک میدان مغناطیسی گرادیانی منجر به ناهمفازی پروتن ها و از دست رفتن سیگنال در اولین اکو همه اکوهای فرد در یک آرایه چند اکویی می گردد. ناهمفازی هنگامی رخ می دهد که پروتن های موجود در یک وکسل با سرعتی مساوی از میدان مغناطیسی گرادیانی عبور نمی کنند و در نتیجه با فرکانس های مختلف نوسان نموده و در فازهای مختلف قرار می گیرند.

سیگنال قوی

بازهمفازی اکوی زوج

در سکانسهای اسپین اکو و با انتخاب اکوهای متقارن چندتایی مثل 30، 60 ، 90، 120، مشاهده می شود که وقتی خون جاری با سرعت ثابت حرکت می کند، در اکوهای زوج مثل 60 و 120 پراکنش فازی کمتر و به عبارت دیگر افزایش سیگنال بیشتری نسبت به اکوهای فرد مثل 30 و 90 ایجاد می گردد. این افزایش سیگنال خون جاری در اکوهای زوج دوم و چهارم به بازهمفازی اکوی زوج موسوم است و کاهش سیگنال خون در اکوهای فرد اول و سوم، ناهمفازی اکوی فرد نامیده می شود که گرادیان فرکانس موجب بروز چنین رخدادی در نمایش خون در اکوها می گردد.

همزمانی دیاستولی

در طی یک دوره ضربان قلب، جریان در طول انقباض قلب سریعتر و در حین انبساط قلب کندتر است. بنابراین، در هنگام انبساط قلب، سیگنال داخل عروقی قویتری مشاهده می شود. هنگامی که از همزمان کردن تصویربداری با ضربان قلب استفاده می شود، هر برش از یک نقطه ثابت در دوره ضربان قلب بدست می آید.

درخشش جریانی (FRE)

این پدیده اغلب مربوط به اولین برش می باشد که جریان خون وارد آن می گردد. به همین خاطر FRE پدیده ورودی نیز نامیده می شود. FRE نوعی اثر TOF است که جریان خون تازه ای که وارد اولین برش می شود کاملا اشباع نشده است و بنابراین مغناطش کامل بدست می آورد. درحالیکه بافت ثابت مجاور آن بخاطر پالسهای RF قبلی تا اندازه ای اشباع شده است.

لینک به دیدگاه

تصویربرداری اکو صفحه ای (EPI):

در این بخش می خواهیم در مورد EPI سریعترین تکنیک موجود در MRI صحبت کنیم.

برخلاف دیگر تکنیکهای اسکن گیری سریع که از طریق نرم افزار موجود می تواند بدست آید، EPI تک مرحله ای نیازمند تطبیق سخت افزاری است. خصوصا گرادیانهای با قابلیت با که نیازمند خاموش و روشن سریع گرادیان هستند مورد نیاز است.

انواع EPI:

دو نوع EPI وجود دارد: EPI تک مرحله ای و EPI چند مرحله ای.

در EPI تک مرحله ای تمام خطوط در فضای k به وسیله چندین گرادیان معکوس پر م.ی شوند و اکوهای چند گرادیانی در یک مرحله جمع آوری سیگنال بعد از یک تک پالس RF یعنی در یک اندازه گیری یا تک مرحله تولید می شود. برای انجام داد این روش، گرادیان قرائت باید سریعا از بیشترین مقدار مثبت به بیشترین مقدار منفی معکوس شود. هر قطعه از گرادیان قرائت مربوط به خط Ky مجزا در فضای k است که در بالا یا زیر خط پایه پر می شود.

در روش قبلی گرادیان کدگذاری فاز به طور پیوسته بود. در نتیجه ناحیه تحت پوشش فضای k به صورت زیگ زاگ بود. که این امر باعث یروز آرتبفکت در تبدیل فوریه در مقایسه با فضای K روتین می شود. برای حل این مشکل گرادیان کد گذاری فاز وقتی که گرادیان قرائت صفر باشد اعمال می شود یعنی وقتی که موقعیت فضای k در انتهای دیگر محور kxاست. این تکنیک EPI پالسی نامیده می شود.

EPI چند مرحله ای:

در EPI چند مرحله ای، قرائت به چند مرحله یا قطعه تقسیم می شود. چون فضایk به چندین مرحله جمع آوری دیتا قطعه قطعه شده است، این تکنیک نیز EPI قطعه ای نامیده می شود.

مزایای EPI چند مرحله ای :

این تکنیک در مقایسه با EPI تک مرحله ای فشار کمتری روی گرادیانها ایجاد می کند.

در مقایسه با EPI تک مرحله ای زمان کمتری برای خطای فاز وجود دارد، لذا آرتیفکت قابلیت پذیرفتاری مواد دیامگنتیک کاهش می یابد.

معایب EPI چند مرحله ای :

EPI چند مرحله ای طولانی تر ای EPI تک مرحله ای است.

EPI چند مرحله ای بیشتر مستعد بروز آرتیفکت حرکتی است.

برخلاف اسپین اکوی معمولی که اطلاعات نمنه برداری در مدت یک گرادیان قرائت ثابت انجام می شود، در تکنیک های EPI تک مرحله ای نمونه برداری در طی گرادیان قرائت تناوبی با قطعات مثبت و منفی انجام می گیرد که موجب کامل شدن فضای k به صورت سینوسی یا زیگ زاگ شدن قرائت می شود. در مورد EPI پالسی خط سیر داخل برای اکوهای فرد است. در EPI چند مرحله ای جمع آوری اطلاعات در چندین قطعه به روش میان گذاری انجام می شود.

لینک به دیدگاه

اسپین اکوی سریع(FSE)

در این بخش می خواهیم در مورد اسپین اکوی سریع مواردی را ذکر کنیم. در ابتدا روشRARE (جمع آوری سریع سیگنالها با افزایش زمان استراحت) نامیده می شد. اما اغلب آنرا FSE یا اسپین اکوی سریع می نامند.

در بخش قبلی دیدیم که اسپین اکوی معمولی چگونه خطوط در فضای K با آن پر می شود. در این روش بلافاصله بعد از پالس RF90، یک FID شکل می گیرد. در یک زمان TE بعد از پالس 90 اول ( زمان TE/2 بعد از اولین پالس درباره متمرکز کننده 180، یعنی 17میلی ثانیه در مثال ما) اولین اسپین اکو را دریافت می کنیم. یک سری کامل از پالسهای متمرکز کننده 180 داریم که بعد از هر کدام اکوی بعدی را دریافت می کنیم. هر اکو مضربی از 17 میلی ثانیه است.

معمولا در این اسپین اکوی معمولی، معمولا دو اکو داریم، یعنی دو پالس RF180 اعمال می کنیم و مجددا یک اکمو از هر پالس می گیریم که هر کدام یک TE متفاوت دارد.به هر حال، همانطور کحه در یک توالی اسپین معمولی داریم، توانیم اکوهای زیادی داشته باشیم. در این مثال 8 توالی اکو داریم که همه آنها در زمان TR روی می دهند.

با هر TR در یک اسپین اکوی معمولی، یک تک مرحله کدگذاری فاز داریم. هر اکو به دنبال یک پالس 180بعد از اعمال گرادیان کدگذاری فاز در اسپین اکوی معمولی بدست می آید. هر اکو دارای فضای K خودش است و هر زمان که اکو می گیریم یک خط از فضای K را پر می کنیم.

مثلا با 8پالس180 که تولید 8 اکو می کند، 8 فضای K متفاوت و 8 تصویر متفاوت خواهیم داشت. اگر 256 مرحله متفاوت کدگذاری فاز داشته باشیم، همچنین 256زمان متفاوت نیز خواهیم داشت.

در نتیجه برای هر فضای Kدر اسپین اکوی معمولی، TR را 256با تکرار می کنیمو فضای K برای هر اکو را با 256خط متفاوت پر می کنیم. برای یک دنباله 8اکویی ، 8 تصویر متفاوت می گیریم.

 

[TABLE=class: multithumb]

[TR]

[TD]b_300_400_16777215_0___images_stories_news_Images_FSEa.gif[/TD]

[/TR]

[TR]

[TD=class: mtCapStyle]fast spin echo in MRI[/TD]

[/TR]

[/TABLE]

اسپین اکوی سریع(FSE):

با استفاده از یک مثال مشابه، می توانیم عملکرد FSE را ببینیم. اسپین اکوی سریع یک روش ظریف سات که از دستکاری اسپین اکوی معمولی بدست می آید. مجددا با یک سری 8 اکویی شروع می کنیم. (ETL=8) هر چند فقط یک فضای K خواهیم داشت، 8خط فضای K را در یک زمان پر می کنیم.

به جای داشتن 8 فضای Kجداگانه، یک فضا برای هر اکو، یعنی یک فضای Kبرای استفاده از تمام اطلاعات 8اکو خواهیم داشت. به اندازه زمان TR، 8خط رد فضای K خواهیم گرفت که هر خط برای یک اکو است. با TR بعدی، 8 خط بیشتر جمع خواهیم کرد بطریقی که یک خط برای هر اکو استفاده شود و آنها را در فضای Kقرار می دهیم.

برای هر TR، 8خط در فضای Kمنفرد را پرخواهیم کرد. از آنجائیکه 256خط در فضای K داریم چون در طی هر TR در حال پر کردن 8 خط از فضای K از یک تصویر هستیم، پس فرایند تکرار کردن برای پر کردن 256خط از فضای K، 32بار خواهد بود.

طول سری اکو(ETL):

ETL به تعداد اکوهای استفاده شده در FSE اشاره می کند. فاصله زمانی بین اکوهای متوالی یا (بین پالسهای 180 ) فاصله بین اکو(ESP) نامیده می شود. در FSE می توانیم فقط TEهایی را انتخاب کنیم که مضرب صحیحی از فاصله بین اکوها هستند(در این مثال میلی ثانیهESP=17) که آن را TE موثر (TEeff) می نامند. بنابراین در مثال ما میلی ثانیه 102=TEeff (6×17msec) است. بیاد داشته باشید که خطوط مرکزی فضای Kبیشترین کنتراست را دارند و هر چه از مرکز فضای Kدور شویم سیگنال کمتر می شود. بنابرایناگر فضای K را به 8 قطعه 32 قطعه تقسیم کنیم، قطعه مرکزی به اکوی ششم مربوط می شود. یعنی انطباق اکو با TEموثرانتخاب شده مساوی 102میلی ثانیه است. در FSE قبل از هر پالس 180 ابتدا یک مقدار متفوت از گرادیان کدگذاری فاز تنظیم می شود. برای هر پالس 180، TEموثر را انتخاب می کنیم(در این مورد 102) و از گرادیان کدگذاری از با کمترین قدرت استفاده می کنیم.

چون 256 اکو داریم که باید در 8 قطعه جای بگیرند و در هر قطعه 32 اکو داریم ولی ششمین اکو بیشترین سیگنال هستند زیرا در مرکز قرار دارند. افزایش سیگنالهایی که از اکو در 102 میلی ثانیه می آید بدلیل سیگنال بدست آمده از کمترین گرادیان فاز است و سیگنال در تمام اکوهای دیگجر کاهش می یابد، زیرا که این سیگنالها با افزایش گرادیانهای کدگذاری فاز بدست آمده اند.

نکاتی در مورد ETL:

اگر سرعت تصویربرداری زیاد شود ETL زیاد خواهد شد.

اگر ETL زیاد شود زمان تصویربرداری نیز کاهش خواهد یافت.

اگر ETL افزایش یابد ناحیه تصویربرداری کاهش خواهد یافت.

مزایای FSE:

زمان اسکن کاهش می یابد.

نسبت S/N ثابت می ماند.

سرعت افزایش می یابد لذا اجازه می دهد که تصویر با قدرت تفکیک بالا در یک زمان قابل قبول داشته باشیم.

آرتیفکت حرکتی کمتر خواهد بود.

دوباره همفاز شدن چندین پالس 180باعث می شود کحه به هم ریختگی ناشی از اجسام فلزی در تصویر FSE کمتر باشد.

تصویر FSE نسبت به یک مگنت با شیمینگ ضعیف حساس تر از تصویر SEاست.

معایب FSE:

ناحیه تصویربرداری یعنی کاهش تعداد برشها

میانگیری کنتراست

CSF در تصویر FSE با وزن دانسیته پروتون روشن تر است که ناشی از میانگین گیری تمام اکوها در فضای Kجداگانه است.

