Tuumamagnetresonantstomograafia: erinevus redaktsioonide vahel
Eemaldatud sisu Lisatud sisu
9. rida:
1950-ndatel aastatel toimus valdkonnas hüppeline areng, mil nähtust kasutati laialdaselt erinevate [[Orgaanilised ühendid|orgaaniliste ühendite]] analüüsiks ning dokumenteerimiseks. 1971. aasta septembris leiutas [[Paul Lauterbur|P. C. Lauterbur]] [[Herman Carr|H.Carri]] ühedimensionaalset TMR-i edasi arendades TMRT, mille teooria ning esimesed katsepildid avaldas ta 1973. aasta märtsis. Füüsik-matemaatik [[Peter Mansfield|P.Mansfield]] aitas 1970-ndate aastate lõpus välja arendada matemaatilise tehnika, mille abil muutus TMRT hulga kiiremaks. Esimene uuring elava inimese peal viidi läbi 1977. aastal, esimene kasvaja tuvastati MRT abil 1980. aastal.
[[Tuumamagnetresonantsspektroskoopia]]t, mis on ajalooliselt magnetresonantstomograafia meetodite aluseks, kasutatakse laialdaselt ainete struktuuri uurimiseks. Selle meetodi arendamise eest sai [[šveitslased|šveitslane]] [[Richard Ernst]] [[1991]] [[Nobeli füüsikaauhind|Nobeli füüsikaauhinna]] ja [[šveitslased|šveitslane]] [[Kurt Wüthrich]] [[2002]] [[Nobeli keemiaauhind|Nobeli keemiaauhinna]]. [[2003]]. aasta lõpu seisuga oli maailmas kasutusel umbes 22 000 MRT-aparaati. Aastal 2003 tehti maailmas umbes 60 miljonit MRT-uuringut. Ühe uuringu maksumus on umbes 500 [[euro]]t.<ref>[http://www.teslasociety.com/mri.htm A Short History of the Magnetic Resonance Imaging (MRI)] - MRT lühiajalugu (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
== Lihtsustatud seletus meditsiini valdkonnas ==
18. rida:
Ergastusimpulsside lõppedes [[Relaksatsioon|relakseeruvad]] tuumade magnetmomentide suunad tagasi algsesse tasakaalulisse olekusse, mille käigus kiirgavad nad teatud raadiosagedusliku energiat, mida patsiendi ümber mähitud [[pool]]id registreerivad. Vastavaid signaale töötleb [[arvuti]], mis [[genereerima|genereerib]] teatud matemaatiliste [[Algoritm|algoritmide]] abil vastava koe detailse kujutise.
Kliinilises praktikas kasutatakse MRT-d patoloogilise koe (näiteks [[ajukasvaja]]) eristamiseks normaalsest koest. <ref>[http://www.howequipmentworks.com/physics/medical_imaging/mri/magnetic_resonance_imaging.html How MRI works?] - Lihtne MRT tööpõhimõtte seletus (inglise keeles) (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
== Teaduslik seletus ==
24. rida:
=== Fourier' teisendusega TMR ===
[[File:Fid.jpg|thumb|FT-TMR-i FID signaali idealiseeritud nädis (indutseeritud pinge vs. aeg), mis annab Fourier' teisendusel pinge vs. sageduse graafikul ühe piigi.]]
