Manyetik Rezonans (Bölüm 1)

Magnetik Rezonans Nedir?

MR tetkikinde diğer birçok radyolojik görüntüleme yöntemlerinden farklı olarak x ışınları(radyasyon) kullanılamaz. Burada cihazı oluşturan dev bir mıknatıs ve radyo dalgaları söz konusudur. Dev mıknatıs içine yerleştirilen insan vücudundaki hücreler içinde bulunan su atomlarının çekirdeklerindeki protonlar, radyo dalgaları ile uyarılır ve geri alınan sinyaller bilgisayar aracılığıyla görüntüye dönüştürülür.

MR incelemde insan vücudunda dik düzlemde kesitler alınır. İnceleme sırasında hastanın yapması gereken tek şey hareketsiz yatmaktır. Bunun dışında yapılması gereken birşey olmadığı gibi insan vücudu için zararlı olabilecek hiçbir etkileşimde sözkonusu değildir. Ancak bazı durumlarda bu inceleme yapılamaz. Cihazın dev bir mıknatıstan oluşması dolayısıyla vücudunda manyetik alana duyarlı sabit tıbbi protez ya da alet taşıyanlar(metal kalp kapakcığı, beyin damar ameliyatı v.b.) kalp pili olanlar MR cihazına alınamazlar. Ayrıca kohl etkisi her ne kadar kesin olarak bilinmese de hamileliğin ilk üçayında, mutlak bir gereklilik olmadıkça bu inceleme yapılamaz.

MR incelemesi, incelenecek bölgeye göre 15 - 45 dakika arasında sürer. İnceleme sırasında doktor ve teknisyen sürekkli hastayi izler ve gerektiğinde onunla iletişim kurabilir. İstendiğinde hasta inceleme odasına bir yakınıyla girebilir.

İnceleme öncesinde , karın bölgesi tetkiki dışında hazırlık ya da açlık gerekmez. İnceleme sırasında doktor gerek görürse damar yolu ile bir ilaç yapabilir. Bu ilaç , alerjik bünyeler dışında, hasta için herhangi bir yan etki oluşturmaz.

MR AYGITI VE ÇEVRESİ İLE İLGİLİ ÖZELLİKLERMRG aygıtları çevreden son derece iyi izole edilmiş bir ortamda çalıştırılmalıdır. Bu amaçla cihazın bulunduğu oda Faraday kafesi ile tecrit edilmektedir. Güçlü MRG cihazları yüksek manyetizasyonun sağlanması için sıvı Helyum – Nitrojen gazı ile soğutulduklarından ilgili gazın olası sızımlarına karşı ortamda oksijen satürasyonundaki azalmaya duyarlı dedektörler bulundurulmalıdır. Cihazların verimli çalışması açısından ortam ısısı 18-20 8 C de klimatize edilmelidir. MRG aygıtları başlıca 3 ana parçadan oluşmaktadır

2.1 Ana Manyet :Güçlü bir manyetik alan oluşturmaya yönelik mıknatıs parçasıdır. Manyetler permanent , rezistif ve süperkondüktif olmak üzere üç çeşittir.

2.1.1 Permanent manyet :Bu tür manyetler hepimizin bildiği doğal çubuk mıknatısların büyütülmüş şekli gibidir.MRG sistemlerinde kullanılan bu tür manyetler mıknatıs sistemi olarak Fe,Br gibi üzerinde sürekli

manyetizasyon bulunduran metallerin tuğla gibi dizilerek bir araya getirilmesi ile oluşturulmuşlardır. Bu nedenle ağırlıkları 100 ton civarındadır ve manyetik alan güçleri de oldukça küçük T ( T = 10.000 G) değerlerindedir. MRG de eniyi görüntü kalitesini sağlayan manyet tipi olması yanında ısı değişikliklerine son derece hassastır.

2.1.2 Rezistif manyet :Rezistif ya da elektromıknatıs tipindeki manyetler , içinden elektrik akımının geçirildiği bobin şeklinde sargılar bulunan manyetkerdir. Bu tür manyetler çekirdek yapılarına göre Fe çekirdekli ve hava çekirdekli olarak iki gruba ayrılmaktadır. Rezistif manyetler manyetizasyonu sağlamak için elektrik enerjisine ihtiyaç duyarlar . Manyetik alan ,iletken tellerden geçirilen elektrik akımı ile sağlanmaya çalışıldığından bu tür manyetlerde ısı üretimi fazladır.

2.1.3 Süperiletken (süperkondüktif) manyet :Güçlü ve homojen bir manyetik alan oluşturmak amacı ile sistemin – 269 8 C = +4 K de soğutulması gerektiği manyet türüdür. Soğutma işlemi için sıvı Helyum , Nitrojen kullanılmaktadır. Helyum Nitrojen ,cihaz çalışır vaziyette olsun olmasın devamlı olarak harcandığından belirli bir seviyeye indiğinden sisteme ilave edilmelidir. Bu da maliyette bir artışa neden olmaktadır. Manyetin iç yapısı aşağıdadır.

Resim 10 MR da kullanılan manyet

2.2 Sargılar2.2.1 Shim sargıları :Süperiletken manyetlerde manyetik homojeniteyi daha da arttırmak için geliştirilmiş sargılardır . İyi bir shimming için manyetik alan , 10- 20 cm çaplı bir alanda milyondda bir olmalıdır.2.2.2 Gradiyent sargılar :Sinyal lokalizasyonu yapabilmek amacı ile manyetik alanı her üç düzlemde de kontrollü olarak değiştiren sargılardır. Uzaysal olara aksiyal , sagital ve koronal olmak üzere üç temel düzlem bulunduğundan gradiyent koillerde üç düzlem yönünde üç takımdan oluşmuşlardır. Sonuçta amaç MR sistemi içinde birbirine zıt iki manyetik alan oluşturmuş olmaktır.2.2.3 Radyofrekans (RF) sargıları :İncelenen dokulardaki hidrojen çekirdeklerini uyarmak için RF pulse gönderen ve dokulardan gelen sinyalleri saptayan koil adı verilen parçalardır. RF sargıları , hem uyarımları incelenen dokuya ileten hem de dokulardan gelen sinyalleri toplayan bir alıcı hüviyetinde olup MRG sistemine RF güç yükselteci ile bağlıdır. Uygun parametreler kumanda panelinden girildikten sonra sistem bilgisayarı , ne kadar ara ile ve ne güçte RF pulsu yollayacağını belirleyerek RF

yükselteci üzerinden RF sargısına akımın yollanmasını sağlar. Yollanan akım analog ve kesintili şekildedir. RF sargısı bütün işlevlerini kendi içinde elektromanyetik bir alan oluşturarak gerçekleştirmektedir.2.2.4 Düz sargı :Sargıların oluşturduğu elektromanyetik alanın ana manyetik alana dik olması nedeni ile günümüz MRG sistemlerinde kullanılmamaktadır.2.2.5 Kuş kafesi sargı :MR sistemlerinde bugün için en yaygın kullanılan RF sargısı tiplerinden biridir. Rutinde beyin ve diz çekimlerinde kullanılan RF sargıları bu tipte imal edilmişlerdir.

Resim 11 MR görüntülemede ve MR spektroskopisinde kullanılan değişik tipteki RF sargıları görülmektedir

2.3. BilgisayarMR sistemlerinde kullanılan bilgisayarlar RF sagıları tarafından dokulardan algılanan sinyallerin osiloskopta ölçümünü takiben güçlendirilip , çeşitli filtrasyonlardan geçiren ve dijitalize ederek griskala değerleri ile görüntüye çeviren kısımdır.2.4 MRG’nin Avantaj Ve DezavantajlarıAvantajları :1-Yüksek yumuşak doku kontrast çözümlee gücüne sahiptir.Bu durum MRG ye vücuttaki yumuşak doku oluşumlarının görüntülenmesinde tartışılmaz bir üstünlük getirmiştir.2-Sadece aksiyal değil koronal ve sagital düzlemlerde de inceleme olanağı sağlamaktadır.3-Kemik yapıların artifakt oluşturma özelliği bulunmamaktadır. (Bu durum BT de olumsuzluklara yol açar )

4- X ışını yerine , güçlü bir manyeti alanda RF dalgaları kullanıldığından iyonizan radyasyon riski bulunmamaktadır.5-Damarlar IV kontrast madde uygulanmasına gerek olmaksızın görüntülenebilir6-MRG de kullanılan kontrast maddeler yan etki riski olarak iyotlu kontrast maddelerden daha emniyetlidir.

