ام‌آرآی

معرفی:

ام‌آرآی (به انگلیسی: MRI) که مخفف عبارت (به انگلیسی: Magnetic Resonance Imaging) است و تصویرسازی تشدید مغناطیسی نامیده می‌شود، روشی پرتونگارانه در تصویربرداری تشخیصی پزشکی و دامپزشکی است که در دهه‌های اخیر بسیار فراگیر شده‌است.ام آرآی یکی از بهترین تکنیکهادر دنیای پزشکی در تشخیص بیماریهااست که بدون تابش اشعه ایکس می توان اسکن های واضحی از بافتهای مختلف بدن گرفت . به این روش NMR نیز اطلاق می‌شود که مخفف کلمات Nuclear magnetic Resonance به معنی تشدید هسته‌ای مغناطیسی نیز می‌‌گویند، که در کتابها و کاربردهای پزشکی واژه MRI کاربرد بیشتری دارد.

تاریخچه:

پدیده تشدید مغناطیسی اولین بار تو سط دو فیزیکدان بنامهای فلیکس بلاچ و ادوارد پارکل بطور جداگانه کشف گردید با این کشف انها در سال 1952 مفتخر به دریافت جایزه نوبل گردیدند.
سرانجام در سال 1970 دکترریموند دامادین به این فکر افتاد که از فراوانی اب در بدن برای تصویر برداری به روش تشدید مغناطیسی استفاده کند. این دانشمند آمریکایی ارمنی تبار از بنیانگذاران این نوع پویشگر می‌باشد.  جایزه نوبل پزشکی سال ۲۰۰۳ به خاطر اختراع ام آر آی به پاول لاتربر از دانشگاه ایلینوی در اوربانا شامپاین^[۱] و پیتر منزفیلد از انگلستان اعطا گردید.ابداع این روش به دههٔ ۷۰ میلادی توسط این کسان باز می‌گردد.

تصویری از آرشیو اداره ثبت اختراعات آمریکا که متعلق به ریموند دامادیان، دانشمند آمریکایی ارمنی-تبار و یکی از مخترعین سیستمهای نوین ام آر آی است.

تشریح عملکرد:

عملکردکلی:

همانگونه که کره زمین دارای دو نوع حرکت وضعی(حرکت به دور خود) و حرکت انتقالی (حرکت به دور خورشید) و نیز دو قطب مغناطیسی شمال و جنوب می‌باشدهسته هر اتم نیز دارای حرکت وضعی (چرخش به دور خود) و نیز دو قطب می‌باشد. هسته حاوی پروتون (بار مثبت) می‌باشد و بنابراین هسته به عنوان یک ذره مثبت در حال چرخش می‌باشد. از آنجایی که ذرات باردار متحرک در اطراف خود میدان مغناطیسی تولید می‌کنند. از این خاصیت هسته اتمهای بدن برای تصویر سازی به شیوه MRI استفاده می‌شود. از آنجا که 70 درصد وزن بدن انسان را آب تشکیل می‌دهد و آب نیز از دو اتم هیدروژن و یک اتم اکسیژن تشکیل شده ، بنابراین هسته اتم هیدروژن برای تصویر سازی مناسب می‌باشد. زیرا بطور طبیعی و به مقدار زیاد در بافتهای بدن وجود دارد.

حال چنانچه این اتم‌های هیدروژن در یک میدان مغناطیسی خارجی بسیار قوی قرار داده شوند، تعدادی از این هسته‌ها با نظمی خاص در محور مغناطیسی جدید قرار گرفته و از حالت تصادفی اولیه خود خارج می‌شوند. در همان جهت به چرخش خود ادامه خواهند داد. حال اگر یک سیم‌پیچ القائی بدور این اتمهای هیدروژن چرخان قرار دهیم و در همین حال یک موج رادیویی با طول موج معین به اتم‌های مذکور طوری برخورد کند که موجب انحراف محور اتمهای هیدروژن به میزان 90 درجه گردد. در این صورت پروتونها یک نیروی الکترو موتوری کوچک را تولید کند که بوسیله سیم‌پیچ القائی قابل اندازه‌گیری می‌باشد. پس از تقویت این جریان ضعیف می‌توان آن را بوسیله اسیلوسکوپ نمایان کرد که این جریان به صورت نزولی کم می‌شود تا صفر شود و مدت زمانی که طول می‌کشد تا این جریان به صفر برسد را زمان T₂ یا زمان استراحت عرضی می‌نامند.

