MR scanning

Den magnetiske resonansbilleddannelse ( MRI ) er en teknik til medicinsk billeddannelse for at få visninger i to eller tre dimensioner af kroppen ikke-invasivt med en relativt høj kontrastopløsning .

MR er baseret på princippet om nuklear magnetisk resonans (NMR), der bruger kvanteegenskaberne i atomkerner til spektroskopi i kemisk analyse . MR kræver et stærkt og stabilt magnetfelt produceret af en magnet- superleder, der skaber en magnetisering af væv ved at tilpasse de magnetiske øjeblikke for spin . Svagere oscillerende magnetfelter, kaldet " radiofrekvens ", påføres derefter for at modificere denne justering let og frembringe et præcessionsfænomen , der giver anledning til et målbart elektromagnetisk signal. MRI's specificitet består i nøjagtigt at lokalisere oprindelsen af dette NMR-signal i rummet ved at anvende ikke-ensartede magnetfelter, " gradienter ", som vil fremkalde lidt forskellige præcessionsfrekvenser afhængigt af atomernes position i disse gradienter. På dette princip, der fik sine opfindere, Paul Lauterbur og Peter Mansfield til Nobelprisen for fysiologi eller medicin i 2003, er det så muligt at rekonstruere et billede i to dimensioner og derefter i tre dimensioner af den kemiske sammensætning og derfor af arten af biologiske væv udforsket.

I medicinsk billeddannelse er MR primært dedikeret til billeddannelse af centralnervesystemet ( hjerne og rygmarv ), muskler , hjerte og tumorer . Takket være de forskellige sekvenser kan vi observere det bløde væv med højere kontraster end med computertomografi ; på den anden side, er MR ikke tillader studiet af knogle cortex ( ”hårde” væv) for lavt i brint, og heller ikke derfor den detaljerede søgen efter frakturer , hvor kun peri- læsionel ødem kan observeres.

MR-maskinen kaldes undertiden en " scanner ", som på fransk er forvirrende med tomodensitometeret . I modsætning til sidstnævnte (og andre billedbehandlingsteknikker såsom PET ) er MR-undersøgelsen ikke invasiv og bestråler ikke emnet. Dette gør det derfor til et valgfrit værktøj til forskning, der involverer den menneskelige person og især inden for kognitiv neurovidenskab . Fra 1990'erne, den funktionelle MRI -teknikken , som måler aktiviteten af forskellige områder af hjernen, har faktisk gjort mulig betydelige fremskridt i studiet af de neurobiologiske fundament af tanke .

Historie

Princippet om MRI er baseret på fænomenet kernemagnetisk resonans (NMR), dvs. vedrørende koblingen mellem den magnetiske moment af kernen af atomer og den ydre magnetfelt , der er beskrevet af Felix Bloch og Edward Mills Purcell i 1946. På begyndelsen af 1970'erne foreslog NMR's talrige udviklinger, især inden for spektroskopi , nye anvendelser af denne teknik. Således foreslog Raymond Vahan Damadian i 1969 at bruge NMR til medicinske formål og støttede sit forslag med demonstrationen om, at NMR-spektroskopi muliggør påvisning af tumorer .

I 1973 blev der gjort betydelige fremskridt: inspiration fra billedrekonstruktionsmetoder, der blev brugt i computertomografi , udførte Paul Lauterbur for første gang "billeddannelse" (som han kaldte Zeugmatography ) baseret på NMR ved hjælp af princippet om gradienter, der fanger billedet af en “Virtuelt snit” af et todimensionelt objekt . Samtidig men uafhængigt foreslog Peter Mansfield en lignende metode og introducerede i 1977 teknikken til ekkoplanar billeddannelse, der tillader optagelse af mange billeder på relativt kort tid. Det første objekt, som offentligheden kender til at være undersøgt af MR, er en peber efter en test på to kapillarrør.

I de følgende år udviklede teknikken sig hurtigt, især takket være de fremskridt, der er gjort inden for databehandling og elektronik, der gjorde det muligt at implementere digitale metoder, der var dyre i computertiden . Således i 1975, Richard R. Ernst foreslog at bruge Fouriertransformation at analysere frekvens og fase kodning af MR-signalet.

De første billeder af humant væv produceres i 1975 af Mansfield; i 1977 vil det første billede af en levende menneskekrop blive produceret af Damadian, som derefter leder produktionen af de første kommercielle enheder.