Resim12 Açık anyet sistemi ile dizayn edilmiş 0,064 T gücündeki MR sistemi

Dezavantajları :1-Tetkik süresinin uzunluğu ve bunun sonucu artefaktların gelişimi fazladır.2-Pahalı bir inceleme olması. Cihazın maliyeti , harcamalarının fazlalığı,kontrast ilacının daha pahalı oluşu tetkik ücretini artırmaktadır3-Dar ve kapalı bir yerde uzun bir süre kalma gerekliği nedeni ile klostrofobisi (dar ve kapalı yerde kalma korkusu ) olan hastaların incelemesi zordur. Günümüzde böyle bir korkusu bulunan hastalar için açık dizayn (open design ) manyetler de geliştirilmiştir(şekil) Bu tür cihazlar genellikle daha düşük T gücünde manyete sahiptirler4-Vücudunda kalp pili , metalik impland , nörostimülatör ve anevrizma klipleri taşıyan hastalar tetkike alınmazlar.5-Kompakt kemik ve kalsifikasyonların sinyalsiz olmalarından dolayı belirlenmeleri çoğu zaman zordur.6-Beyinde akut kanama , sinyal özelliklerinin görüntülemedeki elverişsizliği nedeni ile iyi belirlenemeyebilir.7-MRG nin günümüzde kullanıldığı şekli ile önemli bir yan etkisi bulunmamakla beraber yüksek statik manyetik alaan gücünden , gradiyent ve RF sargılarından kaynaklanan bazı yan etkilerinin de görülebileceği bildirilmektedir. RF sargıları vücutta minimal de olsa ısı artımı yaratabilmektedir. Literatürde MRG çekimi sırasında pulseoximetre ile yapılan

monitörizasyon esnasında oximetrenin bağlandığı parmakta termal yanık geliştiğine ait bir olgu sunumu bulunmaktadır.

2.5 Rf Pulse Uygulama Süreleri Ve Pulse Sekansları:TR ve TE ZamanlarıTR (Time to Repeat)TR zamanının ne olduğunu anlamak bizim açımızdan çok önemlidir. Bunun için, önce Şekil 35’daki şemayı inceleyelim. Burada T1 ve T2 relaxation zamanları farklı olan iki doku örneklenmektedir. A dokusunun transvers ve longitudinal relaxation zamanları B dokusundan daha kısa olsun. Şimdi bu ortama 90 RF pulse gönderelim ve bir süre bekleyelim. İşte bu bekleme süresine “TR zamanı” adını veriyoruz. Yani ikinci bir RF pulse gönderene kadar geçen zamanı ifade etmektedir. Örneğin 90 RF pulse gönderdikten sonra TRlong zamanı kadar bekliyor ve bu süre sonunda yine 90 RF pulse gönderiyoruz. Şekilde gördüğümüz gibi ilk 90 RF pulse uygulanmasından sonra beklediğimiz TRlong süresi sonunda her iki dokuda da longitudinal manyetizasyon başlangıç konumuna gelmiş bulunmaktadır (frame 5). İkinci RF pulse uygulandığında frame 6’da gösterilen transvers manyetizasyon her iki doku için ilk RF pulse’de olduğu gibi (frame 1’de) yine aynı oranda oluşacaktır. Peki TR zamanını daha kısa seçersek ne olur. Şekil 36’ye bakarsak aynı ortamda bu sefer 90 RF pulse gönderdikten sonra daha kısa (TRshort) süresi bekleyip relaxation zamanları daha kısa olan A dokusundaki longitudinal manyetizasyon B dokusundan daha önce eski konumuna geldiğini (trame 4) görürüz. İkinci 90 RF Pulse bu anda gönderileceğinden bu sefer dokuların transvers relaxation zamanları da farklı olacaktır. Frame 5’de görüldüğü gibi A dokusunun transvers manyetizasyonu B dokusundan büyüktür. Bu durumda ortamın net manyetik vektörü A dokusunda, B dokusundakinden büyük olacak, yani oluşturduğu MR sinyali daha fazla olacaktır. Bu durumda, 90 RF pulse’lar kullanarak bu pulsların arasındaki TR zamanı da kısalttığımızda A ve B dokusunu birbirinden kolayca ayırdedebileceğiz.

Şekil 35 ve 36 T1 ve T2 relaxation zamanları farklı iki dokunun uzun TR zamanı seçildiğinde manyetik vektörlerin davranışı (üstteki ) ve aynı iki dokunun kısa TR zamanı seçildiğinde manyetik vektörlerin davranışı.

Örneğimizdeki tabloyu özetlersek; 90 RF pulse’ları belli zaman aralıkları ile uyguladığımızda, eğer uygulama aralığı uzun tutulursa (TRlong) iki dokunun arasını yoğunluğunu ayıramadığımızı, ancak bu kısa tutulursa (TRshort) iki dokuyu birbirinden ayırdedebileceğimizi görüyoruz. Bu ayrımın nedeni her iki dokudaki longitudinal (T1) relaxation zamanındaki farktan kaynaklanmaktadır. İşte bu MR resmine “T1 - ağırlıklı görüntü” adını veriyoruz. Bu resim doku kontrast farklılığını göstermektedir ve dokular arası sinyal yoğunluğu farkından oluşmaktadır (Resim 1).

Genel bir bakış açısıyla, RF pulse’ları seçerek (90 , 180 gibi ) ya da RF pulse’ ların uygulama aralıklarını (TR) değiştirerek değişik özellikte MR resimleri elde edebiliriz. İşte RF pulse seçimleri ile oluşturulan MR serilerine “Pulse Sekansları” adını veriyoruz. Pulse sekansları hakkında daha ayrıntılı bilgiyi ilerde göreceğiz. Bu bölüme geçmeden önce MR resminin özelliklerine değinelim. T1-ağırlıklı resmin nasıl oluştuğunu Şekil 35 ve 36’ daki açıklamalarımızda görmüştük. Dedik ki T1-ağırlıklı resimler doku kontrastını ortaya koyar ve Resim13 T1 ağırlıklı MR resmi (koronal düzlemde elde olunmuş beyin kesiti) farklı dokuların farklı sinyal oluşturmasından kaynaklanır. Oysa MR imajında doku kontrastı sadece dokuların T1-relaxation zamanınabağlı değildir. Örneğin tetkik edilen ortamdaki dokularda bulunan proton miktarı da bunu belirler. Diyebiliriz ki tetkik bölgesinde protonlar az ise doku kontrast farkı azdır, çok ise kontrastfarkı da artar. Demek ki pulse uygulamaları arasında uzun bir TR süresi beklersek o ortamdaki dokular arasındaki proton yoğunluğu (density) farkı sinyal oranını doğrudan etkileyecektir. İşte bu şekilde elde olunan imajlara da “proton density görüntü” adını veriyoruzUnutmamak gerekir ki gerçekte, sinyal yoğunluğu pek çok parametreye bağlıdır. Örneğin RF pulse uygulamaları arasındaki TR zamanını çok uzun seçersek T1 relaxation süresi doku kontrastını belirlememize yardımcı olmaz, ancak proton içeriği (yoğunluğu)farklı dokuların birbirinden ayırımı yine de mümkün olacaktır ki bu tür imajlara proton density imaj adını veriyorduk. Peki MR görüntülemenin içinde oldukça önemli yeri olan “T2-ağırlıklı görüntü” nasıl elde olunabilmektedir? Şimde de bunu açıklamaya çalışalım.

