Vikipeedia

Magnetresonantstomograafia: erinevus redaktsioonide vahel

Sirvi ajalugu interaktiivselt
← Vanem muudatusUuem muudatus →
Eemaldatud sisu Lisatud sisu
VisuaalneVikitekst
P parandasin skripti abil kriipsud + Koondasin skripti abil viited
PResümee puudub
19. rida:
 
== Lihtsustatud seletus meditsiini valdkonnas ==
Kõigepealt tekib magnetresonantstomograafi magneti tekitatud tugevas püsi[[magnetväli|magnetväljas]] koe [[molekul]]ide magnetmomenti omavate [[aatomituum]]ade (tüüpiliselt [[vesinik]]<nowiki/>utuumade) [[spinn]]ide orientatsioonide tasakaaluolek, st vastavate aatomite magnetväljad orienteerivad end välise magnetväljaga samas sihis.
 
Seejärel rakendatakse püsimagnetväljaga risti olevas tasandis raadiosageduslikke [[impulss]]e, mis muudavad osa vesinikutuumade spinnide orientatsiooni ja toimub n-ö ergastus.
39. rida:
[[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 ja 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" /><ref name="relax2" />
 
T<sub>2</sub><sup>* </sup>on praktikas mõõdetav FID relaksatsiooniaeg, mis arvestab ka magnetvälja ebahomogeensust. Nii T<sub>2</sub> kui ka T<sub>2</sub> on võimalik mõõta [[Hahn]]<nowiki/>i kajakatses, misjuhul [[Eksponeeritus|eksponeeritakse]] proovi kahe järjestikuse RF-impulsiga, millest esimene pöörab tuuma spinni 90 kraadi B<sub>0</sub> telje suhtes ja teine 180 kraadi B<sub>0</sub>-ga risti oleval tasandil („peegeldab“ spinnivektoreid). Nendele kahele impulsile järgneb lühiajaline spinnivektorite koherentsus (maksimumis samasuunalisus), mida nimetataks kajaks. Kui impulssidevahelist aega pikendada, võib täheldada kaja amplituudi [[Eksponentsiaalne kahanemine|eksponentsiaalset vähenemist]], millest avaldub T<sub>2</sub>. Kuigi reaalsed FID signaalid hääbuvad ajas väga kiiresti, kasutatakse praktikas „kadunud signaali“ taastamiseks eelpool mainitud kaja meetodit.
 
Järgnev võrratus kehtib alati: 2T<sub>1</sub>≥T<sub>2</sub>≥T<sub>2</sub><sup>*</sup>
108. rida:
 
=== 3D MRT ===
Leidub palju [[Mõõtmine|mõõtmisskeeme]], millel kõigil on omad eelised ja puudused, kuid kõik annavad lõpuks k-ruumi, kus iga punkt tähistab hallskaalas vastava [[Konfiguratsioon|konfiguratsiooni]] summaarse spinni väärtust. Pärast kahedimensioonilist k-ruumi Fourier’Fourier' teisendust saab [[difraktsioonimuster|difraktsioonimustrit]] meenutavast ruumilise info pildist reaalse ruumi kuvand. Skaneerides 2D MRT-kuvandeid järjestikku asetsevate viilude jaoks, on võimalik saada ka 3D MRT-kuvand.
 
== Mõõteprotsess ==
[[File:MRT mõõtmine.png|thumb|Tüüpiline lihtsustatud MRT mõõteprotseduur|402x402px]]
Tüüpilise spinn-[[kajakuva]] mõõtmine koosneb järgnevatestjärgmistest etappidest (vt seletav skeem):
# uuritava viilu valimine teatud magnetgradientvälja G<sub>z</sub> rakendamisega (B<sub>0</sub> on juba varem rakendatud),
# 90-kraadise ehk π/2 raadiosagedusliku impulsi rakendamine,
123. rida:
Kui proovile rakendatakse x-teljelist gradienti G<sub>x</sub>, mis muudab k<sub>x</sub> väärtusi, nimetatakse protsessi [[sageduskodeerimine|ruumiliseks sageduskodeerimiseks]], kui aga y-teljelist gradienti G<sub>y</sub>, nimetatakse seda [[faasiline kodeerimine|faasiliseks kodeerimiseks]], kuigi sisuliselt on protsessid samaväärsed.
 
Kirjeldatud mõõteprotseduuriga täidetakse k-ruum rida-rida haavalridahaaval, kuid võimalikud on ka teistsugused skeemid, mis kasutavad suuresti ära k-ruumi [[sümmeetria]]t ning millest igaühel on omad eelised ja puudused. Kõik need annavad 2D Fourier' teisendusel (praktikas 2D [[diskreetne kiire Fourier' teisendus|DFFT]]-d kasutades) reaalses ruumis 2D MRT-pildi. Sealhulgas võidakse kasutada kontrasti suurendamiseks T<sub>1</sub> ja T<sub>2</sub> väärtustega [[kaalufunktsioon|kaalufunktsioone]] või teatud [[kontrastaine|kontrastaineid]].<ref name="mjZN5" /><ref name="8qB5Y" />
 
== Mõõteseadmed ==
130. rida:
* keskmise kihiga tehakse ruumilisi korrektuure magnetvälja [[Heterogeenne süsteem|heterogeensuse]] vähendamiseks või TMRT puhul vastupidiselt täpse magnetvälja gradiendi loomiseks, samuti kasutatakse seda ruumiliseks signaalituvastuseks;
* kõige seesmisema kihiga genereeritakse raadiosageduslik häiritus, samuti kasutatakse seda TMR-signaali tuvastuseks, kusjuures mõõdetakse alati mitme tuuma koondsignaal.
MRT peamine kasutusvaldkond on meditsiin, kus uuritakse inimeste pehmeid kudesid, kuna need sisaldavad hulgaliselt vett, mis omakorda koosneb MRT-uuringuteks sobilikest <sup>1</sup>H isotoopidest. Meditsiinis on statsionaarse magnetvälja tugevused tavaliselt 1,5 või 3 [[tesla]]<nowiki/>t. MRT-seadmed, mis kasutavad tugevamaid magnetvälju, ei kasutata inimeste uurimisel.
 
=== Eelised ===
144. rida:
=== Puudused ===
MRT peamised puudused:
* töötavale masinale ei tohi läheneda metallist esemetega, sh [[Südamestimulaator|südamestimulaatoritegasüdamerütmur]]itega, mis sisaldavad metallilisi osimetallosi, metallist [[implantaat|implantaatideg]]<nowiki/>aidega jne;
* elusorganismide puhul piiratud magnetvälja tugevus ja keskkonna temperatuur ohutuse tagamiseks = piiratud registreeritava signaali tugevus;
* väga kulukas osta, pidada ja skaneerida: parema ja ohutuma magnetvälja saamiseks jahutatakse peamähist vedela [[heelium|heeliumiga]] ning seda läbivat voolu hoitakse pidevalt sees;
Pärit leheküljelt "https://et.wikipedia.org/wiki/Magnetresonantstomograafia"