Den vigtigste innovation inden for MR vil komme med genoptagelse af Seiji Ogawa (en) af Linus Paulings og Charles Coryells arbejde med magnetisme af hæmoglobin . Faktisk adskiller MR-signalet fra iltet blod sig fra signalet om deoxygeneret blod. Denne egenskab tillod derfor Ogawa, John Belliveau og Pierre Bandettini at opnå i 1992 de første billeder af hjernen i drift: som reaktion på visuel stimulering kunne de måle en stigning i strømmen cerebralt blod i det visuelle område af occipitallappen . Måling af dette hæmodynamiske respons er grundlaget for, hvordan funktionel magnetisk resonansbilleddannelse fungerer , et centralt redskab inden for nutidig kognitiv neurovidenskab .

Efter flere års udvikling er MR derfor blevet en stærk teknik inden for medicinsk billeddannelse , som konstant udvikler sig. Som anerkendelse af " deres opdagelser inden for magnetisk resonansbilleddannelse " blev Peter Mansfield og Paul Lauterbur tildelt Nobelprisen i fysiologi eller medicin i 2003.

I Frankrig var der 592 enheder på 1 st januar 2011 ; den gennemsnitlige ventetid var derefter 32 dage. I 2016 var der 839 enheder med en gennemsnitlig ventetid på 30 dage. I 2017, på trods af en stigning til 906 enheder, var ventetiden steget til 34 dage.

Det Europæiske NeuroSpin Center er på vej til at blive verdens største magnetiske resonansbilleddannelsescenter. Et af dets mål er at belyse den "neurale kode", med andre ord at forstå, hvordan information kodes i hjernen.

Teknologi

Magnet tunnel

Det vedrører kun lukkede billeddannere, det er tunnelen, hvor patienten introduceres. Den har komfortfunktioner (såsom belysning og ventilation) og kommunikationsmidler mellem plejepersonalet og patienten (mikrofon og højttalere). Dens diameter varierer meget lidt afhængigt af producenten og modellen, men er ca. 60 cm .

Magnet

Magneten er kernen i MR-maskinens drift. Dens rolle er at producere det vigtigste magnetfelt kaldet B 0, som er konstant og permanent. Måleenheden for magnetfeltets styrke er teslaen , hvis symbol er T. Denne værdi henviser til styrken af dette hovedfelt.

I 2007 inden for rutinemæssig medicinsk billeddannelse var intensiteten af det anvendte magnetfelt mellem 0,1 og 7 Tesla med intensiteter større end 17 Tesla til undersøgelse af murine prøver eller andre små dyr og op til 11,7 Tesla til præklinisk og kliniske undersøgelser hos mennesker.
Bemærk: 1,6 T er 30.000 gange Jordens magnetfelt .

Vi skelner efter intensiteten:

Lavt felt: <0,5 T
Medium felt: mellem 0,5 T og 1 T.
Højt felt:> til 1 T.

Det statiske magnetfelt skal være ensartet i sektionen af tunnelen. Værdien af det statiske magnetfelt måles og standardiseres ved kalibrering ( Hall- effekttransducer ) ved magnetens isocenter og skal dække hele modtagerantennens længde. Tolerancer er ekstremt kritiske, især ved højt felt og spektrometri. Magnetfeltet falder, når man bevæger sig væk fra dette isocenter: dette kaldes et restmagnetisk felt . Fordelingen af feltlinjerne afhænger af magnetfeltets styrke, men også af tilstedeværelsen af en afskærmning omkring magneten (se kapitel om magnetfeltafskærmning).

De vigtigste kvaliteter for en magnet er:

et magnetfelt med høj intensitet for at forbedre signal / støjforholdet ;
god tidsmæssig stabilitet (magnetfeltet skal være så permanent som muligt)
god felthomogenitet ( for eksempel : 0,2 dele pr. million ppm i en kugle med en diameter på 36 cm , hvilket svarer til gennemsnitsdiameteren på en kranial sender / modtagerantenne: dette er det mindste vindue for felthomogenitet, som producenten skal opnå for at være i stand til at sælge sin enhed i de fleste lande).

Disse kvaliteter er efterspurgte blandt de tre typer magneter, der er tilgængelige på markedet: den permanente magnet, den resistive magnet og den superledende magnet. I dag er det den superledende magnet, der er den mest udbredte.

Stigningen i magnetfelter tillader en signifikant forbedring af kvaliteten af de billeder, der opnås ved MR, men nogle mennesker undrer sig over indflydelsen af magnetfelter med høj intensitet på menneskekroppen. Imidlertid viste intet i 2007 nogen skadelig virkning på kroppen bortset fra nogle få “svimmelhed” på grund af induktion af svage elektriske strømme i visse nervestrukturer ved radiofrekvensimpulser. I alle tilfælde, selv på svage felter, udgør tilstedeværelsen af ferromagnetiske genstande en kontraindikation for MR.