TE (Time to Echo)MR tetkiki yapmakta olduğumuz hastaya önce 90 RF pulse gönderelim. Longitudinal manyetizasyon yatacak ve transvers manyetizasyon oluşacaktır. Pulse uygulamasını kesip kısa bir süre bekleyecek olursak, longitudinal manyetizaston yeniden oluşmaya başlayacak, ancak transvers manyetizasyonda azalacaktır. Transvers manyetizasyonun zayıflama nedeni nedir hatırlayalım. RF Pulse ile inphase duruma gelmiş protonlar, pulse uygulaması kesildiği anda “dephasing” gösterecek ve tekrar birbirlerinden açılarak eski konumlarına döneceklerdir. Şekil 37’de bu durumu görmekteyiz. 37 (a)’da RF pulse uygulandığında 3 protonu inphase konumunda izliyoruz. 37 (b)’de RF pulse kesilmiş ve protonlarda dephasing başlamış

durumda ve 37 (c )’de protonlar eski konumlarına doğru precession hareketlerini yaparak açılmalarına devam etmekteler. İşte dephasing olayı nedeniyle transvers manyetizasyon bunu paralel olarak azaltıcaktır. Tabii ki transvers manyetizasyonun azalması antenimizle aldığımız sinyal şiddetinin de sürekli azalması demektir. Şimdi tam bu anda farklı bir uygulamaya geçelim ve belli bir zamandan sonra (şimdilik buna TE / 2 diyelim) bu defa hastaya 180 RF pulse gönderelim. Bu pulse sanki kauçuk bir duvar gibi etki yapar ve dephasing’deki protonların tam aksi yönde precession hareketine geçmesine ve yeniden in-phase konumuna dönmelerine neden olur (Şekil 37d-e-f). Bu durumda ne olmuştur? İlk90 RF pulse uygulaması kesildiğinde precession frekansı en yüksek proton en önde dephasing gösterirken bu ikinci 180 RF pulse uygulamasından sonra, precession frekansı düşük protonun arkasından gelir duruma düşmüştür. Eğer biz yine TE/2 zamanı beklersek, bu hızlı protonumuz, yavaş protonu bu süre içinde yakalayacaktır. Bu anda protonlar hemen hemen inphase durumuna ulaşmış olacaklardır. Bu da yine transvers manyetizasyonun en büyük düzeyine gelmesine, dolayısıyla yine güçlü bir MR sinyali katdetmemize neden olacaktır. Yine kısa bir zaman sonra precession frekansı yüksek olan hızlı protonumuz tekrar dephasing’e hızka geçeceğinden, almakta olduğumuz MR sinyali zayıflayarak azalacaktır. Bu örneğimizde 180° RF pulse uyguladığımızda oluşan transvers manyetizasyondan kaydettiğimiz yüksek sinyale "spin echo" adını veriyoruz. Bu isim, 180° RF pulse'un kauçuk duvar etkisi ile dephasing'deki protonların buraya çarpıp bir echo (yansıma) oluşturuyormuşcasına sinyal

vermesinden gelmektedir.Yukarıda anlattığımız örnekte TE/2 zamanları süresince bekleyerek her 180° RF pulse uyguladığımızda sürekli yeni bir transvers manyetizasyon oluşturur ve bu anda hep yüksek sinyal alırız.Şekil 38: Verilen her 180° RF Pulse'de alınan sinyaller bir öncekinden daha küçük olmaktadır. Bu sinyalleri zaman sürecinde bir grafikle gösterecek olursak yukarıdaki eğriyi elde ederiz. T2 eğrisiAncak her yeni aldığımız transvers manyetizasyon, bir öncekinden küçük olur (Neden? Çünkü; dephasing'in tamamlanmasına müsaade etmeden protonları in-phase durumuna getirdiğimiz için). Bu durumu Şekil 38'deki grafikle özetleyecek olursak her 180° RF pulse'de aldığımız sinyaller farklı oluyor demiştik. Dolayısıyla bu spin-echo'ların siddeti farklı olmaktadır. Burada elde olunan eğriyle (spin echo'ları birleştirerek ortaya çıkan T2-eğrisi" adı verilir. Eğer 180° RF pulse vermeseydik ilk 90° RF puse'dan sonra sinyal şiddeti hızla azalacaktı. Bu ilk echodaki sinyal siddetine de "T2* (T2 star) eğrisi" adı verilir. Şimdi bu grafiğe baktığımızda, Spin-echo'nun zaman ile azaldığını görmekteyiz. Bundan sorumlu olan, 180° RF pulse'un, MR cihazındaki mevcut sabit manyetik alanın protonlar üzerinde oluşturduğu etkiyi nötralize etmesidir. Bu sabit manyetik alanın inhomojen olduğunu ve bu inhomojenitenin tarafımızdan bilinçli olarak böyle oluşturulduğunu biliyoruz. Hatırlayacağınız gibi incelenen dokuda oluşan net manyetizasyon da kendi içinde homojen değildir, ancak bu inhomojenite sabit olmayıp bizim kontrolümüz dışındadır. Bu nedenle dokudaki protonlar 180° Rf pulse uygulamasından önce değişik precession frekanslarında olup, bunların bir kısmı, diğer protonların çoğunluğunun önünde yada arkasında kalabilmektedir. Dolayısıyla echo oluştuğu süre boyunca bir echo'dan diğerine sinyal kaydımız sürekli azalma gösterir. Buna "T2-etkisi" diyoruz. Eğer biz 180° RF pulse kullanmassak dış manyetik alanın bu sabit inhomojenitesini nötralize edemeyiz. Bu durumda protonlar RF pulse kesildiğinde manyetik alan boyutunda dahabüyük farklılıklarla neden olacaklar ve bu da in-phase konumundaki protonların sürhatle dephasing göstermesine yani transvers manyetizasyonun hızla kaybolmasına yol açacaktır. Bunu 180° RF pulse ile oluşturdumuz transvers manyetizasyondan ayırmamız gerekir. Bu nedenle kısa RF pulse ile oluştuduğumuz bu etkiye de "T2* etkisi" diyoruz. T2*, hızlı görüntüleme "fast-imaging" tekniklerinde önemlidir ki bu konuya ilerde degineceğiz.

Şekil Transvers rrelaxiation zamanları farklı iki dokunun T2 eğrisi

Şimdi, MR cihazında yatmakta olan hatamıza önce 90° RF pulse gönderdik ve transvers manyetizasyon oluşturduk. T2 etki nedeniyle bu transvers manyetizasyon süratle azalmaya başlayacaktır.Şekil 23 te bu transfer manyetizasyonu T2 eğrisi ile gösterilmiştir.Bu şekilde iki farklı doku şematize edilmiştir.A dokusu kısa T2 süresi olan bir doku (örneğin beyin) olsun.B dokusu ise uzun T2 süresi olan bir doku (örneğin sıvı.BOS) olsun.Her iki doku içinde T2 eğrisi 0 sn. den bailamaktadır ki bu an 90" RF pulse'un kesildiği andır.Biz belli bir süre bekliyoruz.(TE/2) ve 180' RF pulse gönderiyoruz.Yine bir süre bekliyoruz.(TE/2) ve bir sinyal alıyoruz. (böylece 90° RF pulse'ugönderip kestiğimiz andan itibaren echo oluşturup sinyal almak için beklediğimiz toplam süre TE zamanı olmuş oluyor) Aldığımız bu sinyalin şiddeti, zamana karşı grafikte gösterildiğinde Şekil 23,de gördümüz T2-eğrisi oluşmuş oluyor.İşte 90' RF pulse ile echo oluşumuna kadar geçen süreye "TE zamanı:time to echo" adı verilmektedir.TE eğrilerine bakacak olursak, TE zamanını kısa seçtiğimizde dokulardan yüksek sinyal alacağımızı ancak dokular arası sinyal farklılığının az alocağını görürüz. Aksinde ise yani uzun TE seçtiğimizde dokulardan alınan sinyal Yoğunluğu azalmakta ancak dokular arası sinyal yoğunluğunun farkı artmaktadır. Bu durumda diyebiliriz ki doku kontrast farkını arttırmak için uzun bir TE süresi beklemek gerekmektedir. İste böyle imajlara "ağır-T2 görüntü: heavily T2 image" adını veriyoruz. . Burada da bir problem vardır. Uzun bir TE süresi beklediğimizde de bu sefer karşımıza "signal to noise: sinyal görüntü oranı" problemi çıkmaktadır. Bunun nedemek olduğuna geçmeden önce bir örnek verelim. Şöyle ki otonuzda radyo dinlerken, verici istasyona ne kadar yakınsanız sesi o kadar iyi alırsınız.Hareket halinde iken bu istasyondan uzaklaştığınızda sinyaller zayıflar ve parazitler duyulmaya başlar. İşte MR sinyali de böyledir. Sitemde her zaman bir zemin paraziti olmasına rağmen sinyal kuvvetli iken bu fark edilmez (yada önemsenmez) Oysa sinyal zayıfladığında (Örneğin şekil 39,daki gibi uzun TE süresi beklediğimizde) bu sefer zemin gürültüsü (noise)belirginleşecektir.Tabii ki bu da görüntü kalitemizde kötü etkilerde bulunacaktır. Bu nedenle uygun bir TE süresi seçilmelidir. Peki bugün rutin kullanımında tercih edilen TE süreleri nedir? Şöyle genelleyebiliriz; 30 mSec'den kısa TEsüresine"Kısa TE" 80 mSec'den uzun TE süresine "Uzun TE" adı verilir. Yine bu arada TR süresine de değinelim. 500 mSEC'den kısa TR süresine "Kısa TR", 1500 mSEc'den uzun TR süresine de "Uzun TR" adını veriyoruz. Bu TR ve TE sürelerinin, seçtiğimiz pulse sekanlarına göre T1 ve T2 ağırlıklı imajlarımıjı oluşturacağını artık biliyoruz.Bu bilgiler ışğında dokuların ve bazı patalojik değişikliklerin T1 ve T2 ağırlıklı MR resiminde hangi görünüm özelliği ile izleneceği Tablo2'de sunulmuştur. Bu Tablodaki bilgileri hatırlayarak MR resmindeki yapıların anatomik ve patalojik gelişim özelliklerini yorumlama şansı elde edebilmekteyiz.