انتقال مغناطش(MT) موثر در FSE: MTC بطور غیر دقیق در FSE موجود است که به علت وجود پالس های چندتایی سریع 180 شامل فرکانسهای خارج از رزونانس است.

دیسکهای بین مهره ای نرمال در وزن T2 تصویر FSE در مقایسه با اسپین کاوی معمولی روشن نیستند که به علت تاثیر MT در FSE است و کنتراست را کاهش می دهد.

تاثیر پذیرفتاری مغناطیسی با اسپین اکوی معمولی کمتر خواهد بود.

چربی در وزن T2 تصویر FSE روشن است.

[TABLE=class: multithumb]

[TR]

[TD]b_300_400_16777215_0___images_stories_news_Images_sp461583fig2.jpg[/TD]

[/TR]

[TR]

[TD=class: mtCapStyle]fast spin echo image[/TD]

[/TR]

[/TABLE]

لینک به دیدگاه

توالی پالس (Pulse sequence ):

توالی پالس، مجموعه ای از پالس های RF است که در طی مطالعه MR بصورت تکراری اعمال می شود و پارامترهای زمان TE و TR در آن بکار می رود. این توالی به یک نمودار زمانی یا یک نمودار توالی پالسی وابسته است.

میدانیم که دو دلیل برای ناهمفاز شدن وجود دارد:

1- غیریکنواختی میدان مغناطیسی خارجی

2- تاثیر متقابل اسپین- اسپین

 

توالی پالسی اسپین اکو با یک پالس RF 180، غیر یکنواختی میدان مغناطیسی خارجی را از طریق همفاز کردن و متمرکز کردن اسپینها حذف می کند. اگر چه با استفاده از توالی پالس اکو می توان ناهمفازی ناشی از غیر یکنواختی های ثابت میدان مغناطیسی خارجی را حذف نمود ولی برهمکنش های اسپین-اسپین را نمی توان حذف کرد زیرا ثابت نیستند و بطور تصادفی نوسان می کنند.

[TABLE=class: multithumb]

[TR]

[TD]b_300_400_16777215_0_http___www.revisemri.com_images_ir.gif[/TD]

[/TR]

[TR]

[TD=class: mtCapStyle]توالی پالس[/TD]

[/TR]

[/TABLE]

دیاگرام پالس اسپین-اکو:

بردار مغناطش طولی بر اثر پالس 90به صفحه x-y منحرف می شود. سه بردار مغناطش متفاوت در حال چرخش در صفحه عرضی را در نظر بگیرید. هر یک از این سه بردار در محیط مغناطیسی اندکی متفاوت از همدیگر قرار گرفته اند. در ابتدا هر سه با هم همفازند و با فرکانس زاویه ای اولیه می چرخند. در شکل می بینید یک گروه از اسپینها را می بینیم که در معرض میدان مغناطیسی اولیه قرار دارند و این باعث می شود تا با فرکانس لارمور بچرخند. گروه اسپینهای مجاور در معرض میدان مغناطیسی اندکی بزرگتر قرار دارند و با فرکانس اندکی بزرگتر می چرخند. گروه بعدی در معرض میدان مغناطیسی اندکی کوچکتر هستند و فرکانس چرخش آنها کوچکتر است. بعد از پالس 90 اسپینها شروع به ناهمفاز شدن نسبت به یکدیگر می کنند. سرانجام بردار سریع و بردار کند، 180 تغییر فاز داده و یکدیگر را حذف می کنند.

ولی متوان در یک زمان مشخص Ƭ بعد از پالس 90 وقتی اسپینها ناهمفاز شدند، یک پالس 180 اعمال می شود. حال همه اسپینها 180در صفحه x-y منحرف شده و به چرخش خود ادامه می دهند؛ اما در جهت مخالف. ما یک پالس RF180 اعمال می کنیم. سپس یک زمان طولانی TR صبر می کنیم می بینیم که FID بر اثر T2*خیلی سریع ناهمفاز می شود. T2* با عیر یکنواختی میدان مغناطیسی خارجی و برهمکنش اسپین-اسپین ارتباط دارد. بعد از زمان Ƭ پالس متمرکز کننده 180 را اعمال می کنیم. بعد از زمان مساویƬآنها دوباره کاملا" همفاز شده و سیگنال به بیشترین مقدار می رسد. پس هدف از پالس 180 حذف تاثیرات ناهمفازی ناشی از غیر یکنواختی میدان مغناطیسی خارجی است. این کار با دوباره همفاز شدن اسپینها در زمان اکو TE انجام می شود.

1- زمان Ƭ زمان بین پالس 90 و پالس 180 است.

2- زمان Ƭ همچنین زمان بین پالس RF 180 و نقطه ای است که دوباره همفاز شدن اسپینها به حداکثر می رسد یعنی اکو.

3- Ƭ2 را زمان تاخیر اکو یا TE می نامیم. TE مدت زمان بعد از پالس 90 است که دوباره بیشترین سیگنال را داریم.

4- پالس 180 را پالس دوباره متمرکز کننده یا دوباره همفاز کننده refocusingمی نامیم.

 

البته می توان یک پالس 180 دیگر را به این توالی اضافه کنیم. و در این زمان به جای یک پالس 180 ، پالس 180 بعد از پالس 90 خواهیم داشت.

 

کنتراست بافت در اسپین اکو به طور عمده وابسته به TR و TE است. سه نوع کنتراست بافت وجود دارد:

T1W،T2W و PDW.

لینک به دیدگاه

مگنت دائمي (Permanent magnet):

طرح مگنت هاي ساده ترين روش در ساخت يك ميدان مغناطيسي است. اين مگنت ها از بلوك ها يا واحدهاي بزرگي از موادي كه در ساخت مگنت هاي ساده نعل اسبي به كار مي روند، تشكيل شده اند كه به صورت دو قطب مغناطيسي با سطح مقطع دايره اي شكل و با فاصله تقريبي 50 سانتي متر در مقابل يكديگر قرار گرفته اند.

ميدان مغناطيسي ايجاد شده بين دو قطب، بدون نياز به هرگونه منبع انرژي جهت برقراري و پايداري اين ميدان و نيز بدون نياز به هرگونه سيستم خنك كننده اي، مي تواند مورد كاربرد كلينيكي واقع شود و نام دائمي نيز مبين همين ميدان پايدار و غير قابل انقطاع است. اين نوع با توجه به دلايل ذكر شده، قيمت پائين تري داشته و از هزينه پشتيباني- نگهداري كمتري نيز برخوردارند و نصب آنها نيز برخلاف سيستم هاي ابررسانا ساده مي باشد.

آهن، كبالت و نيكل نمونه اي از اجسام مورد استفاده در توليد مگنت هاي دائمي مي باشند. عموميترين ماده مورد استفاده جهت توليد مگنت هاي دائمي آلياژي از آلمينيوم، نيكل و كبالت است كه به alnico معروف است.

مگنت مقاومتي(Resistive magnet):

در اين نوع مگنت، سيم هاي حاوي جريان الكتريكي، ميدان مغناطيسي متناسب با مقدار جريان عبوري ايجاد مي نمايند. چنانچه سيم ها به شكل حلقه پيچيده شوند، ميدان مغناطيسي ايجاد شده در امتداد محور طولي سيم پيچ (سالنوئيد) خواند بود ، كه به همين جهت الكترومگنت ناميده مي شوند. در مگنت هاي ابررسانا و مقاومتي كه اغلب به مگنت هاي با طرح سالنوييدي شناخته مي شوند، ميدان مغناطيسي ايجاد شده از حلقه هاي سيمي، تشكيل يك ميدان سالنوييدي شكل را مي دهند و علت انتخاب چنين طرحي، ايجاد ميدان يكنواخت درون سالنوييد به منظور تهييج مناسب پروتون ها و نيز جلوگيري از ايجاد آرتيفكت هاي احتمالي ناشي از تغييرات شار و يكنواختي ميدان است كه بر كيفيت تصوير اثرات بسيار نامطلوبي ايجاد مي نمايند. مگنت هاي مقاومتي به دو گونه ساخته شده اند:

 

  • Air core resistive
  • Iron core resistive

مگنت ابررسانا(Superconductive magnet):

در طبيعت موادي وجود دارند كه در دماي بسيار پايين (نزديك صفر مطلق) تقريبا هيچ مقاومتي در برابر عبور جريان الكتريكي از خود نشان نمي دهند كه به اين مواد ابررسانا گويند. برخي فلزات مثل حيوه و آلياژهايي مثل نيبيوم- تيتانيوم، نيوبيوم- قلع و واناديوم- گاليوم. مقاومت الكتريكي خويش ار در دماهاي بسيار پائين از دست داده و ابررسانا مي شوند. به دمايي كه هر ماده ابررسانا در آن به خاصيت ابررسانايي رسيده و هيچ مقاومتي در برابر جريان ندارد، دماي بحراني گويند. در اغلب مگنت هاي ابررسانايي رسيده و هيچ مقاومتي در برابر جريان ندارد، دماي بحراني گويند. در اغلب مگنت هاي ابررساناي كلينيكي از نيوبيوم- تيتانيوم استفاده مي شود. اين آلياژ در 10 درجه كليوين بدن حضور ميدان مغناطيسي خارجي به حالت ابررسانايي مي رسد. در نتيجه مگنت هاي ابررسانا در دمايي كه هليوم مايع فراهم مي نمايد، فعال هستند. از لحاظ ساختار، اين مگنت ها مشابه مگنت هاي مقاومتي هستند كه در آنها از الكترومگنت هاي سالنوييدي استفاده شده است.

مگنت هاي ابررسانا از استوانه هايي از جنس فايبرگلاس يا آلمينيوم همنره با تعداد زيادي سيم پيچ از جحنس آلياژ مزبور جهت ايجاد كره ايده ال ساخته شده اند و هليوم مايع به صورت يك پوشش، درجع حرارت سيم ها را نزديك به صفر مطلق ثابت نگه مي دارد. از آنجا كه هليوم مايع بسيار گران قيمت است، براي كاهش تبخير آن از لايه عايق كنندهاي از نيتروژن مايع كه ارزان قيمت استريال استفاده مي شود. به مايعات موجود در خنك كننده كه وضعيت ابررسانايي را حفظ مي نمايند، خنك ساز گويند.

چنانچه به علت بالا رفتن دماي سيستم ، حالت ابررسانايي از بين رود، سيستم به اصطلاح خاموش شده يا Quench كرده است. اين پديده حاصل قطع سريع ميدان مغناطيسي و آزاد شدن گرما و نيز تبخير ناگهاني هليوم و مايعات خنك كننده است. حذف ميدان ظرف 20 تا 60 ثانيه رخ مي دهد، ولي خطر خاصي براي بيمار اتفاق نمي افتد. به همين دليل، اغلب مكنت هاي ابررسانا داراي محفظه اي بزرك در بالاي مكنت براي جمع آوري گاز به هنگام وقوع ناگهاني خاموشي هستند.

لینک به دیدگاه

سقراط برای نخستین بار در 3000 سال پیش از میلاد مسیح مفهوم اتم به معنی « برش نیافته » را به کار برد.

new%20mri.jpg

 

یونانی ها اولین کسانی بودند که از جذب یا دفع اجسام به وسیله نیروهایی نامرئی که ما امروزه آنها را الکتریسیته ساکن می نامیم به شگفت می آمدند. آنها ابتدا متوجه شدند که اگر یک تکه کهربا به پوست خزه مالیده شود می تواند ذرات یا اشیاء بخصوصی را جذب نماید. واژه کهربا ( Amber ) نیز ترجمه الکترون می باشد.

در شهر ماگنزیا در آسیای صغیر ( ترکیه )،‌ نیز مردم متوجه شدند که اگر برخی از سنگها بر روی محور خود قرار بگیرند بالافاصله به حالت اولیه خود تغییر جهت می دهند. آنها از این ساختمانهای مغناطیسی که امروزه به نام لوداستون (Lodestones) معروف است در امر دریانوردی، مراسم مذهبی و اهداف جادویی استفاده می کردند. واژه مغناطیس نیز از نام همین شهر ماگنزیا گرفته شده است.