Permanent magnet

Den består af en ferromagnetisk struktur, der producerer et permanent magnetfelt uden at forbruge energi. Disse magneter, der tidligere var meget tunge (op til 90 tons med ferrit), er blevet lettere med ankomsten af sjældne jordbaserede legeringer (borneodym-jern). En hel krop 0,3 T sjælden jordmagnet vejer kun 10 tons. En 0,4 T vejer 13 tons. Selvom der kan fremstilles 1 T permanente magneter , er det økonomisk vanskeligt at gå meget højere end 0,4 Tesla. Deres største fordele er fraværet af hvirvelstrøm, ekstraordinær pålidelighed, en åben arkitektur og et lodret felt vinkelret på patientens hovedakse, hvilket forbedrer antennenes ydeevne. MR-systemer fremstillet omkring permanente magneter har længe været genstand for begrænset udvikling. Dette er ikke længere tilfældet. I de senere år har disse systemer opnået meget gode præstationsniveauer. Over 8.000 systemer er installeret over hele verden, hovedsageligt i USA og Japan, i stigende grad i Europa og langsommere i Frankrig. De er blevet billigere, meget pålidelige og effektive, og Haute Autorité de Santé en France har anerkendt deres værdi i en rapport frajuni 2008og anbefaler brugen i Frankrig. De er også det bedste valg for lande, der ikke har den tekniske og logistiske infrastruktur til at drive et superledende system under gode forhold.

Brugen af en permanent magnet er ikke uden fare eller problem, for hvad der gør dens kvalitet (den store stabilitet og ensartethed af dens meget kraftige magnetfelt) gør det også til defekten, da det vil være umuligt at suspendere feltet magnetisk i nødsituationer ( slukningsproceduren nævnt nedenfor i afsnittet om superledende magneter kan ikke anvendes ). Enheden bruges derfor med strenge forudgående forholdsregler (herunder en tidligere konventionel røntgenundersøgelse for at opdage metalliske legemer implanteret i bløde kroppe såsom blodkar eller resterende fra visse ulykker). Dette kræver også overvågning af undersøgelseslokalet mod tilstedeværelse eller introduktion af ferromagnetiske materialer, der kan kastes mod enheden eller forårsage alvorlige kvæstelser. Derudover kan ferromagnetisk støv over tid akkumuleres på magneten og vedblive der, hvilket gradvist vil ændre ensartetheden af det oprettede felt. Enhedens miljø skal derfor holdes meget rent, inklusive den omgivende luft, der skal filtreres mod tilstedeværelsen af forurenende dampe, da rengøringen af magneten vil være meget vanskelig eller vil kræve rekonformation af magnetfeltet ved yderligere tilsætning af korrektion. skærme eller magneter. Den anden vanskelighed ligger i transporten og afgivelsen af magneten til det sted, hvor den vil blive indsat, hvor magneterne af denne kraft er genstand for specifikke sikkerhedsforanstaltninger, der forbyder dem, for eksempel transport med fly, hvis deres felt ikke kan være helt begrænset i emballagen eller dens beskyttende struktur og installation i enheden.

Modstandsdygtig magnet

Denne magnet er lavet af en vikling af kobber, der krydses af en elektrisk strøm, producerer et magnetfelt i midten. Denne type magnet er ikke blevet brugt meget siden udseendet af superledende magneter.

Det er ret billigt at fremstille og kræver ikke kryogen kølemiddel (i modsætning til superledende magneter). Derudover kan magnetfeltet annulleres på få sekunder ved at stoppe strømmen (men du skal vente på stabilisering af feltet, når strømmen tændes igen).

Desværre når det maksimale magnetfelt knap 0,5 T og forbliver meget følsom over for temperaturvariationer. Derudover er der problemer med felthomogenitet og meget højt elektrisk forbrug til forsyning af spolen med strøm og til forsyning af kompressorerne i kølekredsløbet for at kompensere for Joule-effekten forårsaget af spolens resistivitet.

Superledende magnet

I 2008 , dette er den mest almindelige type magnet. Den superledende magnet bruger princippet om superledningsevne : når visse metaller eller legeringer udsættes for temperaturer tæt på absolut nul , mister de deres modstand, så passage af en elektrisk strøm sker uden tab, derfor uden produktion af varme.

Den superledende magnet, der anvendes i MR, består af en spole af niob-titanium (Nb-Ti), der konstant er badet i flydende helium (nær -269 ° C ), som sikrer dets superledende tilstand. Den elektriske modstand på nul og nået til at skabe intensitet af magnetfeltet højt. Spolen er indlejret i en kobbermatrix , der fungerer som en kølelegeme for at beskytte den i tilfælde af utilsigtet tab af superledningsevne ( slukket ).