Tablo 2. Dokuların ve bazı patalojik değişikliklerin MR kesitlerinde görünüm özellikleri

2.6 MRG de Pulse Sekansları2.6.1 Spin- echo sekansKullandığımız RF pulse derecelerine, kullanma sürelerine (TR) ve echo oluşturma sürelerine (TE) bağlı olmak üzere MRG de değişik örneklerle açıkladığımız önce 90° RF pulse sonra 180° RF pulse uygulama şekli ile yapdığımız sekans MRG de temel görüntüleme sekansı olup buna "spin echo seguence: SE sekans" adını veriyoruz. SE sekansı ile hem T1 hemde T2 ağırlıklı imajlar elde edebiliriz. Bir spin - echo skansını Şekil 40'da ki gibi şematize edebiliriz. Bu şekle baktığımızda90° RF pulse-TE/2 zamanı bekleme-180° RF pulse-TE/2 zamanı bekleme-Sinyal kaydı (TE Zamanı)Böylece uygulamamızı peşpeşe tekrarlayarak MR görüntümüzü oluşturuyoruz. Şimdi bu bilgiler ışığında Spin - echo sekanslarında TR ve TE sürelerini değitirerek elde edeceğimiz görüntüleri göstereceğini görelim. Şekil 41'de bir dokunun SE Sekanslarındaki T1 ve T2 erişeri birleştirilerek şematize edilmektedir. TR zamanı sonunda dokuda oluşan longitudinal manyetizazsyon miktarına eşittir.

Şekil 40 Spin echo sekansının şematik ifadesi

Transvers relaxation zamanı T2-eğrisi ile gösterilir ve hatırlayacağınız gibi bu zamanla azalan bir değerdir ve TE zamanı sononda alınan sinyalin yoğunluğu T2-eğrisi ile ifade edilir.

Şekil 41 Bir dokunun spin-echo sekasından T1 ve T2 eğrileri

2.7 Uzun TR / Kısa TE seçilince elde olunan MR resmi :İki farklı dokunun, uzun TR/Kısa TE parametreleri seçilerek elde olunan SE sekanslarındaki MR ğörünüm özelliği Şekil 26'da izlenmektedir. Bu şekilde görüldüğü gibi uzun TR süresi,her iki dokunun da T1-sinyallerinin eşit oranda kaydedilmesine neden olacaktır. Çünkü; longitudinal relaxion zamanı bu iki dokuda farklı olmasına karşın uzun bir TR süresince beklediğimizde her iki dokuda tranvers manyetizasyondan longitudinal manyatizasyona dönüşün tamamlanması için yeterli süreyi vermiş olacağız. TE zamanı kısa olduğu için de bu sefer iki doku arasındaki sinyal faklılığını okuyacak zaman kalmayacaktır. Bu nedenle bu nedenle tetkikte (TR long/TE short) aldığımız sinyal kaydı ne T1-ağırlıklı ne de T2 ağırlıklı olmayacaktır. Ancak elde olunan ımaj, temel olarak ortamdaki mevcut proton sayısına bağlı olacaktır. Yani protonun çok olduğu kesimden daha çok sinyal, az olduğu kesimden daha az sinyal alınacaktır. Bu görüntüye daha önce de açıkladığımız gibi "proton density görüntü" adını veriyoruz.

Şekil42 iki farklı dokunun uzun TR / kısa TE seçildiğinde elde olunacak SE sekansındaki MR resminin özelliği

Resim 14 Proton density MR resmi ( aksiyal düzlemde elde olunmuş MR resmi )2.7.1 Uzun TR - uzun TE seçilince elde olunan MR resmi :TR uzun olduğu için önceki örneğimizde olduğu gibi iki doku arasında T1 - sinyalleri bakımından farklılık olmayacaktır. Oysa TE uzun olduğu için dokular arasındaki T2 - sinyal farklılığı kesin olarak net bir şekilde kadedilebilecektir. Şekil 43'de bu durum grafikte izlenmekte olup TR long/TE long seçilen bir spin echo sekansından elde ettiğimiz resim T2 - ağırlıklı olmuş olacaktır.(Resim 15)

2.7.2 Kısa TR - Kısa TE seçilince elde olunan MR resmi :TR zamanı kısa seçildiği için dokularda longitudinal manyatizasyon farklı zamanlarda oluşmakta olduğundan T1 - sinyallerindeki farklılık net şekilde alınacaktır.TE zamanı da kısa olduğu için, T2 sinyalleri arasındaki farklılık belirgin olmayacaktır. Şekil 28'de izlediğimiz bu sekasta (TR short/TE short) elde olunan MR resmi T1 - ağırlıklı olacaktır.

Resim 15 T2 - ağırlıklı MR resmi (aksiyal düzlemde beyin kesiti) TR/TE:3500/100 mSec2.7.3 Kısa TR-Uzun TE seçilince elde olunan MR resmi :Bu, pratik uygulaması olmayan bir durumdur. Çünkü kısa TR seçildiğinde, longitudinal manyatizasyon çok küçük miktarda oluşacaktır. RF pulse ile bu longitudinal manyetizasyonun yönünü değiştirdiğimizde uzun bir TE süresi beklesek de alınacak sinyaller çok az olduğundan elde olunan imajın görüntü bakımından yetersiz olması kaçınılmazdır. Bu nedenle klinik uygulamada böyle bir parametre seçimi yapılmaz.

Şekil 43 iki farklı dokunun uzun TR / uzun TE seçildiğinde elde olunacak SE sekansındaki MR resminin özelliği

Şekil 44 iki farklı dokunun kısa TR/kısa TE seçildiğinde elde olunacak St sekansındaki MR

2.8 Partial saturation / Saturation Recovery SekansSadece 90° RF pulse kullanımı ile yapılan bir pulse sekans şeklidir. Sekansın temel uygulama şekli ard arda 90° RF pulse verilmesine dayanır. Bu sekansın şematik ifadesi Şekil 29'da gösterilmiştir. 90° RF pulse uygulamaları arasındaki TR zamanının seçimine bağlı olmak üzere elde olunacak imajlarda bazı farklılıklarda olur. Şekil 45'e bakılacak olursak TRshort ve TRlong seçimlerinde farklı iki dokunun bu sekansta nasıl görüntüleneceğini anlayacağız. TRlong seçildiğinde şekilde görüleceği gibi protonların relaxation için yeteri kadar zamanı olmaktadır. Bu durumda kaydedilecek olan sinyalin şiddeti doğrudan doğruya ortamdaki protonların miktarına bağlı olur. Dolayısıyla TRlong seçilince bu sekansta "Saturation recovery" adını veriyoruz ve elde olunan MR imajı proton density özelliktedir.Eğer TRshort seçilise bu sefer protonların 90° pulse'dan sonra eksi konumlarına gelmesi için yeteri kadar beklemeden ikinci 90° RF pulse gönderiyoruz. Bu durumda T1 zamanları farklı iki dokuda relaxation zamanları farklı olacağından kaydedilen sinyaller tamamen o dokuların T1 özelliklerine bağlıdır ve bu durumda elde olunan imaj T1-ağırlıklı olur. Bu şekliyle sekansımızın adı "Partial Saturation" adını alır.