اصول ریاضی MRA که امروزه برای ترجمه سیگنالهای MR به موقعیتهای فضایی ( location spatial ) بکار می رود اولین بار توسط فوریه در 200 سال قبل مطرح گردید. فوریه که فرد بسیار باهوشی بود زمانی این روند ریاضی بسیار پیچیده را معرفی کرد که در خدمت امپراطوری ناپلئون بود. نیاکان ما در قبل از میلاد مسیح اولین افرادی بودند که ارتباط بین الکتریسیته ( جریان الکترونیکی ) و مغناطیس را به صورت تئوری بیان نمودند. البته این ارتباط تا 2000 سال بعد به صورت نهفته باقی ماند تا اینکه در سال 1819، هانس کریستین اورستد به طور تصادفی متوجه شد که عقربه قطب نما در کنار یک بارالکتریکی منحرف می شود و نتیجه گرفت که الکتریسیته می تواند میدان مغناطیسی به وجود آورد.

دوازده سال بعد مایکل فاراده ثابت نمود که عکس این قضیه هم صادق است،‌ یعنی مغناطیس هم می تواند الکتریسیته الکتریسیته را به وجود آورد. این مسئله باعث تبیین قانون القای مغناطیسی فاراده شد. این قانون نه تنها اساس سیگنالهای MR را تشکیل می دهد بلکه به عنوان پیش زمینه ای برای رشته نوین الکترومغناطیس نیز طرح گشت.

فاراده متوجه شد که اگر میدان مغناطیسی را از میان یک سیم پیچ الکتریکی و با زاویه 90 درجه عبوردهیم می توان ولتاژ و شدت جریانی را در سیم پیچ القاء کرد . او همچنین اظهار داشت که در صورتی می توان القای مغناطیسی را به طور پیوسته ایجاد کرد که میدان مغناطیسی ( یا شدت جریان ) قطع و وصل شده یا به صورت پالسی درآید. به همین دلیل بسیاری از افراد، مایکل فاراده را به عنوان پدر علم الکتریسیته می شناسند.

در دهه 1860 جیمز کلرک ماکسول (Jamesclark Maxwel ) اسکاتلندی متوجه این نکته شد که خطوط نیروهای مغناطیسی را می توان به صورت ریاضی بیان نمود. برخی از معادلات ماکسول ثابت می کند که میدانهای مغناطیسی و الکتریکی با یکدیگر زاویه 90 درجه می سازند. او همچنین نشان داد که میدان مغناطیسی القا شده به صورت فنری (Spiral) و عمود در خلاف جهت جریان الکترونی که آنرا می سازد حرکت می کند و سرعت آن در خلا نیز برابر سعرت نور یعنی m/s 8 10 * 3 می باشد.

ماکسول همچنین سرعت و جهت امواج الکترومغناطیس را محاسبه و علاوه بر امواج ماوراء بنفش و مادون قرمز وجود سایر امواج را نیز پیشگویی کرد. هشت سال بعد هانریش هرتز ( Hanrish Hertz) آلمانی به وجود امواج نامرئی الکترومغناطیسی پی برد و اذعان نمود که تمام امواج مذکور را می توان بر اساس مقدار فرکانسشان مشخص نمود. از آن پس، طیف امواج الکترومغناطیس و طبقه بندی انرژی امواج بر اساس خصوصیتشان مورد توجه قرار گرفت.

تمام این حوادث وضعیت را برای آقای ویلهم کنراد رونتگن ( Wilhelmkonrad Rontgen ) فراهم آورده بودند تا او اشعه ایکس را کشف کند. این اشعه جزو امواج الکترومغناطیس و با فرکانس بالا می باشد. بعد از او در سال 1986 نیز فردریک ژولیه ( Fredric Joliot ) و ماری کوری (Mari Curic) اشعه گاما را کشف کردند. با کشف آنها این مسئله روشن شد که انرژی امواج با فرکانس بالا را می توان تشخیص و اندازه گیری نمود. همچنین آسیبهای بیولوژیکی این تشعشعات نیز به اثبات رسید.

با شروع قرن بیستم، عصر اتم نیز آغاز شد. فیزیکدانها و دانشمندان زیادی، قسمتی از روشهای NMR و MRI را پی ریزی کردند که از مهمترین آنها می توان به شخصیتهای زیر اشاره نمود:

1905 آلبرت انیشتین : اصل بقای انرژی E=mc2 که مبین یکسان بودن جرم و انرژی است.

1911 ارنست راترفورد: هسته اتم را مشخص نمود.

1911 جی.جی تامپسون : وجود الکترون را اثبات نمود.

1913 نیلز بور : خواص و شکلهای هندسی الکترون را تعریف کرد و پنجره ای را بر روی فیزیک کوانتوم گشود. او اتم را به منظومه شمسی تشبیه نمود.

اتواسترن: روشی را برای اندازه گیری دو قطبی های مغناطیسی ابداع کرد.

ولفانگ پاولی: اصطلاح تشدید مغناطیسی هسته ای را متداول نمود.

ایرودور اسحاق رابی: اولین آزمایش تشدید مغناطیسی هسته ای را انجام داد.

جنگ جهانی دوم

آلبرت انیشتین که در آن زمان فیزیکدان مشهوری نبود، معادل بودن انرژی و ماده را مطرح و ثابت می کند که این دو، تظاهرات مختلفی از یک چیز می باشند. » تئوری نسبیت » مشهور او یکسان بودن جرم و انرژی را معرفی نمود. البته تئوری نسبیت انشتین برای سالها مسکوت باقی ماند. زیرا اولاً دستگاه ها و وسایل مجهزی برای اثبات آن وجود نداشت و ثانیاً دیدگاه های تئوریک و علوم آن زمان برای اثبات یا نفی آن کافی نبود. یکی از دستاوردهای فرمول انشتین ( E=mc2) که باعث شد تا عصر انرژی تمام ابعاد تأسف باری به خود بگیرد. هنگامی بود که انشتین در سال 1932 نامه ای را به رئیس جمهور وقت « رزولت» نوشت و او را از قدرت خارق العاده اتم آگاه کرد. به این ترتیب روزولت نیز متقاعد می شود که مقدار اورانیومی به اندازه یک توپ گلف می تواند مقدار انرژی معادل چند میلیون پوند ذغال سنگ داشته باشد و به همین دلیل، کمیته پروژه منهاتن (Manhatan) را برای انجام تحقیقاتی جهت ساخت بمب اتم پایه گذاری می کند. پنج سال بعد یعنی در ششم آگوست 1945 بمب اتم که حاصل آن تحقیقات بود بر روی شهر هیروشیمای ژاپن فرود آمد.

پس از جنگ جهانی دوم

برخی از پیشرفتهای تکنولوژی که در جنگ جهانی دوم اتفاق افتاد به عنوان پیش زمینه هایی برای تصویربرداری از انسان مورد استفاده قرار گرفت. به عنوان مثال از امواج صوتی که برای پیدا کردن زیر دریایی های غرق شده استفاده می شد در سونوگرافی و از انرژی اتمی در تصویربرداری پزشکی هسته ای استفاده گردید.

در سال 1946 دو فیزیکدان آمریکایی به نام فلیکس بلوچ (Flexi Bloch) و ادوارد پارسل (Adward Purcell) که به طور جداگانه بر روی اتمها کار می کردند متوجه شدند که اگر لوله آزمایشی را که محتوی ماده ای خالص می باشد با امواج مغناطیسی انرژی دار کرده و مورد بمباران امواج RF قرار دهند، اتمها تهییج شده و سپس با طیفی که متناسب با اتمها مورد آزمایش است شروع به پاسخ دادن می کنند.

آنها این سیگنالها را آشکار کرده و بر اساس مقدار فرکانسشان که به صورت تصاویر اسپکتروسکپی ثبت نمودند به این ترتیب بنیان تشدید مغناطیسی هسته ای که مقدمه ای بر MRI بود گذاشته شد.

این کشف در ابتدا کاربردهای صنعتی داشت. امروزه می توان فرکانس اجزای مولکولی یک ماده ساده را مورد تجزیه و تحلیل قرار داد. ( سرانجام بلوچ و پارسل موفق به اخذ جایزه نوبل سال 1952 شدند).

در مدت 25 سال پس از این کشف ، بیش از هزار دستگاه NMR ساخته و هزاران متخصص اسپکتروسکپی روانه عرصه بین المللی شدند و بدین ترتیب اسپکتروسکپی پیشرفت کرد. محققین ، انواع و اقسام آزمایشها و تجزیه و تحلیلهای NMR را به صورت In vitro انجام دادند. اما بکارگیری آن برای تصویربرداری از بدن انسان از لحاظ آنها نه تنها غیر ممکن بلکه امری بسیار احمقانه بود.

MRI_lab.jpg

دکتر ریموند دامادین (Raymond Damadian)

در سال 1970 پزشک و فیزیک دان آمریکایی به نام دکتر ریموند نامادین که فردی بسیار فهیم و آینده نگر بود تصمیم گرفت اسکنری را برای تصویربرداری از بدن انسان بسازد. و همین مسئله ، نقطه عطفی را در دنیای تصویربرداری به وجود آورد. او در آزمایشهای خود،‌ سلولهای بدخیم را از طریق جراحی وارد بدن موشها نمود و سپس آنها را مورد آزمون NMR قرار داد. دامادین متوجه شد که بافت توموری موشها به تحریک مغناطیسی پاسخ می دهد و اگر موشها را با یک پالس تشدید کننده بمباران کند هنگامی که گشتاور دو قطبی های مغناطیسی به حالت تعادل و آرامش می رسند هر یک از بافتهای سالم و توموری یک نوع سیگنال خاص خود را منتشر می کنند.

این سیگنالها بر حسب اینکه مربوط به بافتهای سالم یا ناسالم باشند می توانند کنتراست خاصی را بر روی تصویر ایجاد کنند. همین مسئله باعث شد تا فکر ساخت دستگاه تصویربرداری به مغز وی خطور کند. البته سالها قبل از دامادین،‌ فلیکس بلوچ، اصطلاحات T1، 2 T را برای نشان دادن مقدار زمانهای استراحت بکار برده بود.

دکتر دامادین در اوایل دهه 1970 متوجه شد که ساختمان آب در تصویربرداری MRI عنصری بسیار حیاتی است. زیرا هر مولکول آب در واقع یک دو قطبی بسیار قوی است ( قطب شمال و جنوب ) علت آن است که الکترونهای مدار هیدروژن زمان بیشتری را در مدارهای اطراف اتم اکسیژن می گذارنند این وضعیت باعث ایجاد یک منبع قوی برای تولید سیگنالهای MR می شود. دامادین ثابت کرد سیگنالهای فوق را می توان به صورت تصویری مخصوص، آشکار کرد و ثبت نمود.

دامادین به ارزش تشخیصی این اشعه مغناطیسی القا شده پی برد. او و همکارانش جهت تصویربرداری کل بدن انسان ( Whole body ) مدت 7 سال را برای طراحی و ساخت اولین اسکنر MRI صرف کردند. پس از فراز و نشیبهای فراوان بالاخره درروز سوم ژولای 1977 اولین تصویر دانسیته پروتون (Poroton density) از بدن انسان تهیه شد.

تصویربرداری فوق که به صورت اگزیال بود به مدت 4 ساعت و 45 دقیقه طول کشید. در این آزمون بیمار بایستی در هنگام تصویربرداری از لحاظ فیزیکی 106 مرتبه بر روی یک تخت حرکت داده می شد تا تهییج فضایی (Spatital excitation ) صورت می گرفت. طبقه گفته خود دکتر دامادین، چیزی که او را در این مدت 7 سال یاری می داد تنها قدرت و ایمان مذهبی درونیش بود.

دکتر دامادین نام اولین اسکنر خود را سرکش ( Indomitable ) گذاشت که در واقع نشان دهنده عزم، بی باکی و خستگی ناپذیری او در ساخت دستگاه مذکور بود. این دستگاه اکنون در مرکز تکنولوژی اسمیتسون واشنگتن (Smithson institute of technology ) قرار دارد.