Endelig er systemet omgivet af en afkølende skærm ( luft eller kølet vand kredsløb ), som hjælper til at holde den flydende helium ved en meget lav temperatur. Det hele er endelig indhyllet i et vakuumrum, der begrænser termisk udveksling med ydersiden. Enheden er derfor ikke særlig følsom over for variationer i omgivelsestemperaturen.

Alt dette udstyr gør superledende magnetenheder meget dyre at købe, men også at bruge på grund af deres høje forbrug af kryogent helium . Superledningsevne tillader ikke desto mindre et gennemsnitligt eller lavt elektrisk forbrug: hvis det ikke er ubetydeligt, når viklingerne får strøm, bliver det næsten nul, når den stabile stabile tilstand er etableret.

De superledende viklinger krydses af meget højere strømme, de lagrer i magnetisk form en meget højere energi. Det bliver endog betydeligt for store spoler ved 3 T eller mere. Dette udstyr er derefter udstyret med sofistikeret og pålideligt udstyr for at kunne sprede det i fuld sikkerhed i tilfælde af en slukning .

Magnet geometri

Der er to typer MR (i praksis kaldes teknikken MR ligesom enheden eller billedbehandleren): MR med lukket felt og MR med åbent felt.

Lukket felt

“Lukket” MR er den mest almindelige og velkendte konfiguration i dag. Det er en tunnel på 60 cm i diameter, 2 meter lang for de ældre og 1,60 meter lang for de nyere.

Nye systemer er dukket op for nylig ved at bruge større tunneler op til 75 cm i diameter. Disse systemer, som undertiden er meget voldeligt kvalificerede som "åbne systemer", forbliver lukkede systemer, selvom deres kapacitet til at rumme overvægtige mennesker forbedres.

Åben felt

Den "åbne" MR viste sig efter den lukkede MR. Meget sjældent i de tidlige dage, da åben MR-teknologi blev forbedret, har de fordele inden for humanmedicin, især for mennesker, der af praktiske årsager ikke kunne drage fordel af denne type billeddannelse i et begrænset rum eller for at undgå generel anæstesi. Disse mennesker inkluderer:

overvægtige individer, hvis butdiameter eller skuldervidde overstiger tunnelens indre diameter;
klaustrofobiske individer ;
børn, der ikke kan stå alene i flere minutter uden at bevæge sig;
gravid kvinde.

En nylig anvendelse af åbne modeller er interventionel MR.

Imidlertid er de magnetiske feltstyrkekapaciteter, der tilbydes af denne type MR, normalt lavere ( 0,3 til 0,4 T for permanente magneter ) end lukkede konformationer. Imidlertid er der i øjeblikket flere åbne systemer, der bruger superlederteknologi, der har 1 T og 1,2 T felter . Disse åbne systemer med højt felt er sværere at fremstille og derfor dyrere.

Magnetfelt gradient spoler

Det er tre metal spoler indesluttet i et glas fiber cylinder og placeret rundt magneten tunnel. De kaldes henholdsvis: coil X , spole Y og spiralen Z .

Passagen af en elektrisk strøm i disse spoler skaber variationer i intensiteten af magnetfeltet i tunnelen på en lineær måde i tid og rum. Afhængigt af dens geometri varierer hver spole magnetfeltet langs en bestemt akse:

spolen X langs højre-venstre akse;
Y- spolen langs den forreste-bageste akse;
Z- spolen langs op-ned-aksen.

De gør det især muligt at vælge en tykkelse og et plan med "skive" eller sektion (tværgående, frontale, sagittale eller skrå) og at bestemme den rumlige lokalisering af signalerne i dette plan.

Ved at vælge en af disse spoler kan vi variere disse parametre:

den skråning eller intensitet : det er af størrelsesordenen nogle få gange ti milliteslas per meter (mT / m) og varierer afhængigt af kameraer; dens rolle er at kontrollere tykkelsen af hvert snit;
den effektforøgelse forholdet : den svarer til den maksimale hældning nået per meter og pr millisekund; dets rolle er at styre hastigheden på erhvervelsen;

Bemærk: Den hurtige omskiftning af magnetfeltet med gradientspolerne frembringer hvirvelstrømme , som selv forårsager små magnetfelter.

Magnetfeltkorrektorer

Magnetfeltkorrektorer eller shim er anordninger, der bruges til at kompensere for defekterne ved inhomogenitet af hovedmagnetfeltet B 0, som kan skyldes faktorer, der er relateret til miljøet eller ganske enkelt fra tilstedeværelsen af patienten i tunnelen.