Şekil 45 saturation recovery sekans

Bi1gisayarlı tomografi (BT), kolime edilmiş X-ışını kullanılarak, incelenen objenin kesitsel görüntüsünü oluşturmaya yönelik radyolojik görüntüleme yöntemidir. Kolime edilmiş X-ışını demetinin objeyi X-ışını tüpünün karşısına yer1eştiri1miş dedektörler tarafından saptanarak görüntüye dönüştürülmektedir. BT, başta santral sinir sistemi olmak üzere vücudun hemen her bölgesinin incelenmesinde kullanllımaktadır. Toraks ve batın incelemeleri yanında iskelet sistemi, oluşumları da gerek koronal gerekse aksiyal BT kesitleri ile başarılı bir şekilde incelenebilmektedir.

Manyetik Rezonans (Bölüm 2)MR Cihazı

MR Cihazının Yapısı:

6.3.1.1 Sabit Manyetik Alanı Oluşturan Mıknatıslar:MR cihazı ile çeşitli patolojilerin biyokimyasal analizlerini yapmak , hücre fizyolojisi ve metabolizmayı incelemek , hastalıkların ilaç tedavilerine yanıtını takip etmek büyük bir kolaylık haline gelmektedir.Bir MR cihazının en önemli parçası sabit (dış) manyetik alanı oluşturan mıknatıstır.Manyetik güç birimi "Tesla" yada "Gauss" ile ifade edilir(1 Tesla=10000 Gauss).Dünyanın da sabit bir manyetik alan yönü bulunmaktadır ve bu 0.3 ile 0.7 gauss arasında değişmektedir.MR sistemlerinde kullanılan mıknatısların manyetik alan gücü ise genellikle 0.3 Tesla ile 1.5 Tesla arasında değişmektedir.MR cihazlarında çeşitli tipte mıknatıslar kullanılabilir.Bunları özelliklerine göre üç ana grupta sınıflandırmaktayız.

a)Permanent magnetler : Bunlar doğal mıknatıslardır.Manyetik alan oluşturmak için herhangi bir enerji gereksinimi göstermezler ki bu durum permanemt manyetlerin önemli bir avantajını oluşturur.Ancak önemli iki dezavantajı vardır.Bunlardan birincisi,termal instabiliteleri vardır ki bu durum manyetik alan gücünü kısıtlayıcı bir faktördür.İkincisi ise doğal mıknatıslarla oluşturulacak bir MR magneti çok ağır olmaktadır. ( örneğin 0.3 T gücündeki bir permanent yaklaşık 100 tondur).b)Resistiv magnetler : Sarmal bir telden geçirilen elektrik akımı sonunda manyetik alan oluşturan mıknatıs şeklidir.Dolayısıyla bunlara "elektromagnet" adı da verilir.Bunların manyetik alan üretmesi için sürekli bir elektrik akımına ihtiyacı vardır.Sürekli elektrik akımı,magneti oluşturan tel sarmalının ısınmasına neden olduğundan,sistemin sağlıklı çalışabilmesi için,birde magnetin soğutulması gereklidir.Permanent magnetlerle karşılaştırıldıklarında,elektromagnetler daha yüksek manyetik alan üretebilirler.Ancak bunları,çok yüksek manyetik alan oluşturmakta kullanmak akılcı bir yaklaşım değildir,çünkü oluşan ısınmayı gidermek büyük sorun yaratır.c)Superconductive magnetler : Halen günümüzde rutin klinik kullanımdaki MR cihazlarında en yaygın kullanılan mıknatıslar bunlardır.Bunlar da elektrik akımı ile manyetik alan oluşturur ancak kullanılan akım taşıyıcılar özel süper iletken metallerden yapılmıştır.Ancak bu süper iletken metallerde sürekli elektrik akımı geçirecek olursak ısınır ve süper i1etkenlik özelliklerini kaybederler.Bu nedenle etkin hızlı soğutulmaları gerekmektedir.Bu amaçla "Cryogen"ler (helyum,nitrojen) kullanılır.Süper iletken magnetler mükemmel bir manyetik alan homojenitesine sahiptirler ve oldukça yüksek manyetik alanlar oluşturabilirler.En önemli

dezavantajları ise, çok pahalı olmaları ve yine pahalı soğutma elementlerinin kullanılmasına ihtiyaç duymalarıdır.MR görüntülemede kullandığımız RF pulse'un verilmesinde ve uyarılmış protonların oluşturduğu sinyallerin kaydedilmesinde "RF Coil" adını verdiğimiz sistemler kullanılmaktadır.Bunlar amaca yönelik çeşitli özelliklerde ve tiplerde olabilmektedir;a)Uolüm coil'ler : Bunlar tüm MR cihazlarında mevcuttur.Bunlar vücudu çepeçevre sararlar.Vücut coil'i MR cihazının sabit bir parçasıdır.Geniş vücut bölgelerinin görüntülenmesinde bu coil kullanılmaktadır.b)Shim coil'ler : Bunlar özellikle elektro magnetlerin homojen bir manyetik alan sağlaması amacıyla kullanılan elektrik ve mekanik düzeneklerdir.c)Gradyant coil'ler : Bunlar sabit manyetik alanda,sistematik biçimde manyetik alan gücünü değiştiren ve bu amaçla lineer manyetik alan üreten sistemlerdir. Kullanım amaçları MR tetkikinde incelenmekte olan kesit bölgesini tespit etmektir.Uzaysal boşlukta 3 düzlem (transvers,sagital,koronal) bulunduğu için qradyant coiller de bu 3 düzlem yönünde 3 takımdan oluşur.d)Yüzey coil'ler : Bunlar doğrudan doğruya incelenecek vücut bölgesi üzerine konularak kullanılan coillerdir.Bu coil'ler sadece sinyal kaydedici olarak işlev görürler.Bu nedenle bunların kullanıldığı durumlarda RF pulse vücut coil'i tarafından gönderilir.

6.3.2 MR sinyalinin Özellikleri:Longitudinal ve Transvers Relaxation Zamanları;MR cihazında tetkik için aldığımız hastaya RF pulse gönderdiğimizde longitudinal manyetizasyonun azalarak kaybolur ve bu anda Y düzleminde transvers manyetizasyonun oluştur .RF pulse uygulamasını kestiğimiz anda bu durum tersine dönecektir.Çünkü,uyarılmış elektronlar tekrar düşük enerjili durumuna geçerler ve dış manyetik alan yönüne paralel,eski konumlarına dönerler.Ayrıca "in phase" konumundaki tüm protonlarda yavaş yavaş birbirlerinden açılarak ilk konumlara geçerler.Bu duruma protonların "dephasing phenomenon"ı adı verilir.Bu olaylar sonunda;transvers manyetizasyon azalarak kaybolur ki bu süreye "transvers relaxation zamanı" adı verilmektedir.Bu sırada longitudinal manyetizasyon yeniden oluşmaya başlar ki,longitudinal manyetizasyonun ilk konuma gelmesi için geçen bu zamana "longitudinal relaxation zamanı" adı verilmektedir.

6.3.3 MR’da RF Pulse Kullanımı ve Özellikleri:Radyo dalgaları,bir elektromanyetik dalgadır ve elbette bir dalga boyu ve frekansı bulunmaktadır.MR görüntülemede radyo dalgalarını,tetkik süresinde sürekli değil,ancak kısa aralıklarla belli bir süreçte uygulanmaktadır.Bu nedenle bu deyim "RF pulse" olarak kullanılır.RF pulse uygulamadaki amacımız hastadaki longitudinal manyetizasyonun yönünü değiştirmektir.Ancak her RF pulse bu işlemi yerine getirmez.Bunun gerçekleşebilmesi için RF dalgasının,proton ile enerji değişiminde bulunabilmesi gerekmektedir.Bu enerji değişiminin olabilmesi için de,göndereceğimiz radyo frekansı dalgasının frekansının ortamda bulunan protonların "precession frekans"ı ile aynı değerde olması şarttır.Aksi taktirde herhangi bir enerji transferi gerçekleşmez. "Larmor" denklemi bize protonların perecession frekansını belirleme olanağını verecektir ve buradan protonların precession frekansı ile eşdeğerde RF pulse kullanma şansını elde edebileceğiz.Tetkik etmekte olduğumuz bölgeye,ortamdaki protonların precession frekansı ile aynı frekansta RF pulse uygulaması yaptığımızda,protonlar ile enerji değişimi gerçekleşecektir.Bu olaya “rezonans” adı verilmektedir.Şekil 6.1’de bu rezonans olayı şematize edilerek açıklanmaktadır.