دکتر پل لاتربور ( PAUL LAUTERBUR.Ph.D )

b_150_100_16777215_0_http___titan.ijs.si_MRI_images_whole_body_magnet.jpg

دکتر لاتربود در حیطه اسپکتروسکپی با لوله های آزمایش دارای موفقیتهای چشمگیری بود. اما نمی توانست مسئله ضروری بودن خلوص ماده را برای بدست آوردن تجزیه اسپکتروسکپی نادیده بگیرد. او می دانست که با استفاده از اصول NMR می توان یک سری راهکارهای عملی جهت تهییج قسمتهایی از نمونه مورد آزمایش ارائه داد، سرانجام او به این نتینجه رسید که اگر بتوان میدان مغناطیسی گرادیان دار ضعیف و کنترل شده ای را بر روی میدان مغناطیسی استاتیک (Static) قویتری همپوشان کرد، آنگاه می توان برشی از نمونه با همان مقدار فرکانس را مجزا نمود، سیگنالهای آنرا آشکار کرد و نهایتاً به صورت یک تصویر درآورد. برای اثبات این اندیشه، او به مدت چند هفته تحقیقات و آزمایشهای طاقت فرسایی را انجام داد و بالاخره متقاعد شد که :

1- بااستفاده از سیگنالهای NMR می توان برش مغناطیسی را به وجود آورد.

2- مقدار این سیگنالها جهت بکارگیری اصول انتقال فوریه (FT) برای تشکیل تصویر کافی است.

3- برای بهبود کیفیت تصاویر، باید میدان مغناطیسی به اندازه کافی یکنواخت باشد.

در سال 1972 دکتر لاتر بور به منظور تصویربرداری از قسمتهای دلخواه حیوانات و گیاهان مختلف، گرادیانهای Gx و Gy و Gz را طراحی و از آنها استفاده نمود و بدین ترتیب قسمتی از وظیفه دشوار امتزاج و تکمیل سه تئوری فوق الذکر را به انجام رساند.

در سال 1988 رونالد ریگان ( Ronald Reagan ) رئیس جمهور وقت آمریکا، نشان ملی تکنولوژی (National Medical of Technology ) را به دکتر دامادین و دکتر لاتربور، تقدیم کرد. این جایزه که ارزنده ترین جایزه ملی امریکا محسوب می شود به دلیل سهم قابل توجه آنها در ارتقای تکنولوژی و گسترش رفاه ملی تقدیم ایشان گردید.

دانشمندان و فیزیکدانهای سراسر جهان نیز تحقیقاتی را به طور مداوم انجام می دهند و دانش پیشینیان خود را بهبود می بخشند. دنیای MRI مرهون افراد بیشماری است که از برجسته ترین آنها می توان به افراد زیر اشاره کرد.

دهه 1950 : دکتر اروین هان (Ervin Hahn): به خاطر کشف پالس سکانس اسپیناکوی هان کشف او چنان دگرگون کننده بود که نمی توان آن را با سایر کشفیات مقایسه نمود. او هم اکنون در دانشگاه برکلی (Brekeley) است.

دهه 1960: دکتر ارنست (R.R.Ernst) : او با ابداع محور مختصاف فاز (Phase) و فرکانس (Frequency) بر روی شبکه ماتریکس MR، حساسیت آشکارسازی سیگنالهای MRI را افزایش داده و همینطور از تبدیل فوریه در روند تصویربرداری فضایی (Spatital imaging process) استفاده نمود. علاوه بر آن، حساسیت و تعادل بین زاویه چرخش (Flip angle) را افزایش داد. قابل ذکر است که زاویه چرخش، اساس تصویربرداری سریع را تشکیل می دهد. دکتر ارنست هم اکنون در شهر زوریخ سوئیس زندگی می کند.

دهه 1980: سرپیتر هانسفیلد (Sir peter Mansfield ): هانسفیلد اهل ناتینگهام انگلستان بوده و به دلیل کشف تصویربرداری گرادیان اکو در مقابل تصویربرداری مولتی اکو مشهور است. تصویربرداری گرادیان اکو مقدمه ای ضروری برای تصویربرداری MRI به طریق Real time می باشد. سرپیتر هانسفیلد به دلیل سهم زیادی که در تصویربرداری MRI داشت از طرف ملکه الیزابت دوم مفتخر به دریافت لف شوالیه (Knighte) شد.

وضوح

بلافاصله بعد از ابداع سیستم MRI دستگاه های مذکور با سرعتی بی سابقه طراحی و ساخته شدند و بدین ترتیب دامادین و لاتربور توانستند افراد بیشتریرا نسبت به این سیستم خوشبین نمایند. امروزه بیش از دو هزار دستگاه MRI در ایالات متحده امریکا و تقریباً‌ همین مقدار در دیگر کشورها وجود دارد. در ابتدا دستگاه های MRI تنها در ایالات متحده ساخته می شدند اما طولی نکشید که این صنعت به سایر نقاط جهان نیز کشیده شد.

هر یک از صادر کنندگان دستگاه های MRI نیز می خواستند که در بازار رقابت،‌ موفقیت بهتری را بدست آورند و بدین ترتیب بازار رقابت بین المللی MRI گرم شد و در نتیجه ان اصطلاحات جدید و واژه های گیج کننده به حوزه تکنیکی آن وارد شد. اپراتورها نیز در ابتدا با مشکلات زیادی توانستند زبان MRI را تثبت کنند.

در نهایت، با افزایش تولید دستگاه های MRI و پراکندگی زیاد آن در سراسر کشور ایالات متحده، شکاف بین بخش صنعت و مرکز تصویربرداری MRI زیاد شد. سازندگان دستگاه های MRI برنامه های آموزشی پر سرو صدایی را به مدت یک تا دو هفته برای کارکنان ثابت MRI ترتیب دادند اما برخی از آنها هیچگونه آشنایی بامشاغل بهداشتی نداشتند. مشکلاتی که در رابطه با پروتکل ها و مسائل حفاظتی پیش می آمد معمولاً‌ از طریق تلفن به نزدیک ترین اداره مرکزی کارخانه سازنده اطلاع می دادند و پاسخ می گرفتند. حتی با تجربه ترین اپراتورها نیز نمی توانستند که در هنگام مواجه با بیماران مبتلا به هیجانهای کلاستروفوبیا ( تونل ترسی ) چگونه از کامپیوتر استفاده کنند و یا در چه مواردی باید کنتراست تصویر را برای مشاهده ضایعه ای خاص افزایش دهند.

امروزه قدرت مغناطیسی دستگاه های MRI را در سه سطح ضعیف، متوسط و قوی می سازند که هرکدام دارای مزایا و نقص های خاص خود می باشند اما با ابداع مواد حاجب تزریقی، دستگاه های MRI فوق هادی ( Super conducting ) با قدرت مغناطیسی بالا به عنوان مطلوب ترین روش تصویربرداری برای مشاهده ضایعات عصبی مطرح شدند. این مواد حاجب به منظور افزایش کنتراست تصاویر ساخته شده و در سال 1988 مورد تایید FDA قرار گرفتند.

پیشرفتهایی که در زمینه های الکترونیک و نرم افزارهای کامپیوتری MRA اتفاق افتاده باعث شد تا موارد کاربرد تصویربرداری نیز افزایش پیدا کند. به عنوان مثال امکان تصویربرداری از عروقی که به نام آنژیوگرافی تشدید مغناطیسی یا MRA معروف است فراهم شد. البته با وجود اینکه MRA هنوز در مراحل ابتدایی خود می باشد اما موضوعی است که علاقه و نظر بسیاری از افراد را به خود جلب کرده و در برخی موارد به عنوان راه حل نهایی انتخاب می شود. به طور کلی امروزه سیستم های تصویربرداری به طرف تصویربرداری غیرتهاجمی از شبکه عروقی بدن پیش می روند. این نوع تصویربرداری ها قادرند که آناتومی عروق مغزی را نشان دهند و همینطور میزان جریان خون آنها نیز محاسبه می نمایند. در حال حاضر چند نوع تصویربرداری MRA وجود دارد که از مهمترین آنها می توان به دو تکنیک (TOF) Time of Fight و Phase contrast اشاره نمود. با بکارگیری صحیح گرادیان اکو (gradient echoes ) ،‌ پیش اشباع (Presaturation ) اسکن سریع (fast scan)، پالس spoliter reminder و پالس آماده کننده (Preparatory Pulses) می توان کیفیت تصاویر را افزایش داد.

برگرفته از کتاب جامع رادیولوژی

لینک به دیدگاه

مغناطیس (magnetism)

هر ذره بارداری در حال حرکت، یک میدان مغناطیسی ایجاد می کند.

میدان مغناطیسی یک ذره باردار، مثل یک الکترون درحال حرکت، عمود بر مسیر حرکت ذره است. شدت میدان مغناطیسی به وسیله خطوط فرضی بیان می شود اگر حرکت ذره یک مسیر بسته باشد، همانند الکترون که به دور هسته می چرخد خطوط میدان مغناطیسی بر صفحه حرکت ذره عمود خواهند بود. الکترونها همچنین بدور یک محور درجهت عقربه های ساعت ویا خلاف عقربه های ساعت، می گردند.

این چرخش یک ویژگی از الکترون را به نام اسپین (spin) به وجود می آورد. اسپین الکترون یک میدان مغناطیسی را بوجود می آورد که اگر در هر لایه از اتم، یک زوج الکترون وجود داشته باشد، این میدان خنثی می گردد. خطوط میدان مغناطیسی همیشه حلقه های بسته ای هستند. این خطوط همانند میدان الکتریکی نقطه شروع و پایان ندارند. چنین میدانی دو قطبی (bipolar / dipolar) نامیده می شوند.

این میدان همیشه یک قطب شمال ویک قطب جنوب دارد. مغناطیس کوچکی که به وسیله اسپین الکترون بوجود می آید، دیپلهای مغناطیسی ( magnetic dipole)نامیده می گردد. چنین دیپلهایی با هم می توانند یک محدوده مغناطیسی ( magnetic domain) را بوجود می آورند.

نفوذ پذیری مغناطیسی (magnetic permeability):

نفوذ پذیری مغناطیسی توانایی ماده است برای جذب خطوط شدت میدان مغناطیسی

* طبقه بندی مواد مغناطیسی (classification of magnets)

مواد مغناطیسی براساس منشا خاصیت مغناطیسی طبقه بندی می گردند.

سه نوع کلی از مواد مغناطیسی وجود دارند: مواد مغناطیسی طبیعی، مواد مغناطیسی که بطور مصنوعی خاصیت مغناطیسی دائمی را دارا شده اند و مواد الکترو مغناطیس.

بهترین مثال مواد مغناطیسی طبیعی (natural magnet) ، کره زمین است. زمین دارای میدان مغناطیسی است، چون زمین به دور یک محور می چرخد.

مواد مغناطیسی دائمی (permanent magnet) که بطور مصنوعی ساخته می گردند به شکلها و اندازه های گوناگونی ساخته می گردند که عمدتاً از جنس آهن هستند. این مواد بوسیله قرار دادن آهن دریک میدان مغناطیسی الکتریکی ساخته می گردند.

مواد الکترومغناطیس تشکیل شده اند از یک سیم که بدور یک هسته آهنی پیچیده شده است (Electromagnet).

هنگامی که جریان الکتریکی از سیم عبور داده می شود، یک میدان مغناطیسی ایجاد می گردد که شدت این میدان وابسته به جریان عبوری از سیم است.

تمام مواد می توانند طبق عکس العملهایشان درمقابل یک میدان مغناطیس خارجی طبقه بندی گردند.

برخی ازمواد هنگامی که در داخل یک میدان مغناطیسی برده میشوند، بی تاثیر می مانند چنین موادی را دیامغناطیس (diamagnetic) گویند. این مواد را نمی توان بطور مصنوعی مغناطیسی کرد و ضمناً این مواد جذب میدان مغناطیسی نمی گردند. مثالهایی از این مواد می توانند چوب، شیشه و پلاستیک باشند. مواد فرومغناطیس ( Ferromagnetic) که آهن (iron)، کبالت (cobalt) و نیکل (nickel) هستند، به شدت جذب میدان مغناطیسی می گردند و ضمناً می توانند تحت تاثیر یک میدان مغناطیسی، به مواد مغناطیسی دائمی تبدیل گردند. یک آلیاژ از آلومینیوم، کبالت و نیکل که آلنیکو ( Alnico) نامیده می گردد، یک ماده مغناطیسی مفیدتری نسبت به آهن و کبالت و نیکل دراین گروه از مواد مغناطیسی است و بیشتر استفاده می گردد. مواد پارامغناطیس (paramagnetic) تاحدی بین مواد فرومغناطیس و مواد دیا مغناطیس قرار میگیرند.