Feltkorrektionerne er arrangeret langs magneten. Der er to typer, der begge kan være til stede i den samme maskine.

Passiv Shim

Disse er ferromagnetiske plader. De tillader en grov justering af magnetfeltet i tilfælde af et stabilt forstyrrende miljø.

Aktiv Shim

De er resistive eller superledende spoler, hvor en elektrisk strøm passerer. De aktive shims tillader fin og dynamisk justering under tilstedeværelsen af bevægelige strukturer tæt på billedet eller patienten i tunnelen. De udfører automatisk kompensation, når magnetfeltet bliver heterogent.

Bemærk: Magnetfeltets homogenitet kontrolleres, hver gang systemet serviceres. Shim- spolerne kalibreres derefter fint (vi taler om shimming ) af en specialiseret tekniker eller ingeniør.

Antenner

Disse er kobberspiraler i forskellige former, der omgiver patienten eller den del af kroppen, der skal udforskes. Måleprincippet er det samme som for induktive sensorer , nemlig måling af en spænding induceret af variationen i fluxen.

De er i stand til at producere og / eller modtage radiofrekvenssignalet ( RF ). De er tunet til at matche den precessional resonansfrekvens de protoner , der er i det magnetiske felt:

F_ {p} = \ venstre ({\ frac {\ gamma} {2 \ pi}} \ højre) \ cdot B_ {o}

F_ {p}

= Præcisionsfrekvens

\ gamma

= Gyromagnetisk forhold

B_ {o}

= Intensiteten af det vigtigste magnetiske felt

Hvilket giver i tilfælde af hydrogenkernen (proton):

for et felt på 0,5 T : RF-bølge på 21,3 MHz ;
for et felt på 1 T : RF-bølge på 42,6 MHz ;
for et felt på 1,5 T : RF-bølge på 63,9 MHz .

Antenner er meget forskellige og kan kategoriseres på tre forskellige måder:

i henhold til deres geometri: volumen og overflade;
afhængigt af deres driftsform: kun afsender-modtager eller modtager (vi taler også om ren modtager);
afhængigt af tilknytningen eller ikke af forskellige antenneelementer: lineær, i fasekvadratur eller i et trinvist array.

Udtrykket "antenne" kritiseres imidlertid af nogle forskere i betragtning af, at signalet, der detekteres af MR, ikke skyldes en spontan sammenhængende emission af elektromagnetiske bølger fra vævene, men fra et fænomen med nærfeltinduktion .

Volumen antenner

En solid antenne er en antenne i midten, hvor segmentet, der skal undersøges, er placeret. Hun er :

enten emitter-modtager : det er en metalspolecylinder, der udsender et passende RF-signal (i form af regelmæssige impulser) mod protoner i det område, der skal undersøges; disse indgår derefter i resonans ; så modtager antennen svaret fra disse protoner, når energien genoprettes;
eller simpel modtager : den består af flere flade modtagerantenner monteret i et trinvist array omkring en cylindrisk struktur; det er i dette tilfælde en anden antenne (den såkaldte Body eller Body antenne integreret i selve enheden), der tager sig af transmission af RF-signalet

Bemærk: Signalet transmitteres og modtages ensartet i hele lydstyrken omgivet af antennen.

Eksempler på volumetriske antenner:

Det organ antenne : dette er en transceiver-antenne, det er placeret omkring magneten tunnel (ikke synlig på et anlæg i brug, men det er muligt at se den under vedligeholdelse). Dens diameter er ca. 65 cm . Det tillader undersøgelse af store anatomiske regioner (op til 50 cm lange).
Den hoved antenne : dette er en simpel sender-modtager eller modtagerantenne. Det er en modulær antenne med en diameter på 25 til 30 cm, der er velegnet til udforskning af hjernen, men kan også bruges til den sammenlignende udforskning af ekstremiteter hos voksne (hånd, håndled, fod og ankel) eller underliv hos små børn .
Den knæet antenne : dette er en simpel sender-modtager eller modtagerantenne. Dette er en modulær antenne med en diameter på 22 cm (kan variere). Det er velegnet til at udforske knæet, men også foden og anklen.

Vi kan også nævne: den håndleddet antenne , den skulder antenne , den ben antenne, etc.

Overflade antenner

En overfladeantenne er en plan antenne placeret i kontakt med det område, der skal udforskes. Det er en simpel modtager og kan derfor kun modtage signalet, der returneres af protonerne, det er kroppens antenne, der udsender den indledende RF-puls.

Som en lineær antenne (brugt alene) tillader det kun undersøgelse af små efterforskningsfelter. Det er af denne grund, at det ofte er koblet til andre overfladeantenner (i fasekvadratur eller i trinvis opstilling).