MR cihazında yatan ve mevcut dış manyetik alan yönüne paralel , longitudinal manyetizasyon oluşmuş hastaya,protonların precession frekansı ile aynı frekansta bir RF pulse gönderilir.Bu gönderilen radyo dalgası,protonlarla etkileşime girer ve bir kısmı ile enerji transferi oluşturur.Bu durumda protonların bir kısmının enerji seviyesi yükselecek ve bunların manyetik vektörü dış manyetik alan yönündeki paralel konumlarından antiparalel konuma geçecektir.(Şekil 6.1(b))Bu durumda hastadaki mevcut longitudinal manyetizasyon zayıflar.Gönderilen radyo dalgasının bu esnada ikinci bir etkisi daha olur.Bu da Z ekseninde precession göstermekte olan protonların bir araya toplanmasına neden olmasıdır.Örneğin;şekil 6.1.a'da 6 adet proton longitudinal manyetizasyonu oluşturan protonları temsil ederken 6.1.b'de radyo dalgası gönderilmekte ve enerji transferi ile bunlardan 2 tanesi (`enerji seviyesi yükseldiğinden) antiparalel konuma geçmektedir.Bu arada paralel konumdaki 4 proton ve antiparalel konumdaki 2 proton aynı zamanda bir araya gelmekte ve aynı fazda precission hareketi göstermektedir.Bu durumda protonların vektöryel manyetik momentleri Z ekseninde birbirlerini nötralize ederken ,Y ekseninde birbiri üzerine eklenmektedir.Bu olgu sonunda longitudinal manyezasyon azalarak kaybolmakta ancak Z eksenine dik Y düzleminde yeni bir manyetik alan oluşmaktadır ve buna "transvers manyetizasyon” zasyon azalarak kaybolmakta ancak Z eksenine dik Y düzleminde yeni bir manyetik alan oluşmaktadır ve buna "transvers manyetizasyon adını verilir.Bu transvers manyetizasyon,precession hareketini göstermekte olan protonların çevresinde dönmektedir.Dışarıdan baktığımızda bu manyetik vektör bize doğru gelmekte tekrar geri dönerek uzaklaşmakta,yeniden gelmekte,geri dönmekte ve bu şekilde sürmektedir.Ritmik olarak bu değişimin gerçekleşmesi bir elektrik akımı üretir.Bunun nedeni hareketle yönü değişen manyetik alanın elektriksel akım üretmesidir.İşte bir antende oluşturulan elektriksel akım MR cihazında incelemekte olduğumuz hastadan aldığımız MR sinyalini ifade etmektedir.Ve MR görüntüsü bu sinyallerden oluşturulmaktadır.Bu elektriksel akımdan resim almak için öncelikle bu sinyalin hastanın vücudunun neresinden gelmekte olduğunu iyi bilinmesi gerekmektedir.Aslında bunu tespit etmek çok basittir.Çünkü MR cihazında

incelemekte olduğumuz hastanın her tarafına eşit kuvvette bir manyetik alan uygulanmamaktadır.Yani cihazda düzlemsel olarak hasta vücudunun her noktasında farklı bir dış manyetik alan kuvveti bulunmaktadır.Biliyoruz ki protonların precession frekansı doğrudan doğruya dış manyetik alanın gücüne bağlıdır.

6.3.4 Manyetik Rezonans Görüntülemesi (MRG) :Manyetik rezonans görüntülemesi, nükleer manyetik rezonansın fiziksel özellikleri olarak kullanılır. Doğal açısal momentuma sahip bütün manyetik nükleer özelliği gösterir. Ölçülen nesne homojen manyetik alana yerleştirilir ve bir yüksek frekans artışıyla gösterilir.Nükleer için bu gösterinin frekansı onların rezonans frekansına uygun hale gelmelidir.(=Larmar frekansı=) Larmar frekansı;Fr = 1 /2p g BGyramagnetik oran y çalışma altındaki çekirdeğin karakteristiğidir. Hidrojen nükleerinin rezonans frekansı yaklaşık olarak 42 MHz ile (1 Tesla = 10.000 Gau)'dır. Yüksek frekans dönüşünden sonra, nükleer rezonans sinyali yüksek frekans metaliyle kaydedilen çekirdek tarafından emilir.Manyetik rezonans sinyali parçacıkları aşağıdaki faktörlerle etkiler.· Nükleer yoğunluk e (birim hacmindeki manyetik nükleer sayısı)· Düşey dinlenme zamanı T1· Transducere dinlenme zamanı Bu üç nitelik vücut dokusunun manyetik yapısını yansıtır ve dokuya gösterir.S~¶ ?(1-e` TR/T1)e` Te/T1Bu veriyi karakterize eden parametrelerden TE eko zamanı TR de tekrar zamanıdır. Bir çeşit teşhissel işlem görüntü karakteri bu parametrelerle hesaplanır.

6.3.5 MR Görüntüleme Prensipleri ve Teknikleri:6.3.5.1 Enstrumantasyon:

6.3.5.1.1 Bo Alanı:Statik Bo manyetik alanın kaynağı bir insanın homojen parçasına yerleştirilebildiği yeterli genişlikteki mıknatıstır.Bo alan şiddetinin ardından,bu alanın görüntü hacmi üzerindeki homojenliği de düşünülmelidir.Bir kaç ppm'lik Bo homojensizliği MR görüntüsünde fark edilebilir gölgelenmelere yol açar.Bo homojenliği "shimming" denen bir tarzla arttırılır.Burada,magnete birkaç elektromanyetik bobin eklenmiştir.Her bobindeki akım miktarını değiştirmekle,görüntü hacmi üzerinden Bo alanı uygun homojenliğe eriştirilir.

6.3.5.1.2 Manyetik Alan Gradyantları:Bo alanı içerisindeki üç dik uzaysal korelinatta bulunan gradyantlar görüntü üretiminde temel oluşturur.Gradyant ekseni üzerinde her hangi bir noktada net manyetik alan bobinlerinde herhangi birisinden gelen manyetik alan katkısı ile Bo'nın toplamına eşittir.İlgili alana yakın pozisyondaki bobin net manyetik alan üzerinde büyük etkiye sahiptir.İki bobinin tam orta noktasında,iki gradyant bobini tarafından oluşturulan manyetik alanlar birbirini yok ederler,bunun sonunda bu noktadaki manyetik alan Bo'a eşit olur.Bu noktaya izo merkez denir.Her bir gradyant bobina güç sağlayan bilgisayar kontrollü gradyant yükselticileri birbirinden bağımsızdır.

6.3.5.1.3 Bı Alanı:Oldukça tam ve sabit düşük güç seviyelerindeki RF kaynağı,gradyent katların yokluğunda protonların larmor frekansında (Fo) RF üreten,bir dijital frekans toplayıcıdır.Fo'da küçük değişiklikleri yapmak yararlı olur.Ayrıca dalga form modülasyonu ve pulse kontrolü yapılması gerekir.RF güç yükseltici görüntüleme için istenilen RF gücünü ayarlar.Bütün bu olaylar puls dizisi oluşturmadan da sorumlu,bir bilgisayar tarafından kontrol edilir.