حالا اگر ما یک موج رادیویی با طول موجی دوبرابر طول موج اولی به پروتونهایی که در همان جهت مغناطیسی می‌چرخند وارد کنیم، محور مغناطیسی آنها این بار 180 درجه تغییر جهت خواهد داد که دوباره مدت زمانی طول می‌کشد تا پروتونها به حالت اولیه بازگردند. این زمان نسبت به حالت قبلی افزایش می‌یابد و زمان استراحت شبکه چرخشی یا T₁ نامیده می‌شود. زمانهای T₁ و T₂ برای بافتهای مختلف بدن ، متفاوت می‌باشد. بطور مثال در ۱٫۵ تسلا٫ ثابت T1 برای بافت چربی ۲۶۰ میلی ثانیه و برای بافت ماده خاکستری مغز ۹۲۰ میلی ثانیه می‌باشد.بسته به اینکه چه نوع دنباله پالسیی انتخاب شودمی‌توان با T1 و T2 کنتراست دلخواه را به تصویر کشید و توانایی ام آر آی در همین خاصیت ویژه قرار دارد. بطور مثال در یکی چربی روشن و در دیگری تاریک می‌شود. لذااین زمانها پس از ورود به کامپیوتر مورد سنجش قرار گرفته و نوع بافت و عضو مربوط در کامپیوتر مشخص می‌شود. این اطلاعات به نقاط سیاه و سفید یا رنگی تبدیل و بر روی صفحه تلویزیون نشان داده می‌شود که در واقع تصویر یک مقطع از عضو مورد نظر می‌باشد. هر چه تعداد اتمهای هیدروژن در یک عضو بیشتر باشد، زمانهای T₁ و T₂ بیشتر و جزئیات یک تصویر مشهود تر می‌باشد. در MRI از جهات فوقانی-تحتانی (اگزیال)، چپ‌راستی (ساژیتال) و پس‌وپیش (کورونال) و حتی در جهات اُریب و مایل می‌توان از یک عضو تصویر سازی کرد. دید فوقانی-تحتانی و یا صفحهٔ فوقانی-تحتانی و یا دیدصفحهٔ اگزیال (به انگلیسی: Transverse or axial view) در پزشکی صفحه ایست افقی که بدن و یا دید بدن را به قسمت‌های تحتانی (inferior) و فوقانی (superior) تقسیم می‌کند.در حقیقت این دید همان دید مقطعی است که در اکثر تصویرگیری‌های سی‌تی‌اسکن دیده می‌شود. گاه به جای واژه "دید" در این موضوع از واژه های "برش" یا "مقطع" یا "صفحه" نیز استفاده می شود . دید چپ‌راستی و یا صفحهٔ چپ‌راستی و یا دیدصفحهٔ ساژیتال (به انگلیسی: Sagittal view) در پزشکی صفحه ایست عمودی که بدن و یا دید بدن را به قسمت های چپ و راست تقسیم می‌کند. تصویر ساژیتال در واقع نمایی از بدن است که اشعه از محور ساژیتال تابیده است و بدن در تصویر (مثلا سی تی اسکن)به دو نیمه راست و چپ تقسیم شده است. دید پس‌وپیش و یا صفحهٔ پس‌وپیش و یا دید کورونال (به انگلیسی: Coronal view) و یا صفحهٔ کورونال در پزشکی صفحه ایست عمودی که بدن و یا دید بدن را به قسمت های پس (posterior/dorsal) و پیش (anterior/ventral) تقسیم می‌کند.

اصول فیزیکی دستگاه:

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.

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 .
space filling k: 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_  Contrast to Nois ratio CNR
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 .

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.

سیستمهای امروزی:

سیستمهای ام آر آی امروزه غالباً دارای قدرت میدانهای 0.2، 1، 1.5، و 3 تسلا می‌باشند.در ایالات متحده آمریکا بیمارستان‌ها و مراکز خدمات بهداشتی اجازه استفاده از سیستم‌های تا ۴ تسلا را نیز برای یک بیمار دارند. اما از چهار تسلا به بالا صرفا جنبه و کاربرد‌های تحقیقاتی دارد.