Det giver et meget godt signal / støj-forhold i regionen af interesse, forudsat at det er korrekt placeret (så tæt som muligt på efterforskningszonen).

Antenneforeninger

Som vi tidligere har set, kan antennerne bruges alene eller i kombination for at få en optimal gengivelse og muliggøre diagnosen:

Den lineære antenne : det er en overfladeantenne, der anvendes alene og placeret parallelt med magnetfeltet B 0 . Der modtages derfor kun signalet, som patienten udsender, når dette signal passerer foran antennen.
Fasekvadraturantennen : det er et sæt af to overfladeantenner arrangeret omkring den samme region, men i forskellige planer. Hver antenne modtager et signal fra samme region, men på forskellige tidspunkter. De to signaler kommer derefter sammen på den samme behandlingskanal for at danne det endelige billede. Dette princip øger signal-støj-forholdet og dermed kvaliteten af billedet. Vi kan også bruge denne signalforstærkning til at reducere optagelsestiden for en billedkvalitet, denne gang uændret. Det er indlysende, at omkostningerne ved at købe denne type antenne er meget højere end for en lineær antenne.
Antenner i trinvis opstilling : det er et sæt af flere overfladeantenner med lille diameter, arrangeret side om side. Hver antenne har sin egen signalmodtagelseskanal og producerer billedet af den anatomiske region, foran den er placeret. De forskellige billeder kombineres derefter med computer algoritmer til dannelse af den terminale billede. Dette princip giver et meget højt signal / støj-forhold og tillader et bredt udforskningsfelt (op til 48 cm ), men er meget dyrere end de to andre typer antenner beskrevet ovenfor.

Bemærk: der er antenner kendt som “HDE” (høj tæthed af elementer). Disse er antenner, der indeholder mere end to spoler kaldet “antenneelementer”, som kan være som små elementære antenner. HDE-antenner er dog meget dyre (for eksempel koster en knæantenne med 8 elementer næsten € 25.000 ) .

Skjolde

I MR taler vi om afskærmning for bestemte enheder beregnet til at indeholde magnetfelter produceret af maskinen og til at isolere dem fra eksterne magnetfelter, som ville forstyrre erhvervelsen.

Der er to skjolde i en MR-installation:

Afskærmning af radiofrekvensbølger

Det sikres af Faraday-buret, der består af et kobbernet, der dækker næsten * alle magnetrummets vægge og er uigennemtrængelig for RF-bølger. Imidlertid er dette "bur" kun synligt på niveauet med glaskontrolpanelet (mørkt glasets udseende) og dørkarmen (små kobberlameller), hvor kobberpladerne er skjult i væggene, loftet og gulvet:

det forhindrer RF-bølger produceret af systemet i at forlade magnetrummet;
det forhindrer udefra RF-bølger (produceret af ethvert elektronisk udstyr og bevægende metalgenstande) i at komme ind i undersøgelseslokalet.

(*) I alle MR-rum er der det, der kaldes et gennemtrængningspanel, det er et sted, hvor kølekredsløbet og kablerne transporterer information mellem magnetrummet og det tekniske rum. Denne danner et hul i Faradays bur. Denne passage er dog specielt designet, så ingen RF-bølger kan passere.

Derudover er der en anden type Faraday-bur. Miniaturiseret bruges det kun sjældent til visse erhvervelser, især udforskning af underbenene for at undgå at folde artefakt ( Aliasing ) af den kontralaterale lem. Sidstnævnte er omgivet af et lille Faraday-bur og kan derfor ikke reagere på radiofrekvensimpulser. Nye teknologiske løsninger og anti-aliasing-løsninger gør brugen meget sporadisk.

Magnetfeltafskærmning

Dens rolle er at bringe feltlinjerne så tæt som muligt på magneten og især at bringe 0,5 mT-linjen ind i undersøgelsesrummet.

Bemærk: vi taler om “0,5 mT-linjen” eller “5 gauss”. Dette er den grænse, ud over hvilken der er en funktionsfejl eller forstyrrelse af en pacemaker.

Der er to typer magnetfeltafskærmninger afhængigt af enheden:

passiv afskærmning: det er et sæt stål eller bløde jernbjælker, der omgiver magneten. Denne enhed er meget tung;
aktiv afskærmning: det er en omvendt metalspole placeret i begge ender af hovedfelspolen B 0 . Når den elektriske strøm passerer gennem de omvendte drejninger, frembringes et magnetisk modfelt, hvis feltlinjer modsætter sig de af B 0 .