این مواد به طور اندکی جذب میدان مغناطیسی می گردند و در اثر قطع میدان مغناطیسی خارجی ، خاصیت مغناطیسی خود را از دست می دهند. مواد حاجبی (contrast agent) که در MRI استفاده میگردد پارامغناطیس هستند.

تاثیر پذیری مغناطیسی (magnetic susceptibility):

درجه مواد مختلف طی مغناطیسی شدن را تاثیرپذیری مغناطیسی گویند.

مثلاً هنگامی که یک چوب دریک میدان مغناطیس قوی قرار می گیرد، این چوب میدان مغناطیسی را شدت

نمی بخشد ولی هنگامی که آهن در یک میدان مغناطیسی قرار می گیرد، این آهن به شدت میدان مغناطیسی را تقویت می کند پس چوب دارای تاثیرپذیری مغناطیسی کم است و آهن دارای تاثیرپذیری مغناطیسی زیاد است.

 

 

* دیپلها (dipole)

هرماده مغناطیسی از دو قطبی ها تشکیل شده است که این دو قطبی ها با شکستن یک آهنربا از بین نمی روند، پس همواره ما دریک ماده مغناطیسی دو قطب شمال و جنوب را خواهیم داشت.

* جذب و دفع (Attraction and Repulsion)

همانند بارهای الکتریکی، قطبهای مغناطیسی هم نام یکدیگر را دفع می کنند و قطب های مغناطیسی ناهمنام، همدیگر را دفع می کنند. همچنین بطور ساده، خطوط فرضی میدان مغناطیسی قطب شمال (N) را ترک می کنند و به قطب جنوب (S) وارد می شوند.

* القاء مغناطیسی (magnetic induction)

همانند بار الکترواستاتیک که میتواند از یک جسم به جسم دیگر القاء گردد، مواد مغناطیسی هم می توانند بوسیله القاء، مغناطیسی گردند. خطوط فرضی میدان مغناطیسی که توصیف گردید، خطوط مغناطیسی (magnetic lines) القاء نامیده می شوند و تراکم این خطوط وابسته به شدت میدان مغناطیسی است.

اجسام فرومغناطیس می توانند به ماده مغناطیسی از طریق القاء تبدیل گردند.

هنگامی که یک ماده فرومغناطیس مثلاً یک قطعه آهن نرم ( soft Iron) به درون یک میدان مغناطیسی برده می شود،خطوط القاء تغییر پیدا می کنند و بوسیله آهن جذب می گردند و آهن بطور موقت به یک ماده مغناطیسی تبدیل می گردد ولی اگر یک ماده دیامغناطیسی مثل مس (copper) را جایگزین آهن کنیم، چنین اتفاقی نمی افتد.

* نیروی مغناطیسی (magnetic force)

نیرویهای الکترومغناطیسی بوسیله تئوری میدان تابش الکترومغناطیسی ماکسول به هم مرتبط می گردند. این تئوری بیان می کند که نیرویی که بوسیله میدان مغناطیسی ایجاد می گردد، همانند نیرویی است که بوسیله میدان الکتریکی ایجاد میگردد.

تئوری میدان ماکسول:

نیروی مغناطیسی متناسب است با ضرب شدت قطبهای مغناطیسی تقسیم بر مربع فاصله بین آنها. واحد SI شدت نیروی مغناطیسی تسلا (Tesla) است. واحد قدیمی ترآن گوس (gauss) است که یک تسلا برابر است با 10.000 گوس. (1 T=10,000 G)

لینک به دیدگاه

دستگاههای MRI

انواع مغناطیس های مورد استفاده در سیستم MRI

در سیستمهای MRI برای اعمال میدان مغناطیس خارجی، ممکن است انواع مغناطیس های زیر، مورد استفاده قرار گیرد:

1- مغناطیس دائمی Permanent Magnet

2- مغناطیس مقاومتی Resistive Magnet

3- مغناطیس ابر رسانا Superconductive Magnet

در سیستم MRI، میدان مغناطیسی خارجی باید دارای خواص زیر باشد:

الف- یکنواخت بودن شدت میدان ( Field Uniformity ) در منطقه مورد نظر

ب- ثابت بودن شدت میدان ( Field Stablity ) در مدت زمان آزمایش

ج- بالا بودن نسبت سیگنال به نویز SNR ( Signal to Noise Ratio )

مغناطیسهای دائمی ( Permanet Magnets )

این مغناطیس ها از آهنربای طبیعی ساخته شده اند،قدرت مغناطیسی آنها معمولاً از 05/0 تا 5/0 تسلا می باشد. این مغناطیس ها دارای یکنواختی میدان ( Field Uniformity ) پایین و شدت میدان ثابت در طول زمان آزمایش ( Field Stability ) می باشند.

 

مغناطیس های مقاومتی ( Resistive Magnets )

این مغناطیس ها براساس استفاده از خاصیت القاء مغناطیسی حاصل از عبور یک جریان الکتریکی از یک سیم پیچ، ساخته می شوند. یکنواختی شدت میدان در این مغناطیس ها خوب و پایداری آن متوسط است.

از این مغناطیسها برای ایجاد شدتهای بین 04/0 تا 5/0 تسلا استفاده می شود.

 

مغناطیسهای ابر رسانا ( Superconductive Magnets )

سیم پیچ این مغناطیس ها از مواد ابررسانا ( Superconductive) ساخته شده است. لذا بدلیل مقاومت الکتریکی خیلی کم، گرمای ناچیزی در آنها تولید می شود.

با این مغناطیس ها می توان میدانها قوی ( تا 2 تسلا یا بیشتر ) تولید نمود.

یکنواختی و پایداری شدت میدان مغناطیسی تولید شده خیلی خوب است.

برای ایجاد خاصیت ابررسانایی، این مغناطیس ها را در درجه حرارت هلیوم مایع ( 2/4 درجه کلوین ) همراه با نیتروژن مایع ( 77 درجه کلوین ) قرار می دهند.

در اثر افزایش درجه حرارت، خاصیت ابر رسانایی سیستم کاهش می یابد. این پدیده را Quench گویند.

لینک به دیدگاه

 [h=2]اصول فیزیکی MRI[/h]

در پزشکی، روش تصویربرداری MR بر اساس تحریک پروتون هیدروژن مولکولهای آب بافت و سپس دریافت و پردازش سیگنالهای بدست آمده از آنها، انجام می پذیرد.

پروتون ذره ای با یک بار الکتریکی مثبت است. این ذره با حرکت دائم بدور خود ( حرکت Spin ) خطوط میدان الکتریکی اطراف خود را قطع کرده و در نتیجه به صورت یک مغناطیس ( یا دو قطبی ) کوچک، با قدرت مغناطیسی عمل می کند.

حرکت تقدیمی ( Precession ) پروتونها :

پروتونها، در یک میدان مغناطیسی خارجی، با یک حرکت تقدیمی ( فرفره ای ) بدور خطوط مغناطیسی خارجی حرکت کرده و در راستای میدان قرار می گیرند.

فرکانس این حرکت تقدیمی از معادله لارمور بدست می آید که به آن فرکانس لارمور گویند.

dB ( p2 / 1 ) = F ( فرکانس لارمور )

که در این معادله : B شدت میدان مغناطیسی خارجی و

d : ثابت ژیرومغناطیسی ( gyromagnetic Constant ) ماده است.

 

 

 

فرضیه جفت اسپین ( Spin – Pairing )

در هسته یک اتم، پروتونها یا نوترونها، جفت جفت دارای اسپین های مخالف بوده و لذا خاصیت مغناطیسی یکدیگر را خنثی می کنند. لذا هسته هایی که دارای جفت پروتون ( عدد اتمی Z زوج ) و جفت نوترون ( عدد جرمی A زوج ) هستند در میدان مغناطیسی خارجی تحریک نمی شوند.

ماده اکسیژن – 16 و کربن – 12

16O: پروتون P2 × 4 = 8

نوترون N2 × 4 = 8

12C: پروتون p2 × 3 = 6

نوترون n2 ×3 = 6

سایر هسته ها که دارای شرایط زیر هستند در میدان مغناطیسی خارجی تحریک می شوند:

الف – A فرد و Z زوج مانند کربن – 13

6C: پروتون p2 × 3 = 6

نوترون n1 + n2 × 3 = 7

ب – A فرد و Z فرد مانند ازت N و هیدروژن H

6C : پروتون P1+P2×3 = 7

نوترون n2 × 3 = 6

ج- A زوج و Z فرد مانند ازت – 14

7N: پروتون p1 + p2 × 3 = 7

نوترون n1 + n2 × 3 = 7

هنگامیکه بافت در یک میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرد، چه اتفاقی می افتد؟

در هر سانتی متر مکعب از بافت نرم، میلیاردها هسته هیدروژن ( پروتون ) وجود دارد. ابتدا این پروتونها یا مغناطیس های کوچک بطور نامرتب در امتدادهای مختلفی قرار دارند به طوریکه برآیند نیروهای مغناطیسی آنها برابر صفر است.

پس از قرار گرفتن در یک میدان مغناطیسی خارجی قوی، پروتونها سعی می کنند خود را در راستای میدان مغناطیسی خارجی قرار دهند.

تعداد پروتونهایی که در جهت میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرند، اندکی بیش از تعداد پروتونهایی است که در جهت خلاف میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرند. لذا برآیند میدان مغناطیسی پروتونها، برداری در جهت میدان مغناطیسی خارجی خواهد بود که به آن بردار مغناطیسی برآیند،( M ، Magnetization Vector ) می گویند.

با اعمال میدانهای مغناطیسی گرادیانی به میدان یکنواخت خارجی، میدان مغناطیسی برآیند در هر جزء کوچک از جسم ( Voxel ) با اجزاء کناری، تفاوت کرده و لذا فرکانس لارمور در هر وکسل مقدار خاصی خواهد شد که با فرکانس لارمور وکسلهای اطراف آن متفاوت است.

اعمال موج با فرکانس رادیویی ( RF Waves )

زمانیکه این امواج بافرکانس لارمور بر هر وکسل در جسم تابیده شود،یک میدان مغناطیسی متناوب بروکسل مورد نظراعمال شده ودر نتیجه بردار برآیند(M)در آن وکسل منحرف می شود.زاویه انحراف ( Rotation or Flip Angle ) بستگی به شدت امواج RF و مدت زمان تابش ( Pulse Duration ) دارد. میدان مغناطیسی امواج RF عمود بر میدان خارجی، اعمال می گردد.

پس از قطع امواج RF چه اتفاقی می افتد؟

با قطع امواج RF، بردار برآیند ( M ) با یک حرکت تقدیمی ( فرفره ای ) خود را در جهت میدان مغناطیسی خارجی ( راستای قبل از اعمال امواج RF ) قرار می دهد.این بازگشت در یک سیم پیچ، یک جریان القایی بوجود می آورد که همان سیگنال الکتریکی MR است و به آن سیگنال « واپاشی القایی آزاد » ( Free Induction Decay, FID ) گویند.

از سیگنال FID سه پارامتر زیر را می توان بدست آورد:

1-تراکم ( دانسیته ) پروتونی ( PD )

2- زمان استراحت اسپین – شبکه ( T1 ) ( Spin – Lattice Relaxation Time )

3- زمان استراحت اسپین – اسپین ( T2 ) ( Spin – Spin Relaxation Time )

تراکم پروتونی ( PD )

این پارامتر در حقیقت میزان تراکم هسته های هیدروژن در بافت مورد نظر ( وکسل مورد نظر ) را نشان می دهد. بافتهای با مقدار آب بیشتر، تراکم پروتونی ( PD ) بیشتری دارند. تصاویری که براساس اختلاف تراکم پروتونی بدست می آید ( PD – Weighted Image ) گویند.

تراکم پروتونی را تراکم اسپین ( Spin Density ) نیز گویند.

زمان استراحت اسپین – شبکه ( T1 ) :

با حذف موج RF، پروتون هایی که تحت تاثیر این امواج از وضعیت تعادل خود خارج شده بودند، با یک حرکت تقدیمی به وضعیت اول خود بر می گردند و در نتیجه شبکه اتم های موجود در هر وکسل به وضعیت اول خود برمی گردد. زمان لازم برای این بازگشت شبکه اتم ها به حالت اول را زمان استراحت اسپین – شبکه گویند و با پارامتر T1 معرفی می گردد.