6.3.5.1.4 MR alıcısının görevi:Gönderilen RF gücünün yaklaşık milyarda biri olan nükleer transverse manyetizasyondan alınan sinyali fark etmesiyle rahatlıkla anlaşılabilir. Bo alanı için yaklaşık Larmor frekansında olan RF sinyali,RF ön yükselticisi tarafından 104, ten 105 e kadar yükseltilir.Alıcının önemli fonksiyonu gelen MR sinyalinin genliğini,periyodunu ve fazını doğru olarak bilgisayar hafızasında tanımlamaktadır.Bu amaç için,MR sinyalini bilinen bir standartla ölçmek gerekir.Kullanılan bu standart yerel osilatör denen RF kaynağıdır. Mixer,gönderilen RF sinyali ile alınan sinyal arasında bir sinyal verir.Bu fark sinyali duyulan frekanslar bölgesindedir.Bu sinyali 10'dan 1000'e bir faktörle audio frequency yükselticisi ile yükseltilir.Sinyal daha sonra,AF sinyalini 0-1 sayılarına çeviren,anolog-dijital çeviricisine yönlendirilir.Bu sayılar son işlem için bilgisayar hafızasında depolanır.6.3.5.1.5 Frekans ve Faz Kodlama: Görüntü bilgi taraması,kesit içerisinde çeşitli bölgelerden gelen MR sinyalinin genliği ile ilgilidir.İki boyutlu kodlama için iki ayrı işlem vardır.Bunlar frekans kodlama ve faz kodlamadır.Önce frekans kodlamayı inceleyelim.Buradaki ipucu kesit seçici gredyentte olduğu gibi RF pulsunu sadece uygulama boyunca açık bırakmaktadır.RF pulse'ı gönderildikten son ra bir başka gradyant alan uygulanır.Bu olay aynı frekansta dönen seçilmiş kesit içerisindeki protonlar için Şekil 6.2'de gösterilmiştir.Örneğin soldan sağa doğru azalan bir gradyant alan oluşturulmuştur.Dolaysıyla da protonların dönüş frekansları da soldan sağa azalacaktır.Sonuçta farklı sütunlardaki protonlar sinyallerini bu farklı frekanslarda yayınlarlar.

Uygulanan gradyanta ayrıca frekans kodlayıcı gradyantta denir.Diğer bir taraftan bir sütundaki bütün protonlar aynı frekansta sinyale sahiptir. Fakat bu bizim için gerekli bilgileri

saklamaya yetmez.Teorik olarak bir tekrar olan gradyant kullanabiliriz.Bu bir kaç pratik zorluklara sebep olan bu farklı konumlardaki iki noktanın aynı frekansta olması gibi problem farklı bir yolla çözülür.Şekil 6.3'e baktığımızda şekil 6.2'de 65 MHz'lik sütundaki protonları görürüz.RF pulse uygulandıktan sonra bütün protonlar aynı frekanstadır.Kısa bir zaman için bu sütuna bir manyetik gradyant uygulanır.Bu protonların manyetik alan şiddetinden etkilenmelerine göre dönüş hızlarının artmasına sebep olur.Bu kısa gradyant kapatıldığında sütundaki bütün protonlar tekrar aynı manyetik alanda etkilenirler ve aynı dönüş frekansına sahiptirler.

Diğer taraftan önemli bir farklılık vardır.Önceden aynı fazda olan protonlar şimdi aynı frekansta fakat farklı fazdadırlar.Protonların farklı fazlarda dönmelerine sebep olan gradyanta faz kodlayıcı gradyant denir.Uyguladığımız farklı gradyantlardan sonra elde ettiğimiz farklı sinyallerin karışımıdır. Bunlar,yerleşimlerine göre,farklı fazlara sahip aynı frekanslı sinyaller ve faza sahip ne kadar sinyal varsa analiz edebilir.

6.3.6 Tarama Zinciri:Farklı tarama zincirlerinin sayısı sonuç rezonans sinyallerinin ölçümü ve protonların hareketlendirilmesi için uygundur. En iyi bilinen vurum zinciri dönme-yansıma zinciridir. Aşağıdaki diyagram radyo frekansının zaman zinciri ve gradient açılımını göstermektedir.(Şekil6.4)Bu standart tarama zincirlerine ek olarak başka vurum zincirleri de kullanılmaktadır. Örneğin; gradient-yansıma, ters çevrin kaplama, hareket karşılama ve 3D zincirleriMr Angiography sistemlerinin gösterimi için özel ölçümler ve çözüm programları uygundur.

6.3.7 Spectroscopy:Hidrojen'e ek olarak, diğer elementlerin nüklei'leri spectroscopy sayesinde açığa çıkartılabilir. Spectroscopy muayenelerinde, çapraz bölümlü görüntü sonuçları yoktur. Bunun yerine, çalışma altındaki molekül parçacıkları yapısının rezonans frekansı ölçülür. Bu işlem vücut içinde gerçekleşir ve çalışma altındaki dokunun metabolizma bilgisini spectroscopy için gerekli manyetik alanın yüksek homojenliliği özel bir araç tarafından gerçekleştirilir.Bir MR kuralı olarak spectroscopy yüksek alan gücünde (>1.5 T) davranış gösterir.Aşağıdaki tablo farklı alan güçlerindeki çeşitli nüklei'lerin rezonans frekanslarını özetler.Çeşitli nüklei'ler için rezonans frekansları:

Çekirdek alan gücü 1T 1.5T 2T C-13 10.705 16.053 21.410F-19 40.055 60.083 80.110Na-23 11.262 16.893 22.524P-31 17.262 25.854 34.472H-1 42.576 63.864 85.152

6.3.8 Manyetik Alan ve Manyetik Saçak Alanının Yayılması:MAGNETOM sistemleri çeşitli güç alanlarının farklı magnetlerinde kullanılır.1.0 T, 1.5 T ve 2.0 T süper iletken magnetlerin olduğu kadar 0.2 T permanent magnetide içerir. Bu magnetler belirtilen bölgedeki yüksek homojenlikte bir alan üretir (magnetin merkezinde). Bir ideal homojen alandan kaynaklanan sapma (örneğin 2T Magnet için) 50 cm çapındaki küresel bölge üzerindeki ±5ppm'den daha azdır.Magnetlerin sahip olduğu söz edilen güç alanı ayrıca çevreleyici bir saçak alanı üretir.

6.3.9 MR’ın Genel Açıklaması :MR sisteminin devre yapısı çok ayrıntılı olduğundan bu bölümde ilk olarak MR genel Blok şemasını fazla ayrıntıya girmeden cihazın görüntü alıcısı,aktarıcısı ve bilgi eşitleme sistemi açıklanacaktır.10 MHz ayarlanan seviyede saklanır ve filtre edilir.50W sürücü,hybrid bölücüden dört ideal çıkışı vermek için sürebilme kapasitesini sağlar.Bu çıkışlardan ilki hızlı karşılaştırıcıyı kullanarak yaklaşık 100mV'luk sinüs dalgayı TTL uyumlu kare dalgayaçeviren devreye gider.TTL çizgi sürücüsü sistem ana clock olarak bulunan lojik kontrol sinyalinin sürülmesini izler.Dikkat edilmesi gereken nokta 10 MHz’lik alıcıya olan ileri beslemeden sürücü sinyalini gizlemektir.İkinci bölücünün 10 MHz'lik çıkışı ile faz hisseden detektörün (PSD) referansı olarak kullanılan alıcı beslenir.Üçüncü bölücünün çıkışı dördüncü bölücüyü besler.Bu dört çıkış üç faz tutucu ve bir tampona (buffer) gider.Faz tutmak birçok yolla gerçekleştirilebilir.Muhtemelen en doğru yolda büyük ayarlanabilir sabit bekleme çizgileriyledir.Faz tutma ölçülerinin üzerinde önemli amplitut değişimleri bulunur.Bu sebeple faz tutucular miktarın üzerinde sabit amplitut veren otomatik kazanç kontrol (AGC) bölümleri tarafından iletilirler. İlk çıkışı AGC bölümü kapsar. Yaklaşık zaman çizgilerini hesaplayarak 0-90-180-270 derece faz tutucular üretebilir.10 MHz dört faz RF frekansında işlem yapma kapasitesinde dört lojik kontrollü ideal analog anahtarı içeren kapı-seçim networküne girer.Lojik kontrolü tekrar sıfırlanmış fazlardan birinin seçimine izin verir.Kanal seçim kapıları gerilim kontrollü amplitut modülatöründen oluşan ayarlı kazanç kesimi ile izletilir.Modülatörün çıkışı hızlı lojik kontrollü RF kapısını besler.Kapı çıkışı da özel dizayn edilmiş duble-dengeli karmaşık karıştırıcının RF girişini besler.Vo +10 MHz'lik ikinci synthesizer çıkışı dcirt hybrid bölücüyü besler.Bir çıkış orada kullanılan alıcıyı besler.Diğer çıkış aynı zamanda RF darbe için lojik üretilmiş pulse zarfı ile beslenen senkronizasyon devresine gider.Senkronizasyon devresi senkron olarak üretilmiş lojik pulse zarfını(envelope) senkronize etmek için kullanılır.Senkronizasyon derecesi açık kollektör TTL çıkışı üretir.Üçüncü bölücü çıkışı bir kapıyı besler sonra son olarak 10 MHz'e ulaşmış duble-dengelenmiş karıştırıcının LO girişine gelir.Karıştırma toplam ve değişik sinyalleri üretir böylece Vo +20 MHz ve çıkış olarak Vo sinyalimiz olur.Devrede filtreleme ilk terim olarak ortadan kalkar ve çıkış olarak Vo sonuçlandırılır.Sankronizasyon devresi ile tüm kapılara uygulanılan lojik darbe sadece sinyal bekleme zamanı süresince Vo'ın üretiminin