Tänapäeval kasutatakse parema MRT signaali saamiseks [[Pidevkiirguse spektroskoopia|pidevkiirguse spektroskoopilise]] (CWS) meetodi asemel [[Fourier' teisendus|Fourier' teisendusega]] TMR (FT-TMR) meetodeid, mille põhimõtteks on tugevas magnetväljas (B<sub>0</sub>) olevate aatomituumade [[periood|perioodiline]] mõjutamine lühikeste raadiosageduslike impulssidega (1-10 μs), mis tekitavad esialgse magnetväljaga risti oleva lisamagnetvälja B<sub>1</sub>. Viimase toimel orienteeruvad magnetmomenti omavad tuumad magnetväljas ümber (asustavad kõrgema(id) [[energiatase|energiataseme]](id)) ning pärast impulsi lõppemist lähevad tuumad teatud aja jooksul [[Pretsessioon|pretsesseerudes]] tagasi algolekusse (B<sub>0</sub> magnetväljaga samasse sihti) – tuumad relakseeruvad. Algolekusse naasmine tekitab vastaval [[Larmori sagedus|Larmori sagedusel]] (ω = - γ B<sub>0</sub>, kus γ on on [[güromagnetiline suhe]] [Hz/T]) [[Fluktuatsioon|fluktueeruva]] magnetvälja, mis [[Induktsioon|indutseerib]] ümbritsevas MRT aparaadi mõõtemähises (poolis) ajas kahaneva amplituudiga pinge – [[vabainduktsioonsumbumine|vabainduktsioonsumbumise]] (ingl k. FID, ''free induction decay'') – teisisõnu mõõdetakse B<sub>1</sub>-ga samas suunas relakseerumise tulemusel toimuvat magnetvälja muutust ajas, mida kuvatakse pärast Fourier' teisendust TMR [[spekter|spektri]] sagedusteljel piigina. <ref name=MRT>[http://www.uni-leipzig.de/~energy/pdf/freuse4.pdf Lepzig University - Nuclear Magnetic Resonance] - Leipzig'i Ülikooli õppematerjal MRT kohta (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref><ref name=ivo>[http://tera.chem.ut.ee/~ivo/ak2/NMR.pdf Analüütiline keemia II]- tuumamagnetresonantsspektroskoopia (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
=== Relaksatsioon ja resolutsioon ===
31. rida:
[[Pikirelaksatsioon|Pikirelaksatsiooni]] aega T<sub>1 </sub>nimetatakse ka [[spinn-võre relaksatsiooniaeg|spinn-võre relaksatsiooniajaks]] ning see iseloomustab relaksatsioonimehhanisme, milles tuumade spinnid annavad ümbritsevale keskkonnale energiat ära, saavutades [[Termiline energia|termiliselt]] tasakaalulise jaotuse. Pikirelaksatsiooni nimetus tuleneb faktist, et vastavad mehhanismid üritavad spinnivektorite suunda muuta paralleelseks magnetvälja suunaga. Tüüpiliselt, mida tugevam on magnetväli, seda lühem on ka uurimise all oleva tuuma T<sub>1</sub>.
[[Põikrelaksatsioon|Põikrelaksatsiooni]] aega T<sub>2 </sub>nimetatakse ka [[spinn-spinn relaksatsioon|spinn-spinn relaksatsiooniajaks]] või [[Faas (elekter)|faas]]i[[Koherentsus|koherentsuse]] kadumise ajaks ning see iseloomustab magnetvälja suunaga risti toimuvaid relaksatsiooni mehhanisme. Pärast B<sub>1 </sub>impulssi on tuumad esialgselt ühes suunas orienteeritud ning jätkavad pretsesseerumist ümber B<sub>0</sub> telje. Samas kaotavad lühikese aja möödudes tuumade spinnide faasid koherentsuse – mõningate tuumade spinni faasid jäävad teistest maha – see põhjustab B<sub>0</sub>-ga risti oleva summaarse magnetmomendi hääbumise faaside ühtlase jaotumise tõttu ajas, mida iseloomustabki T<sub>2</sub>. Tuuma põikmagnetmomendi amplituud langeb T<sub>2</sub> jooksul 37 protsendile.<ref name=relax>[https://www.ucl.ac.uk/nmr/NMR_lecture_notes/L5_3SH_web_shortened.pdf London's Global University - Nuclear Magnetic resonance - relaxation] - MRT relaksatsiooni seletus (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref><ref name=relax2>[http://www.drcmr.dk/mr Danish Research Center for Magnetic Resonance - A classical explanation of Magnetic Resonance and relaxation] - Taani Magnetresonantsi Teaduskeskuse materjal "Magnetresonantsi ja relaksatsiooni klassikaline seletus" (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
T<sub>2</sub><sup>* </sup>on praktikas mõõdetav FID relaksatsiooniaeg, mis arvestab ka magnetvälja ebahomogeensust. Nii T<sub>2</sub>-te kui ka T<sub>2</sub><sup>*</sup>-te on võimalik mõõta [[Hahn]]'i kajakatses, misjuhul [[Eksponeeritus|eksponeeritakse]] proovi kahe järjestikuse RF impulsiga, millest esimene pöörab tuuma spinni 90 kraadi B<sub>0</sub> telje suhtes ning teine 180 kraadi B<sub>0</sub>-ga risti oleval tasandil (n-ö „peegeldab“ spinnivektoreid). Nendele kahele impulsile järgneb lühiajaline spinnivektorite koherentsus (maksimumis samasuunalisus), mida nimetataks kajaks. Muutes impulsside vahelist aega pikemaks, võib täheldada kaja amplituudi [[Eksponentsiaalne kahanemine|eksponentsiaalset vähenemist]], millest avaldub T<sub>2</sub>. Kuigi reaalsed FID signaalid hääbuvad ajas väga kiiresti, kasutatakse praktikas n-ö „kadunud signaali“ taastamiseks eelpool mainitud kaja meetodit.