Magnetfeltets omkreds kaldes det resterende magnetfelt. Størrelsen på det resterende magnetfelt afhænger af magnetfeltets styrke, og om systemet er afskærmet eller ej. For en uskærmet 1,5 T MRI strækker et felt større end 0,5 mT sig op til næsten 12 meter fra isocentret og 9,5 meter på hver side af magneten (Det skal bemærkes, at Faraday-buret ikke har nogen afskærmning mod magnetfeltet); med afskærmning reduceres dette felt til 4 meter fra isocentret og 2,5 meter på hver side af magneten.

Bemærk: På grund af kontrafeltet for den aktive afskærmning er magnetfeltet mere intens ved indgangen til tunnelen og under dækslerne end i midten af enheden (intensiteterne kan næsten fordobles). Denne egenskab kan være årsagen til svimmelhed og prikkende fornemmelser ved tunnelindgangen under udsendelse af radiofrekvensbølger på grund af små hvirvelstrømme induceret i visse nervestrukturer. Det er vigtigt at respektere sikkerhedsinstruktionerne og ikke danne en "løkke" med lemmerne, som øger intensiteten af disse strømme og kan forårsage forbrændinger eller / eller større svimmelhed.

Slukke

Quench defineres ved en pludselig ændring af flydende helium til den flygtige gasformige tilstand, som derefter undslipper fra tanken.

Den væsentligste utilsigtede årsag til dette fænomen er en fejl i det varmeisolerende system på grund af tilstedeværelsen af mikroporer i leddene eller endda en manglende kontrol med niveauet af helium og det termiske skjold af flydende nitrogen (dette er den hyppigste årsag til ulykken af "quench").

Der er en opvarmning af det flydende helium, som derefter passerer til gasformet tilstand med risiko for, at fordampningen accelererer med faldet i procentdelen af flydende helium, der er til stede i tanken.

Bemærk: Denne funktionsfejl kan have meget forskellig oprindelse: svigt i kølet vandkredsløb på grund af betydelige kalkaflejringer , svigt i kompressorerne, der får det kolde hoved til at stoppe, eller en stigning i trykket i magneten osv.

Den Dæmpningen kan også skyldes frivilligt af sundhedspersonale: i virkeligheden, det superledende egenskab af moderne MRIs midler, at den vigtigste magnetiske felt forbliver, selvom der ikke er mere strømindgang i spolen. Enhver ændring i værdien på det statiske felt skal betjenes med en meget streng procedure, og enhver hurtig ændring i det statiske felt genererer betydelige hvirvelstrømme. Disse opvarmer magnetens tanke og øger forbruget af helium betydeligt, dette kan føre til et løbende fænomen, der fordamper den eksisterende heliummasse og fører til "quench" og især til opvarmning af det superledende filament, som kan ødelægges og brændt.

For at stoppe magnetfeltet er det således nødvendigt at vente flere timer (endda dage) på spolens meget lave modstand for at reducere magnetfeltets intensitet. I tilfælde af øjeblikkelig fare for en person i undersøgelseslokalet - for eksempel en person fanget mellem magneten og en stor ferromagnetisk genstand (båre, iltcylinder, voksmaskine osv.) Er der risiko for brud eller endog kvælning for denne og den kraftige tiltrækningskraft forhindrer at frigive personen uden at skade hans fysiske integritet - man udløser derefter slukningen :

Flydende helium skifter til gasform, hovedspolen opvarmes med tab af superledningsevne og genoptagelse af resistivitet af spolen. Til sidst sættes Joule-effekten (spredning af energi i form af varme) tilbage på plads, og intensiteten af magnetfeltet falder gradvist.

Det producerede gasformige helium skal normalt flygte ud af lokalet gennem en kanal, der er placeret over magneten. Hvis denne evakuering ikke udføres korrekt, slipper heliumgas ud i undersøgelsesrummet. Der er så en betydelig risiko for kvælning og forkølelse for patienten i tunnelen samt risiko for indespærring af rummet: manglende evne til at åbne døren til rummet i henhold til dets åbningsretning.

Bemærk: Heliumgas er ikke en giftig gas for kroppen. Dens ulempe er i dette tilfælde dens lempelse af væskepassagen til gasformet tilstand for endelig at erstatte iltet i luften. Faktisk opnås næsten 700 liter gasformigt helium for 1 liter flydende helium ; et reelt problem, når vi ved, at en MR-tank indeholder (når den er fuld) fra 1.650 til 1.800 liter flydende helium.