sunulması anında ki darbede yer alan karıştırma fonksiyonunu sunar.Takip eden son akıpı RF yükselticiye 50W ’luk çizginin sürülme depolanması ve kazanç katıdır. Çıkışın kesin seviyesi izleyen RF yükselticisinin beklentisine bağlıdır; fakat genellikle +1<+20 dBMR sinyali alıcıya 3 aks'lı 50W 'la biten bir ön amplifikatör giriş kazancına gider.Bu aşamadaki kesin kazanç,öncelikle amplifikatörün kazancına bağlıdır,fakat ön amp. ve alıcı amplifikatörün toplam kazancı 70-100 dB arasında değişir.Bu amplifikatör RF pulse-sırasındaki aşırı yüklenmeyi engellemek için konulmuştur.Giriş amplifikatörünü yaklaşık 30 dB'lik bir azaltıcı değişken izler.O zaman sinyal RF kapısında düşük çifte dengeli bir karıştırıcıya girer.LO kapısındaki sinyal,vericiden gelen Uo+ 10 MHz'le sağlanır.Daha önce açıklandığı gibi karıştırıcıdan toplam ve fark frekanslarını elde ederiz. Böylece,MR sinyali Vo± olduğunda frekanstaki değişiklik karıştırıcı + mikser çıkışı 2Vo+10±∆V MHz ve 10±∆V MHz olur.Karıştırıcı ardından dar bir geçiş bandı filtresi gelir.Bu filtrenin genişliği 3dB ki en büyük ± V'den ancak büyüktür.Ve merkez frekansı 10 MHz'dir.Bu filtre 60 dB'den büyük bir sert stopbandı hafifleticisine gerek duyulur.Filtredeki merkez frekans 10 MHz olduğu için , ilk mikser çıkış terimi kullanılmaz ve sinyal 10 MHz'lik bir ara frekansa(IF) çevrilir.Geçiş bandı filtresi ön amplifikatördeki gürültüyü yok etmekte kullanılır.Filtrenin ardından yaklaşık 20 dB'lik bir kazanç etabı gelir.Sinyal burada ikiye bölünür ve iki(PS ) faz duyarlı detektörünü besler.Faz duyarlı detektörü çifte dengeli bir karıştırıcıdan da oluşturulabilir,ama bu durumda bu akımları piyasada satılan gerekli diferansiyel çıkışı olan monolifik parçalardan yapmak bir üstünlük sağlar.PSD referans girişleri 10 MHzdir.Vericiden gelen 10 MHz'lik sinyal geciktirici bir hattı,spektrometreyi,alıcı ve verici arasındaki göreli,bağlantılı fazı sağlayarak tümüyle kontrol eden AGS bölümünü besler.Bu faz değiştirici makine operatörü tarafından kolaylıkla kullanılabilmektedir .Faz değiştirme çıkışı PSD'lerden birinin referans girişinden beslenir ve diğer bir faz değiştirici 90° bir değişim getirir.Bu faz değiştiricinin çıkışları ikinci PSD'nin referans girişini oluşturur.Video yükselticisinden çıkan yaklaşık seviye ön çevirici filtreye gider.Bu filtre yabancı frekanslara karşı rol oynayan audio frekans sistemidir.Bu filtreler Vo'ı izleyen programlanabilir bant genişliğine ihtiyaç duyar,bundan dolayı bu frekanslar 1KHz'lik artışlarla 5KHz'den 3OKHz'e (-3dB)kadar olan değerle kaplanır.İdealde filtreler dijital olarak programlanmalıdır.Filtrelerin çok uçlu yada 4 uçlu butterworth veya bassel geçişli bant karakteristiklerinden seçilmesi tercih sebebidir.Filtreler sample ve hold olarak izlenir (S+H).Hold lojik kontrolünden gelir.S+H modüllerinin seçiminde yine MR kontrolü önemli olacaktır.Eşitleme metotları daha hızlı eşitliklere ihtiyaç duyar.Bundan dolayı bekleme ve saptırma zamanları önemlidir.Özgür indüksiyon yük(FID) metotları en büyük doğru orantıyı gerektirir.Bu sebeple sarkıntı kaldırma modu çok önemlidir.Genellikle modüller 12 bit'in üzerinde çalışabilir.Fakat hızı da kapasitesi de 25OKHz'in üzerinde olmalıdır.S+H'nin açıklaması ise bir çift anolog dijital çeviricidir.FID metodunu kullanmak 12 bit çevirici gerektirecektir,fakat hız 50 s'den daha fazla olmalıdır.Eşitlik metotlarıyla 8 bit'den daha büyüğe ,ihtiyaç duyulmaz fakat değişim zamanı 800 msn'den daha kısa olmalıdır.Tek çevirici bu ihtiyaçlarda tatmin edici olmayabilir ve bununla birlikte paralel iki çevirici geçilen dijital metoda bağımlı olarak tercih edilebilir.Durağan voltaj tüm aşağıdaki elementlere ihtiyaç duyar.İki dijital-anolog çeviriciyi (DAC) işaret önemli veya işaret önemsiz girişler izler.Üretim yeniden oluşturma teknikleri için D-A çeviricilerin girişleri genelde kullanılan açıların görüntü tablolarının bulunduğu (programlanabilir sadece okunabilir hafızalarla PROM) desteklenir.D-A çeviriciler iki D-A çevirici çarpımıdır(MDAC).Bu MDAC'Iar ise bir önceki gerilim çıkışının gösterilmesini sunar,bundan dolayı bu çıkış büyük sürücüye uygulandığında ,alan uzunluğu dijital olarak kontrol edilebilir.Tartışma konusu olan her iki tekniği de açıklığa kavuşturmak için şunları bilmek gerek,MDAC'lerin girişleri mandallar tarafından tutturulur

bundan dolayı MDAC çıkışları mandalı temizlemekle sunulur: Bu da x,y büyüklüğünün kapatılmasına eşittir.Üçüncü doğru gidişli yöne olan rota bir yönden değişiktir.Yine başlama noktası sistem gerilim referans beslemesi (DAC) dijital-analog çeviricidir.Buna rağmen buradaki DAC farklı bir tarzda yaratılmıştır. Düşük frekanslı AC büyüklük ihtiyacı duyulduğunda lojik giriş PROM'la desteklenir.Bu PROM'da yaklaşık 10'dan 100 Hz'e kadar sinus dalga üretmek için gerekli hızlarda tetiklenen sayıcı ile beslenen,adresler vardır.Tetikleme hızını değiştirmekle frekans üretir.DAC çıkışları akışları lojik olarak bölünmüş DAC'ler tarafından beslenir. DAC çıkışları gerilimin büküklüğü her yarım çubuk setinde yarılarına paylaştırılmış olan sürücülere son olarak geçer. Yollu anahtarlama aplikasyonları için bu akıntıyı kesmesi DAC çıkışlarını lojik sıfır seviyesine eriştirebilmek için tedbir alınmalıdır.Tüm DAC çıkışları güç yükseltilerine geçmeden tanponlamalıdır.