69. rida:
|2100-2300
|}
''<small>Tüüpilised ligikaudsed relaksatsiooniajad sõltuvalt inimkoe tüübist 1,5 T juures</small>''<ref>[http://www.robots.ox.ac.uk/~jmb/lectures/medimanallecture1.pdf Brady M. Basics of MRI. Oxford Univ. 2004] - MRT kokkuvõtlik ülevaade meditsiini valdkonnas, relaksatsiooniaegadega kaalutud kuvandid (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
=== 1D MRT ===
TMRS puhul mõõdetakse kogu proovist saadud summaarset FID-d, millest saadakse Fourier' teisendusel resonantsi amplituudi ja sageduse (või [[keemiline nihe|keemilise nihke]]) spekter – need mõõtmised toimuvad tüüpiliselt võimalikult ideaalselt homogeenses magnetväljas.
(T)MRT puhul kasutatakse lisaks põhilisele magnetväljale B<sub>0 </sub>täpselt kontrollitud [[lineaarsus|lineaarseid]] magnetvälja [[gradient|gradiente]] erinevates tasandites. [[Larmori sagedus|Larmori sageduse]] valemist ω = - γ B, kus B = B<sub>0 </sub>+ B<sub>lokaalne </sub>(viimane [[komponent]] kirjeldab ruumilist lisamagnetvälja komponenti) selgub, et lineaarselt muutuvas magnetväljas muutub ruumiliselt ka vastava tuuma resonantssagedus. Nähtus võimaldab magnetvälja gradiendi täpsel kontrollimisel registreerida ning viia vastavusse ka ühte tüüpi aatomite asukohta ning hulka gradiendiväljas sõltuvalt nende resonantssagedusest – seda protsessi nimetatakse ka [[Dimensioonaalsus|ühedimensionaalseks]] ehk 1D MRT-ks.
134'' 2013:4[ - 1D MRT ja k-ruum (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
=== 2D MRT ===
84. rida ⟶ 85. rida:
kus alaindeks RF tähendab raadiosagedusliku impulsi sagedust, mida peaks teatud koha z<sub>0</sub> mõjutamiseks kasutama. Tasandil z = z<sub>0</sub> püsivad [[pöörlev taustsüsteem|pöörlevas taustsüsteemis]] spinnid paigal, samal ajal kui suurematel ja väiksematel z väärtustel pöörlevad spinnid erineva kiirusega, kuna mõjutav RF impulss ei täida nende kihtide jaoks resonantsitingimust.