T1 مدت زمانی است که 63 درصد شبکه به وضعیت تعادل خود برمی گردد.

این پارامتر را می توان با باز یافت مؤلفه بردار M در راستای محور Z ( راستای میدان مغناطیسی خارجی B0 ) نشان داد.

عوامل مؤثر در T1:

1- عناصر تشکیل دهنده بافت

2- ساختمان بافت

3- عناصر اطراف بافت

4- شدت میدان مغناطیسی ( B0)

زمان استراحت اسپین – اسپین ( T2 ):

بعد از قطع امواج RF، پروتونهای تحریک شده ، به حالت اول خود برمی گردند. زمان برگشت پروتون ها به حالت اول را زمان استراحت اسپین – اسپین گویند و با پارامتر T2 بیان می شود.

T2 مدت زمانی است که 37 درصد پروتون های تحریک شده هنوز در حالت تحریکی باقی هستند.

پارامتر T2 را با کاهش دامنه مؤلفه بردار M در راستای محور Y ها ( My ) بیان می کنند.

 

عوامل مؤثر در a

1- ناهمگنی میدان مغناطیسی خارجی

2- ناهمگنی میدان مغناطیسی داخل بافت

تصویر برداری با روش « تشدید مغناطیسی هسته » ( MRI ) شامل مراحل زیر است:

1- قسمت مورد نظر ازبدن بیمار در یک میدان مغناطیسی ثابت و قوی قرار می گیرد.

2- یک سری میدانهای مغناطیسی متغیر ( Gradient ) با شدت کم به بیمار اعمال می شود.

3- در همان حال یکدسته امواج رادیویی ( RF ) با طول موج معین، به صورت پالس تابیده می شود.

4- پس از هر پالس امواج RF، از بدن بیمار علایم ( Signals ) الکتریکی دریافت می گردد.

5- این علایم توسط کامپیوتر پردازش شده و به صورت تصویر در روی صفحه مونیتور ظاهر می شود.

مزایای روش MRI نسبت به روش CT

1- تصاویر با کنتراست بالا

2- تصویر برداری از جهت های مختلف بدن

3- عدم استفاده از پرتوهای یونیزان

4- نداشتن آرتی فکت سختی دسته اشعه ( بخصوص در مواردیکه ضایعه در کنار استخوان قرار دارد).

5- قابل پیش بینی بودن آرتی فکت ناشی از جسم فلزی در بدن

6- بیمار نیاز به آمادگی خاصی ندارد.

عدم مزایای روش MRI نسبت به روش CT

1- گرانتر و کمتر در دسترس بودن.

2- مدت زمان تصویر برداری طولانی تر است.

3- قدرت تفکیک فضایی کمتر.

4- آرتی فکت جریان ما

 

 

Entry slice phenomenon

پدیده ورود به لایه : این پدیده مربوط به سابقه تحریک هسته هاست هسته اتمهایی که در حین فرایند جمع آوری داده ها تحت تابش مکرر پالسهای RF قرار می گیرند اصطلاحاً اشباع می شوند .

Saturated Beaten down

بردار مغناطیسی برآیند این هسته ها نهایتاً به یک وضعیت تعادل می رسد و سیگنالی متناسب با TR و TE و FA و کنتراستی متناسب با بافتی که در آن قرار دارند تولید می کند .

اما هسته هایی که این پالسهای مکرر RF را دریافت نکرده اند اصلطلاحاً تازه یا Fresh بوده و بردار مغناطیسی آنها توسط پالسهای متوالی RF به حالت اشباع یا فرونشانده در نیامده است بنابراین signal ارسالی از این هسته ها با سیگنال ارسالی از هسته های اشباع متفاوت است .

هسته اتمهای ساکن موجود در یک slice بعد از دریافت پالسهای مکرر RF به حالت اشباع در می آیند در حالیکه سیگنال هسته اتمهای ورودی به slice متفاوت است و این حالت در مورد اولین مقطع از یک مجموعه متقاطع متوالی به صورت بارز جلوه می کند لایه هایی که در وسط تعدادی مقاطع متوالی قرار می گیرند حالتی به نام entry slice phenomenon را بوجود می آورند .

پدیده ورود به لایه تنها زمانی کاهش می یابد که هسته ها پالسهای تحریکی متوالی دریافت نمایند در واقع تعداد پالسهای تحریکی دریافتی توسط هسته ها تعیین کننده مقدار این پدیده است.

هر فاکتوری که بر تعداد پالسهای تحریکی دریافتی توسط هسته ها تاثیر بگذارد بر مقدار این پدیده هم تاثیر خواهد گذاشت بنابراین مقدار یا اثر پدیده ورود به لایه به موارد زیر بستگی دارد .

1- TR

2- slice thickness

3- Velocity of flow

4- Direction of flow : جریانهای هم جهت co-current flow

جریانهای خلاف جهت Counter-current flow

TR : TR زمان بین دو پالس تحریکی است . کاهش TR باعث افزایش تعداد یا میزان پالسهای RF اعمال شده به اتم ها می شود به بیان دیگر کوتاه بودن TR باعث کوتاه شدن زمان بین پالسهای RF متوالی می گردد بنابراین TR کوتاه باعث کاهش پدیده ورود به لایه می شود .

Slice thickness : هسته های در حال حرکت با یک سرعت ثابت زمان طولانی تری را برای عبور از مقاطع ضخیم در مقایسه با مقاطع نازک صرف می کنند بنابراین هسته هایی که از مقاطع ضخیم عبور می کنند تعداد پالسهای RF بیشتری در مقایسه با هسته هایی که از لایه های نازک می گذرند دریافت می نمایند بنابراین پدیده ورود با لایه در لایه های نازکتربیشتر از لایه ضخیم می باشد .

Volocity of flow : هسته هایی که دارای سرعت جریان بالاتری هستند مقطع را با سرعت بیشتری طی می نمایند و احتمال دریافت RF های متوالی برای آنها کمتر است در مقایسه با هسته هایی که سرعت جریان کمتری دارند بنابراین پدیده ورود به لایه با افزایش سرعت جریان ، بیشتر می شود .

Direction : اگر جهت جریان در جهت انتخاب مقطع باشد اصطلاحاً co-current و اگر جهت جریان خلاف جهت انتخاب مقطع باشد اصطلاحاً counter-current نامیده می شود .

جریانهای هم راستا : هسته های در حال جریان در این حالت هم جهت با انتخاب مقطع حرکت می کنند در این حالت احتمال دریافت پالسهای RF تحریکی متوالی توسط هسته های در حال جریان بیشتر است زیرا آنها از یک لایه به ترتیب به لایه بعدی حرکت می کنند لذا نسبتاً سریعتر اشباع می شوند و بدین طریق پدیده ورود به لایه به سرعت کاهش می یابد .

جریانهای غیر هم راستا : در این حالت جریان هسته ها در جهت مخالف تحریک لایه حرکت می کنند در این شرایط هسته های در حال جریان در هنگام ورود به یک لایه همچنان fresh هستند زیرا احتمال دریافت پالسهای تحریکی قبلی توسط آنها کمتر بوده است بنابراین پدیده ورود به لایه کاهش نمی یابد و هنوز ممکن است داخل مجموعه مقاطع با لایه های تصویربرداری شده وجود داشته باشد .

Intra voxel dephasing

دفازه شدن داخل voxel یعنی اسپینهایی که در داخل voxel هستند دفازه می شوند این دفازه شدن روی شدت سیگنال تاثیر می گذارد .

گرادیانها شدت میدان مغناطیسی و فرکانس حرکت فرفره ای و فاز هسته ها را تغییر می دهند . هسته ها که در امتداد یک گرادیان جریان دارند بستگی به جهت جریان و شدت جریان بصورت افزایش و کاهش شتاب می یابند . بنابراین هسته های در حال جریان ، یا فاز مثبت ( شتاب می گیرند ) و یا فاز منفی ( که شتاب آنها کاسته

می شود ) دریافت می کنند .

اگر یک هسته در حال جریان در یک voxel در مجاورت یک هسته اتم ثابت قرار گیرد در این حالت اختلاف فازی بین دو هسته وجود دارد و این بدلیل آن است که هسته در حال حرکت و در جریان درمقایسه با هسته ثابت بدلیل حرکت خود در امتداد محورگرادیان دارای تقدم فاز یا تاخر فاز می باشد از اینرو هسته ها در یک voxel با یکدیگر اختلاف فاز دارند که این امر باعث کاهش دامنه کل سیگنال خروجی از voxel دارد .

هر چه اختلاف فاز در داخل حجم وکسل در موقع حرکت بیشتر باشد دامنه سیگنال کم می شود. مقدار دفازه شدن داخل voxel وابسته به جریان گردابی است . چون در جریان گردابی اثرات دفازه شدن داخل vonel برگشت ناپذیر است .

یکی از روشهای جبران اثر فلو Gradient moment rephase می باشد .

 

Gradient moment rephase

تکنیکی است که تغییرات فاز ایجاد شده در هسته های در حال جریان در امتداد محور گرادیان را جبران می کند ( یعنی اتم ها در طول گرادیان هستند و انگار اختلاف فاز ندارند ) .

در این تکنیک از گرادیانهای اضافی برای تصحیح فازهای تغییر یافته به مقادیر اولیه شان استفاده می شود . به منظور جبران تغییر فازهای ایجاد شده فرکانس حرکت فرفره ای در ابتدای گرادیان moment rephase باید برابر با مقدار آن در انتهای گرادیان باشد با اعمال این تکنیک شرایط فرکانس حرکت فرفره ای و تغییر فاز برابر با صفر می شود . در این حالت از آنجایی که فاز هسته های در حال جریان با فاز هسته های ثابت در یک voxel برابر است لذا سیگنال آنها با یکدیگر جمع شده باعث یک سیگنال روشن و قوی می شود .

Pre-saturation

پدیده ورود به مقطع می تواند موجب ایجاد سیگنال نابجا شود و ما می خواهیم از جریان مربوط به خارج ، سیگنال نداشته باشیم . پس باید سیگنال خونی که وارد مقطع می شود را اشباع کنیم .

در اینجا بیش از یک پالس ˚90 را دریافت می کند و با دریافت پالس ˚90 بعدی چرخیده و دیگر در راستای y قرار ندارد که بتواند سیگنالی ارسال کند .

کاربردهای دیگر تکنیکpre saturation

چربی چون T1کوتاه دارد روی تصاویر T1 خود را با شدت بالا نشان می دهد و در بررسی نواحی اصلی آناتومیک مشکل ایجاد می کند که با استفاده از این تکنیک شدت سیگنال چربی و آب کاهش می یابد . در واقع پهنای باندی می فرستیم که بیشتر از peak چربی است و آن را تحت پوشش قرار می دهد .

دو روش برای کاهش سیگنال چربی و آب داریم :

1- pre saturation

2- selective suprestion

در این تکنیک پالس تحریک کننده را ارسال می کنیم و تمام اتمها به محور z بر می گردند ولی با سرعتهای مختلف و در لحظه ای پالس دوم را ارسال می کنیم که بافت چربی هیچ مولفه ای روی محور z نداشته باشد و در این حالت پالس ˚90 را ارسال می کنیم و این ماده نمی تواند سیگنالی تولید کند . در تکنیک های flow inversion recovery و short time inversion این روش را استفاده می کنیم .

کاهش آرتی فکت aliasing از دیگر کاربردهای pre saturation می باشد .

Vascular and cardiac Imaging

در MRI چندین روش برای بررسی سیستم عروق مغز و قلب وجود دارد .

تکنیک های متداول تصویربرداری از عروق

در این تکنیک ها معمولاً از امکاناتی چون Gradient moment rephas و pre saturation استفاده می شود همانطور که قبلاً اشاره شد این تکنیک ها جهت کاهش آرتی فکت های حرکتی ناشی از هسته های H متحرک در بدن بکار می روند و از آنجایی که باعث ایجاد signal void یا signal inhancement هسته های متحرک در جریان خون یا CSF می شوند بدین ترتیب باعث ایجاد کنتراست بین عروق خونی و بافتهای اطراف می گردد . و چنانچه روشهای جدید آنژیوگرافی در دسترس نباشد از این روشها می توان برای نمایش محل انسداد و ضایعات در عروق استفاده نمود .