  New MRI Contrast Agent Avaliable ماده کنتراست زای جدید در MRI :

Gadolinium metallofullerenal GdC82 ( OH ) مشتقی از GdC82  است که جدیداً به عنوان ماده کنتراست جدید جهت افزایش کنتراست تصاویر MRI استفاده می شود.

مزایا:

1-حساسیت بسیار بالا : حداقل 20 برابر بیشتر از Gd-DTPA
2- مسمومیت کمتر : باند کربن قوی از جداشدن Gd از ترکیب جلوگیری می کند.
3- با اندازه بسیار کوچک (۲/۱نانومتر)درسلولهای اغلب بافتها از جمله سلولهای پایه stemcell نفوذ می کند.

کاربردها:
1- ایجادکنتراست بالای تصاویر MRI درمورد تصاویر سرطانها
2- ردیابی انتقال سلولهای Stem و سلولهای ایمنی باندشده

کیفیت تصاویرMRI:

فرایند کنترل کیفی در تجهیزات MRI به منظور بیان استاندار اندازه گیری در آزمونهای روزانه و تعیین وثبت تغییرات ایجاد شده در سیستم، انجام می گیرد. اگر چه تعریف استاندارد را نمی توان بطور دقیق مطرح ساخت،‌ ولی هدف فرایند کنترل کیفی ،‌ شناسایی هر گونه تغییرات ایجاد شده در کارایی سیستم می باشد. ثبت اندازه گیری های روزانه در فرایند کنترل کیفی برای تجهیزات MRI به عنوان یک بخش مهم و ضروری در این فرایند مطرح می گردد. هدف نهایی از انجام فرایند کنترل کیفی،‌ دستیابی به بالاترین کیفیت تصویر می باشد. معمولا بهبود کیفیت تصویری در ام آر آی را با مقیاس هایی همانند قدرت تفکیک می سنجند. و معمولا نیز بهبود قدرت تفکیک عواقبی همانند کاهش سیگنال مفید (SNR) با خود بهمراه دارد. اما می‌توان این مشکلات را با راه حل هایی همانند استفاده از سیستمهای با قدرت میدان B_o بالاتر، ویا استفاده از ماده حاجب (contrast agents) مناسب تصحیح نمود.

کاربرد:

یکی از بهترین تکنیکهادر دنیای پزشکی در تشخیص بیماریها استفاده از تصویربرداری تشدید مغناطیسی(MRI)است که بدون تابش اشعه ایکس می توان اسکن های واضحی از بافتهای مختلف بدن گرفت . این شیوه تصویربرداری برای بررسی بیماریهای کبدی ، کلیوی ، ریوی ، نارسایی‌های قلبی ، بررسی جریان خون ، بیماری وبا و کم‌خونی راسی شکل بسیار مؤثر می‌باشد. همچنین برای بررسی ماهیچه ، عروق ، تاندون و رباطها کاربرد دارد. اگر چه MRI نمی‌تواند استخوان را به تصویر بکشد، ولی با استفاده از آن می‌توان مغز استخوان و ساختمانهای خیلی ریز را نمایان ساخت. پزشکان با استفاده از این تکنیک ارزشمند توانستند از بافتهای مختلفی مانند مغز تصاویر واضحی بدست اورند.اگرتوموری در سر باشد ان تومور به صورت لکه ای در تصویر ظاهر خواهد شدکه رنگش با سایر نقاط سر متفاوت است زیرا میزان هیدرژن تومور با میزان هیدرژنهای اطراف فرق میکند بنابراین پس از تابش امواج رادیویی سیگنالها ودر نتیجه تصویر مربوط به ان ایجاد می شود امروزه پزشکان با استفاده از این فناوری می توانند با تشخیص محل لخته شدن خون در قلب و یا مغز از وقوع سکته در انسان جلوگیری کنند.

مزایایMRI:

1.   فقدان اشعه یونیزان یا هرگونه خطر بیولوژیک دیگر.

2.   به کمک این سیستم علاوه بر آناتومی عضو مورد نظر ، بیوشیمی و فیزیولوژی آن را نیز می‌توان مورد بررسی قرار داد.

3.   علاوه بر ایجاد تصویر اگزیال از این مزیت برخوردار است که می‌توان براحتی در هر قطع مثل ساژیتال و کورونال نیز تصویر تهیه کرد.