Pöörlevas taustsüsteemis on viilu valikul seega oluline vaid z-telje suunaline magnetvälja gradiendi tugevus ning mõjutava RF impulsi [[ribalaius]]: mida kitsam on RF impulsi ribalaius ehk kasutatavate sageduste vahemik, seda õhem uuritav viil valitakse. Kasvava tugevusega magnetväljas tuleb sama tüüpi tuumadest koosneva viilu valimiseks kasutada üha kõrgemat ω<sub>RF</sub>-d.<ref>[https://www.inkling.com/read/mri-the-basics-hashemi-bradley-lisanti-3rd/chapter-10/image-construction-part-i-slice Hashemi, Ray Hashman Bradley Jr W, Lisanti C. Image construction: Part I (Slice selection). In: MRI: The Basics. 3rd ed. Lippincott Williams & Wilkins; 2010.] - MRT viilu valimine (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
==== K-ruum ====
92. rida ⟶ 93. rida:
k<sub>x</sub> = γG<sub>x</sub>t = 1/λ<sub>x</sub>,
kus alaindeks x tähistab valitud telge, G<sub>x</sub> tähistab vastava telje suunalist magnetvälja gradienti [T/m] (tüüpiliselt [[suurusjärk|suurusjärgus]] 10 kuni 50 mT/m ja kestusega ~0,1ms), t gradiendi rakendamise algusest möödunud aega [s] ning λ<sub>x</sub> lühimat vahemaad ([[lainepikkus|lainepikkust]]) kahe samas faasis oleva spinni vahel piki valitud telge [m]. Seosest selgub, et mida kauem või mida tugevamat magnetvälja gradienti rakendatakse, seda suurem on lainearvu [[absoluutväärtus]] (lainearvu väärtus võib olla ka [[Imaginaararv|imaginaarne]]) ja seega seda väiksem reaalsetel juhtudel samas faasis olevate spinnide lainepikkus. Ruumiline sagedus k võimaldab kirjeldada iga tuuma spinni [[põikmagnetmoment|põikmagnetmomendi]] M<sub>r</sub> ajalist käitumist ruumis (n-ö [[labori taustsüsteem|labori taustsüsteemis]]). Viimati mainitud suurus on kõige tähtsam avaldis MRT piltide saamiseks: see on valitud viilu summaarse spinni signaali väärtus k-ruumis, mida mõõdetakse praktikas eelpool mainitud (spinn)kaja (FID) tekitamise ning registreerimise meetodil.<ref>[http://www.biij.org/2008/1/e15/ Moratal D, Valles-Luch A, Marti-Monmati L, Brummer ME. K-Space Tutorial: An MRI Educational Tool for a Better Understanding of K-Space (and MRI Image Artefacts).; 2008.] - MRT k-ruumi õppetööriist (põhimõte ning k-ruumi mõju kuvandite defektidele) (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref><ref name=kfilt>[http://www.revisemri.com/tools/kspace/ Reverse MRI - K-space tool] - interaktiivne k-ruumi muutev tööriist (võrdlusena k-ruum ja teisendusel saadav kuvand) (vaadatud: 30. detsember 2014)</ref>
Täieliku 2D MRT pildi leidmiseks tuleb leida M<sub>r</sub> väärtused erinevate ruumiliste lainearvude juures ning teostada seejärel kahedimensionaalne [[Fourier' pöördteisendus]].
100. rida ⟶ 101. rida:
* sagedus sõltub kaugusest keskpunktist (k<sub>x</sub> = 0, k<sub>y</sub> = 0) – mida kaugemal asetseb k-ruumi punkt keskpunktist, seda kõrgema sagedusega planaarlaine tekitab ta reaalses ruumis ning mida rohkem kõrgemate sagedustega laineid, seda detailsem pilt [[reaalne ruum|reaalses ruumis]] (võrdväärne rohkete järkudega kahedimensionaalse Fourier' seeriaga);
* nurk reaalse ruumi x-telje suhtes sõltub k<sub>y</sub> väärtusest – kuna k-ruum koosneb peamiselt kompleksarvudest, võib seda pidada [[Analoogia|analoogseks]] tüüpilise kompleksarvude ruumiga, seega kuna k<sub>x</sub> esindab [[reaalarvuline väärtus|reaalarvulisi väärtusi]] ning k<sub>y</sub> [[imaginaarväärtus|imaginaarseid väärtusi]], avaldub vastav nurk järgnevalt: θ = arctan(k<sub>y</sub>/k<sub>x</sub>);
* resolutsioon sõltub k<sub>x</sub><sup>max</sup> ja k<sub>y</sub><sup>max</sup> väärtustest.
=== 3D MRT ===
| |||