تکنیک های متداول تصویربرداری عروق شامل موارد زیر می باشند :

1- Black blood imaging

2- Bright blood imaging

برای ایجاد کنتراست در یک ساختار آناتومیک با سایر بافتهای داخل بدن باید آن ساختار را تیره و یا روشن تر از بافتهای اطراف نمایش داد .

تکنیک spine echo با TE و TR کوتاه با استفاده از پالس های pre saturation امکان مشاهده سیستم عروقی را میسر می سازد بطوریکه عروق به رنگ سیاه مشاهده می شوند .

پالس اشباع کننده در تصویربرداری اسپین اکو ، پالس های شبه فاز را حذف نموده و سیگنال داخل عروقی را حذف می کنند لذا این امر موجب تمایز بسیار عالی و در نتیجه نمایان ساختن انسداد عروق می شوند . پالس اشباع کننده می تواند جهت نشان دادن ساختمان عروق بویژه در ناحیه گردن ، مغز ، قفسه سینه و شکم مضر باشد . به هر حال از آنجائیکه پالس اشباع کننده از پالس RF اضافی استفاده می کند از یکطرف میزان جذب یا

(SAR ،specific Absorb Rate ) را افزایش می دهد و از طرفی موجب کاهش تعداد برشها در هر TR می شود . اجرای پالس اشباع کننده اضافی در خارج از FOV یا حجم تصویربرداری اثر مغناطیس اسپین ها را در زاویه˚90 به سطح عرضی انتقال می دهد . سپس اسپینهای در حال حرکت وارد میدان تصویربرداری می شوند و پالس RF ، ˚90 اضافی را در حجم تصویربرداری دریافت می کنند . این اسپین ها در حال حرکت که خاصیت مغناطیسی دارند پالس ˚90 تا ˚180 را دریافت می کنند و موجب اشباع سیگنال در اسپینهای در حال حرکت می شوند . این امر موجب آن می شود که خون در حال حرکت در عروق ، سیاه به نظر آید .

Bright Blood Imaging

گرادیان مغناطیسی هم فاز کننده ابتدا به شکل یک روش جبران کننده سرعت ، جهت نمایان ساختن پروتونهای آهسته در حال حرکت با سرعت ثابت استفاده می شود . پروتونها در سیستم خون وریدی و CSF مشابه پروتونهای ثابت در حال فاز قرار می گیرند . این حالت حرکت آهسته موجب روشن شدن عروق و در نتیجه تفاوت روشنایی سیگنال از خون و CSF می شود .

این اثر هم فاز کننده مجدد جزء مغناطیسی در مناطقی چون شکم ، مغز و اندامها و میلوگرام در CSF بسیار استفاده می شود .

Sampling

سیگنالی که دریافت می کنیم بصورت آنالوگ است باید پردازش شده و به صورت تصویر نمایش داده شود سیگنال دیجیتال سیگنالی است که از مقادیر منفصل تشکیل شده است یعنی در زمانهای خاص از موج نمونه بر می دارد و روی این نمونه ها کار کرده و سنجش دقیقی از موج اولیه دارد . زمانی می توان از تکنیک دیجیتال بهره مند شد که به تعداد کافی و فواصل مناسب از موج نمونه برداری شود و نیاز به فرکانس نمونه برداری بالا داریم .

تئوری Nyquist : اگر بخواهیم از یک موجب بطور مناسب نمونه برداری کنیم بایدحداقل دو بار از بزرگترین فرکانس سیگنال نمونه برداری کنیم .

مدت زمان گرادیان کدگذاری فرکانس مدت زمان sampling است .

محدودیت در تعداد نمونه های فرکانس باعث کاهش روزلوشن می شود .

گرادیان کدگذاری فرکانس در حین جمع آوری سیگنال روشن می شود از این رو به این گرادیان ، گرادیان read out ( قرائت گر ) گویند . مدت زمان روشن بودن گرادیان کد گذاری فرکانس در حین دریافت سیگنال زمان نمونه برداری sampling time نامیده می شود. در حین زمان نمونه برداری ، گرادیان کدگذاری فرکانس تا 512 فرکانس مختلف را با استفاده از تکنولوژی فعلی نمونه برداری می کند .

در حین sampling time گرادیان کدگذاری فرکانس باید بتواند یک range یا گستره از فرکانسها را دریافت نموده و توسط سیستم نمونه برداری کند که این محدوده فرکانس اصطلاحاً پهنای باند دریافتی receive bandwidth نامیده می شود . اگر receive bandwidth کم شود زمان نمونه برداری زیاد می شود و زمان روشن بودن گرادیان کدگذاری فرکانس زیاد شده و min TE که می توان انتخاب کرد زیاد می شود و در تصویرT2 روی نسبت سیگنال به نویز اثر می گذارد .

Data Collection Image Formation

اطلاعات در حافظه کوتاه مدت ram و یا بصورت دائم می تواند ذخیره شود . در MRI قسمتی از سخت افزار که اطلاعات هر slice در آنجا می نشیند k space نام دارد .شیب گرادیان کدگذاری فرکانس در هر TR تغییر نمی کند ولی برای تکمیل تصویر شیب گرادیان کدگذاری فاز از 0 تا maXو min تغییر می کند تا اطلاعات مربوط به هر سیگنال را در فضای k ذخیره کند . هر خط فضای k یک تصویر از یک لایه است .

K space filling : دیاگرام فضای k را می توان بصورت یک 4 ضلعی متشکل ازخطوط افقی در نظر گرفت .

محور افقی فضا، phase axis و محور عمودی frequency axis نامیده می شود .

در حال حاضر maX تعداد خطوط فضای k در اکثر سیستمها 512 خط است .

خطوط فضای k در بالای محور فاز اصطلاحاً مثبت و خطوط فضای k در زیر محور فاز منفی یا negative نامیده می شوند . خطوطی که نزدیکترین فاصله به محور فاز را دارند اعم از مثبت و منفی اصطلاحاً خطوط مرکزی نامیده می شوند که با داده های حاصل از اعمال شیب های کم گرادیان کدگذاری فاز پر می شوند . و خطوط خارجی با داده های حاصل از اعمال شیب های زیاد گرادیان کدگذاری فاز پر می شوند .

گرادیانها با شیب مثبت خطوط نیمه مثبت فضای k و گرادیان با شیب منفی خطوط نیمه منفی فضای k را پر می کنند .

محور عمودی فضای k در ارتباط با محور کدگذاری فرکانس است نمونه های فرکانسی گرفته شده از سیگنال در داخل فضای k نسبت به محور فرکانس قرار می گیرند .( آنهایی که از لارمور عقب تر می باشند در نیمه چپ و از آنها لارمور جلوتر می باشند در نیمه راست قرار می گیرند ).

دامنه فرکانسهای نمونه برداری شده نسبت به محور فرکانس درج می گردند به نحوی که مرکز اکو در مرکز محور فرکانس قرار می گیرند و نواحی rephasing و dephasing اکو به ترتیب در نیمه چپ و راست محور فرکانس قرار می گیرند .

خطوط خارجی فضای k حاوی داده هایی است که با اعمال شیب زیاد گرادیان کدگذاری فاز پر شده اند و قدرت تفکیک زیاد دارند و در واقع وقتی تعداد گامهای کدگذاری فاز افزایش می یابد طبیعتاً تعداد pixel در FOV در امتداد محور کدگذاری فاز افزایش یافته و اندازه هر pixel کوچکتر می شود و قدرت تفکیک تصویر افزایش می یابد .

فضای k بیانگر تصویر نیست . بدین معنی که خط بالایی فضای k با قسمت بالای تصویر MRI بدست آمده منطبق نیست . بلکه فضای K در حقیقت یک منطقه ای است که اطلاعات تا زمان تمام شدن اسکن در آنجا ذخیره می گردد .

Image Quality

4 پارامتر در کیفیت تصویر MRI تاثیر دارند .

1- SNR Signal to nois ratio

2- CNR Contrast to Nois ratio

3- spatial resolution

4- scan time

SNR :

SNR عبارت است از نسبت دامنه سیگنال به دامنه متوسط نویز سیستم ، سیگنال جریان الکتریکی یا ولتاژی است که در اثر چرخش بردار مغناطش عرضی داخل کویل گیرنده القا می گردد .

نویز سیگنالهای زمینه و مزاحمی هستند که در اثر عوامل مختلف از جمله نویز الکتریکی زمینه سیستم ایجاد می شود .

عواملی که بر SNR تاثیر دارند عبارتند از :

1- دانسیته پروتونی ناحیه مورد آزمایش : proton density تعداد پروتونهای موجود در ناحیه مورد بررسی دامنه سیگنال دریافتی را کنترل می کند . نواحی دارای دانسیته پروتونی کم دارای سیگنال کوچکتر و SNR پائینتری می باشند . در حالی که نواحی با دانسیته پروتونی بالا ( مثل لگن ) دارای سیگنال قویتر لذا SNR بالاتری می باشند .

voxel volume : واحد ساختمانی یک تصویر دیجیتال pixel است روشنایی pixel معرف شدت سیگنال تولید شده توسط واحد حجم بافت بدن بیمار یا voxel است .

هر وکسل معرف حجمی از بافت داخل بدن بیمار است و حجم آن طبیعتاً وابسته به مساحت pixel و ضخامت مقطع است .

هر چه حجم voxel بیشتر باشد چون تعداد پروتون بیشتری داخل آن قرار می گیرد سیگنال قویتر می دهد و SNR بیشتر می شود .

لینک به دیدگاه

کویل

برخورد میدانهای مغناطیسی و امواج رادیویی اساس تصویربرداری MRI را تشکیل می دهد . با عبور مغناطیس از یکسری حلقه های سیم پیچ که در صفحه xy قرار دارد سیگنال بوجود می آید . این در واقع همان کویلهای RF می باشند . در تصویربرداری MRI مولد سیگنال در واقع همان بافتی است که مورد تصویربرداری قرار می گیرد در اینجا بردار مغناطیسی عرضی به جای اینکه به صورت خطی نوسان کند در صفحه xy می چرخد . هنگامی که این بردار مغناطیسی از میان کویل گیرنده گذشته و شروع به چرخش می کند .

الکترونهای موجود در هادی ( سیم پیچ های موجود در کویل گیرنده ) حرکت کرده و شدت جریانی را در کویل گیرنده بوجود می آورند . به این پدیده اصل القای فاراده می گویند . طبق این اصل ، هنگامی که میدان مغناطیسی از درون یک حلقه سیم پیچ عبور می کند شدت جریانی در آن سیم ایجاد می شود .

قدرت این جریان الکتریکی ( دامنه سیگنال ) بستگی به قابلیت هدایت سیم پیچ و قدرت میدان مغناطیسی دارد . هر چقدر که بردار مغناطیسی قویتر باشد دامنه سیگنال نیز بیشتر می شود . چون میدان مغناطیسی در حال چرخش از درون و بیرون صفحه کویل گیرنده عبور می کند ، سیگنال موجود در کویل نیز با فرکانسی برابر فرکانس حرکت فرفره ای میدان مغناطیسی شروع به نوسان می کند .

شکلهای مختلف کویل - کویلهای تنظیم کننده shim coils با توجه به محدودیت طراحی و ساخت مگنت ها بوجود آوردن یک مگنت که توانایی ایجاد یک میدان مغناطیسی کاملاً یکنواخت را داشته باشد تقریباً غیر ممکن است . جهت تصحیح و کمک به این غیر یکنواختی استفاده از یکسری حلقه های سیم پیچ در اطراف هسته مرکزی و عبور جریان الکتریسیته از آن بسیار مفید است این روند را اصطلاحاً یکنواخت نمودن shim ming نامند برای مقاصد تصویربرداری میزان این یکنواختی باید بیش از PPM 10 باشد . در تصویربرداری جهت اسکپتروسکوپی یکنواختی بیشتری تا حدود PPM 1 مورد نیاز است . این سیستم به یک جریان برق جداری از برق اصلی نیاز دارد و این نکته مهم است چون هر گونه تداخل و در کار فوق موجب کاهش کیفیت تصویر می شود . - کویل های گرادیان قدرت میدان مغناطیسی متناسب است با مقدار جریان عبوری از سیم پیچ ها ، تعداد سیم پیچ ها ، اندازه حلقه های سیم پیچ و میزان نزدیکی این حلقه ها به هم. چنانچه تناسب لازم در ابتدا و انتهای مگنت از نظر طرز قرارگیری سیم پیچها وجود نداشته باشد . میدان مغناطیسی حاصل در ابتدا و انتهای میدان متفاوت خواهد بود . این حالت را گرادیان مغناطیسی Field Gradient ، Magnetic گویند . کویل های گرادیان شیب خطی لازم را در میدان مغناطیسی فراهم می نمایند . دامنه این گرادیان بستگی به میزان جریان عبوری از سیم پیچ ها داشته و در جهت و مسیر خاصی بوجود می آید .