4.   عدم نیاز به آمادگی قبلی برای گرفتن تصویر مانند خوردن روغن کرچک و غیره.

5.   عاری بودن تصاویر MRI از هرگونه آرتی فکت (هرگونه تصویر مزاحمی غیر از تصویر اصلی).

6.   تفاوت بین ساختمانهای عروقی و غیر عروقی بدون نیاز به مواد کنتراست‌ زا و بر عکس سی تی اسکن .

برتری‌های ام‌آرآی در مقایسه با سی تی اسکن

• تضاد تصویری (سایه‌روشن) بالاتر از سی تی اسکن.
• تهیه مقاطع تصویری از جهات مختلف (از جمله اریب).
• عدم استفاده از پرتوهای یونیزان.
• مانند سی‌تی‌اسکن موجب سخت شدن باریکه پرتوها (آرتیفکت سخت، beam hardening) نمی‌شود.

معایبMRI:

1.   به علت استفاده از میدان مغناطیسی قوی نمی‌توان آن را در مورد تمام بیماران اجرا کرد. از جمله این بیماران افراد دارای باطرهای قلبی ، پارگی در عروق مغزی یا اشیا و پیوندهای فلزی در چشم. زیرا این میدان قوی مغناطیسی می‌تواند باعث گرم شدن ، کشیدن یا جابجایی اجزای فلزی شود یا منجر به آسیب‌های بافتی ، یا بد عمل کردن آنها و حتی مرگ شود.

2.   عدم توانایی در تصویربر داری از استخوان.

3.   وجود هر گونه وسایل فلزی در اتاق محل آزمایش که میدان مغناطیسی سبب کشیده شدن آن وسایل به طرف دستگاه شده و ممکن است خطرات جانبی برای بیمار بوجود آید.

4.   وزن بسیار زیاد ، مغناطیس درون دستگاه (در حدود 4 تن) و قیمت بالای آن.

5.   زمان طولانی مورد نیاز جهت تصویر برداری (بطور معمول 45 دقیقه یا یک ساعت)

نقاط ضعف ام آر آی در مقایسه با سی‌تی‌اسکن

• پر هزینه تر از سی‌تی‌اسکن، کمیاب‌تر، و کار با آن مشکل‌تر است.
• تصویرگیری زمان بیشتری می‌برد.
• وضوح تصویری کمتری دارد.
• بدلیل طولانی تر بودن اسکن‌ها آرتیفکت حرکتی بیشتری دارد.
• موجب مشکلات برای بیماران دارای اجسام فلزی در بدن خود می‌باشد.

تحولات:

1.   از آنجایی که به کمک MRI موفق به اندازه‌ گیری فسفر بدن نیز گشته‌اند، تحقیقات برای اندازه ‌گیری دیگر عناصر بدن در حال انجام است.

2.   تصویربرداری MRI می‌تواند سرطانهای علاج‌‌پذیر را که در بعضی موارد توسط ماموگرافی یا معاینه یافت نشده‌اند، نمایان سازد. بنابراین MRI می‌تواند به عنوان مکمل ماموگرافی در افرادی که احتمال ابتلا به سرطان پستان در آنها زیاد است، مورد استفاده قرار بگیرد.

3.   انجام MRI برای بیماران دارای باطریهای قلبی (Pacemaker) در آینده نزدیک ، بیمارانی که دارای اینگونه جراحیها می‌باشند از تصویربرداری MRI بدون ایجاد هیچگونه مشکلی می‌توانند استفاده کنند. بر اساس گزارش محققان ، آزمایشهای انجام شده بر روی حیوانات و در شرایط آزمایشگاهی نشان داده که می‌توان با تحقیقات بیشتر و پیشرفت ساخت تجهیزات پزشکی در آینده نزدیک ، شاهد ساخت باطریهایی از جنس تیتانیوم باشند که میدان مغناطیسی بر آنها بی‌تآثیر می‌باشد و در طول MRI از حرکات احتمالی آنها جلوگیری می‌شود.

منابع ومآخذ

1-http://www.hupaa.com/index.php

2-http://www.roshd.ir

3- http://www.nmr.org

4- http://www.magnet.fsu.edu

5-http://www.dezmed.com

6- http://www.fas.org

7- http://www.danshope.com

8-http://www.fa.wikipedia.org