با تغییر میدان مغناطیسی ، گرادیان ها سیگنال با فرکانس متفاوت ایجاد نموده و در نتیجه می توان کدگذاری فرکانس و فاز و انتخاب برش را انجام داد . هر گونه اختلال در کار گرادیانها موجب بهم ریختگی تصویری در تصاویر MR می شود . - کویلهای رادیوئی ( فرستنده ) همانطوری که میدانیم جهت تشدید اسپین های هسته از یک فرکانس خاص استفاده می شود در یک میدان مغناطیسی مورد استفاده در MRI انرژی مورد نیاز از باند موج رادیوئی در طیف الکترومغناطیسی فراهم می گردد .fmri7.jpg

قدرت میدان مغناطیسی متناسب است با فرکانس رادیویی البته انرژی آن بطور قابل ملاحظه ای کمتر از اشعه x است . جهت ایجاد یک تصویر MRI امواج RF باید ابتدا در فرکانس تشدید هسته هیدروژن ، تابش گردد تا پدیده تشدید اتفاق بیفتد سپس جز مغناطیسی عرضی حاصل از این پدیده توسط کویل گیرنده خوانده شود .

منابع تولید امواج RF شامل : 1- کویل بدن body coil که در اغلب سیستم ها از این طریق امواج RF تولید و تابش می گردند و در داخل خود مگنت قرار دارد

. 2- کویل های حجمی volume coil که خود هر دو کار را انجام می دهند . هم تولید امواج RF هم دریافت آن . - کویل های گیرنده همانطور که قبلاً نیز گفته شد ، در اثر عبور جریان برق از یک سیم ، میدان مغناطیسی بوجود می آید و بالعکس چنانچه یک حلقه از سیم در کنار یک میدان نوسان ساز قرار گیرد جریان به این حلقه انتقال می یابد . این جریان اتصالی موجب ایجاد یک ولتاژ یا سیگنال می گردد . این کویل باید در جای مناسب قرار گیرد تا سیگنال را بخوبی دریافت نماید .

این کویلها در اندازه ها و شکلهای مختلف ساخته میشوند . کویلهایی که برای قرار گرفتن حول یک ناحیه و یا منطقه خاص طراحی شده اند بنام کویلهای سطحی Surface coil معرفند . بطور معمول از این کویلها در مناطقی که آناتومی مورد نظر به سطح بدن نزدیک تر است استفاده می شود . ( مثل ناحیه کمر ) این کار بدان علت صورت می گیرد که SNR بالایی حاصل شود . کویل سطحی در واقع آنتن گیرنده ای است که در نزدیک منبع سیگنال قرار می گیرد . کویلهای سطحی در مقایسه با کویلهای بزرگتر مانند کویلهای بدن تنها به منطقه محدودتری پاسخ می دهند و بنابراین سیگنالهای ناخواسته را کاهش داده و بدین ترتیب باعث افزایش SNR می شوند .

در مواقعی که حجم وکسل کوچک است می توان با افزایش SNR قدرت تفکیک فضایی را افزایش داد و یا برای کاهش زمان کلی اسکن می توان با افزایش SNR میانگین سیگنال کمتری بدست آورد . همانطور که در کویل فرستنده امواج رادیویی باید فاصله معینی را جهت ارسال سیگنالها در نظر گرفت در کویل گیرنده هم منطقه حساسی وجود دارد که در آن سیگنالها می توانند به راحتی دریافت شوند اما در خارج این منطقه تنها تعداد کمی از سیگنالها دریافت می شوند . این منطقه حساس به قطر کویل بستگی دارد .

بطوریکه افزایش اندازه کویل موجب افزایش ناحیه حساس می شود اما بدست آوردن هر مزیتی در MR مستلزم پرداخت بهایی میباشد . در اینجا با افزایش ناحیه حساس نه تنها مقدار سیگنالهای MR دریافت شده افزایش می یابد بلکه مقدار نویز هم به همان میزان بیشتر می شود .

در مورد نحوه انتخاب کویلهای سطحی چند قاعده اساسی وجود دارد که به آنها اشاره می شود :

1- اندازه کویل باید متناسب با آناتومی و ناحیه مورد تصویربرداری انتخاب شود . اگر اندازه کویل بزرگتر از ناحیه مورد درخواست باشد تاثیر منفی شدیدی روی SNR می گذارد

. 2- FOV باید متناسب با اندازه کویل باشد . در این صورت قدرت تفکیک تصاویر بهینه شده و ضرورت استفاده از تکنیکهای ضدآرتیفکت aliasing کاهش پیدا می کند . برخی کویلها برای قرارگرفتن در قسمتهای درونی بدن طراحی شده اند مانند کویلهای داخل رکتوم که برای تصویربرداری از پروستات مورد استفاده قرار می گیرند . اینگونه کویلهای خاص در سه شکل مختلف ساخته می شوند که هر کدام برای تصویربرداری از قسمت خاصی بکار می رود .

این کویلها عبارتند از کویلهای پروستات ، رکتوم و رحم . - کویهای حجمی این کویلها ، امواج RF را پس از تابش بلافاصله دریافت می کنند . مثل کویل بدن و مغز که به علت نزدیکی فواصل آناتومی باکویل ، SNR را بسیار بهبود می دهند . - کویلهای چند ردیفی این کویل کاربرد فراوان دارد . این کویلها در حقیقت متشکل از چندین کویل هستند ، لذا SNR بسیار بالایی دارند . در ضمن FOV آناتومی بیشتری را تحت پوشش قرار می دهد .

- مدلهای خطی و کوادراچر در ساخت کویلهای گیرنده و فرستنده و همچنین کویلهای سطحی معمولاً دو مدل اساسی مورد استفاده قرار می گیرد . یکی مدل خطی و دیگری quadricher در MRI فرستنده در واقع نمونه ای از بافت بدن بیمار می باشد به عبارت دیگر میدان مغناطیسی چرخشی موجود در نمونه عمل فرستادن سیگنال ها را به عهده دارد . و ماکزیمم سیگنال زمانی ایجاد می شود که مسیر پولاریزاسیون گیرنده بصورت خطی یا در امتداد پولاریزاسیون فرستنده باشد .

چون فرستنده در حال چرخش است بنابراین می توان گفت فرستنده بصورت دایره ای پولاریزه شده است . اگر می توانستیم گیرنده را طوری بچرخانیم که هماهنگ با فرستنده هم فاز شود آنگاه دریافت سیگنال ها به بهترین وجه انجام می گرفت . این گفته بدین معناست که در یک دستگاه 5/1 تسلا باید بتوان کویل را حول بدن بیمار با فرکانس 63 مگا هرتز چرخاند و چون این مسئله امکانپذیر نیست باید کویل بصورت خطی باشد و بصورت خطی پولاریزه شود . در اینجا هنگامی که مغناطیسی عرضی در حال چرخش ، نسبت به کویل ، هم ردیف و تنظیم شود ( 360 و 180 درجه ) ، سیگنالها در قوی ترین حالت خود خواهند بود و هنگامی که بردار مغناطیسی در حالت 90 و 270 درجه قرار گیرد سیگنالها در ضعیفترین حالت خود خواهند بود .

در چنین حالتی مغناطیس را هم در مسیر x و هم در مسیر y خواهیم داشت اما عمل گیرندگی فقط در مسیر x صورت می گیرد . به عبارت دیگر ،‌ فرستنده بصورت دایره ای پولاریزه می شود در حالی که گیرنده بصورت خطی پولاریزه می گردد . کویلهای کوادراچر طوری طراحی شده اند که گیرندگی علاوه بر مسیر x در مسیر y هم صورت می گیرد در این وضعیت هنگامی که مغناطیسی در حال چرخش نسبت به کویل در حالت 90 و 270 درجه قرار می گیرد قدرت سیگنالها در بیشترین مقدار خود خواهد بود .

در هر دو نوع کویل ، سیگنالهایی که در فاز 90 درجه دریافت می شوند مانند یکدیگر می باشند این دو سیگنال به طریق الکترونیکی با یکدیگر جمع شده و می تواند SNR را به مقدار 41 درصد افزایش دهد . - کویل Helm Holtz این کویل را می توان بصورت دو کویل به طور هماهنگ در ارتباط با یکدیگر کار می کنند در نظر گرفت . گاهی به این کویل کویل حجمی نیز گویند . فرق این کویل با کویل کوادراچر در این است که کویل هلمهولتز در واقع از دو کویل خطی تشکیل شده است و هدف آن بهبود سیگنالهایی است که در حجمی از بافت ایجاد می شوند . - مولتی کویل phased array جدیدترین شکل کویل می باشد در اولین مدل این نوع کویل که به صورت تجاری هم در دسترس می باشد هر کدام از کویلها به بورد یا کانال گیرنده خودش پیچیده شده است . در این نوع کویل ، هر کویل از کویلهای دیگر مجموعه جداست اگر دو کویل در نزدیک یکدیگر قرار گیرند با یکدیگر تلاقی نموده و SNR تصویر را کاهش می دهند . زیرا در این صورت هر کویل ، نویز ناشی از کویل دیگر را دریافت می کند . در کویلهای phased array ، هر کویل مشتمل از کویل دیگر بوده و دارای کانال گیرنده خاص خود می باشد . این مسئله باعث بهبود SNR کویل شده و پوشش کل مجموعه نیز افزایش می یابد .

اگر کویلها به صورت خطی با یکدیگر ترکیب شوند می توان آناتومی قسمتهای بلند مانند مهره ها را مورد تصویربرداری قرار داد بدون آنکه سیگنال حاصل از قسمتهای عمیق تر بدن دریافت شود . نوع دیگری مولتی کویل وجود دارد به نام array حجمی که برای تصویربرداری از لگن مورد استفاده قرار می گیرد . بدین ترتیب که دو کویل در قسمت خلفی و دو کویل در قسمت قدامی بدن قرار می گیرد . در این نوع کویل ، عمق کل بافتهایی که می تواند مورد تصویربرداری قرار گیرد در واقع جمع قسمتهای خلفی و قدامی است . کاربرد این نوع کویل در تصویربرداری از اندامهای فوقانی و تحتانی ، شکم و قفسه صدری است .

- ایمنی کویل جهت عملکرد صحیح کویل چند اصل باید رعایت شود . 1- کویلها توسط کابلهای خود به سیستم اتصال می یابند . لذا به میزان ناچیزی گرما از این طریق تولید می شود که به صورت افزایش زمان ممکن است بیمار را اذیت نماید . برای جلوگیری از این کار باید مطمئن بود که کابل کویل بشکل حلقه ای روی بدن بیمار قرار نگیرد

. 2- کابل کویلهایی که صدمه ندیده اند به هیچ وجه نباید مورد استفاده قرار گیرند . 3- برای دریافت سیگنال خوب و صحیح ، کویلها ، باید بطور مناسب تنظیم گردند که این کار توسط سیستم مطابق با روش کارخانه سازنده انجام می شود .

لینک به دیدگاه

به گفتگو بپیوندید

هم اکنون می توانید مطلب خود را ارسال نمایید و بعداً ثبت نام کنید. اگر حساب کاربری دارید، برای ارسال با حساب کاربری خود اکنون وارد شوید .

مهمان
ارسال پاسخ به این موضوع ...

×   شما در حال چسباندن محتوایی با قالب بندی هستید.   حذف قالب بندی

  تنها استفاده از 75 اموجی مجاز می باشد.

×   لینک شما به صورت اتوماتیک جای گذاری شد.   نمایش به صورت لینک

×   محتوای قبلی شما بازگردانی شد.   پاک کردن محتوای ویرایشگر

×   شما مستقیما نمی توانید تصویر خود را قرار دهید. یا آن را اینجا بارگذاری کنید یا از یک URL قرار دهید.

×
×
  • اضافه کردن...