Når der opstår en slukning, sker det, at alt helium, der er til stede i tanken, undslipper. I dette tilfælde kan MR-enheden ikke længere bruges med det samme: tanken skal afkøles, inden den fyldes igen, og genstart derefter magnetfeltet, indtil det er helt stabilt. Det er derefter nødvendigt at kalibrere den aktive shim og at udføre fantomprøver. Disse operationer er meget dyre i tid og penge: i en nøddeskal kan vi estimere omkostningerne til mere end 40.000 euro uden at tælle de potentielle tab på grund af umuligheden af at gennemføre undersøgelser i løbet af tilbagevenden til tjenesten. Som varer ca. to uger.

NMR påmindelser

Kernemagnetisk resonans udnytter det faktum, at kernerne i visse atomer (eller rettere atomisotoper) har et magnetisk centrifugeringsmoment . Dette er især tilfældet med hydrogen atom 1, som findes i store mængder i de molekyler , der udgør biologiske væv såsom vand (H 2 O) og organiske molekyler . I NMR (ligesom i MR) placerer vi de atomer, vi vil studere, i et konstant magnetfelt. Vi kan derefter forestille os, at atomkerner drejer som roterende toppe, der roterer på sig selv omkring deres akse og udfører en hurtig precessionbevægelse omkring magnetfeltets akse (bevægelse kaldet Larmor precession ). Denne præcessionsfrekvens er nøjagtigt proportional med intensiteten af magnetfeltet (hvilket er et par tesla for nuværende MR-maskiner). Påføres derefter disse atomer en elektromagnetisk bølge ved en frekvens bestemt velkendt frekvens resonans eller Larmor-frekvensen . For at det oscillerende felt i den elektromagnetiske bølge kan have en bemærkelsesværdig effekt på spinsne, skal dens frekvens faktisk justeres til precessionens bevægelse af disse spins (resonansfænomen). Larmor-frekvensen er forskellig for forskellige atomisotoper (på grund af et andet gyromagnetisk forhold ), et fornuftigt valg af denne frekvens gør det muligt at målrette mod hvilke atomer vi skal registrere. I MR bruger vi hovedsageligt hydrogenatomer, hvis resonansfrekvens er omkring 42 MHz / T , hvilket svarer til rækkevidden af radiobølger . Faktisk er hydrogenatomet, der består af en enkelt proton , meget rigeligt i biologisk væv, og derudover er dets nukleare magnetiske øjeblik relativt stærkt, så den magnetiske resonans af brint giver anledning til et meget klart og let at detektere resonansfænomen. .

Selvom de i virkeligheden er kvantefænomener , kan vi billedligt forestille os, at de magnetiske øjeblikke for spin under virkningen af det statiske magnetfelt gradvist vil justeres i en retning, der oprindeligt er parallel med det. Ci og give anledning til en samlet magnetisering i feltets retning , kaldet længderetningen . Af vane bemærker vi denne retning af brevet . og den langsgående magnetisering bemærkes som følge af tilføjelsen af disse magnetiske øjeblikke . Faktisk er det kun en meget lille andel (ca. 0,001%) af kernemagnetiske moment, der er i retning , det overvældende flertal har ikke en stabil orientering på grund af termisk omrøring , alligevel er denne lille andel af spins, som "justerer", tilstrækkelig til at blive detekteret , hvorfor vi forsømmer resten af de magnetiske øjeblikke for de resterende 99,999%, som statistisk kompenserer hinanden. $B_0$ $z$ $M$ $z$

Når vi anvender den oscillerende radiofrekvensmagnetiske bølge ved Larmor-frekvensen, vil vi medføre de magnetiske øjeblikke, som derefter gradvist vil afvige fra aksen for at gå og placeres vinkelret på deres startakse, lidt som en paraply, der åbner, men derudover spins fortsætter deres rotation rundt om aksen . Dette kaldes en præcesbevægelse . $z$ $z$

Den noterede oscillerende magnetiske bølge vil derfor have den rolle at "vippe" de magnetiske øjeblikke for centrifugering for at placere dem i et plan vinkelret på retningen af det statiske felt . Dette kaldes excitationen: jo længere den varer, jo større vil andelen af magnetiske øjeblikke, der vil have vippet, være vigtig, og derfor desto mere vil længdemagnetiseringen (i retning ) falde. $B_1$ $B_0$ $z$

Når det oscillerende felt afbrydes, vender de magnetiske øjeblikke, der er afviget fra deres oprindelige akse, tilbage i retning uden at ophøre med at dreje. Denne rotationsbevægelse af spins kan derefter måles i form af et oscillerende signal, der har samme frekvens som den spændende bølge. Det er dette signal, kaldet precession, der måles af NMR og MR ved hjælp af en modtagerantenne. $z$

Langsgående afslapning (T1)

Når de magnetiske øjeblikke vender tilbage til retningen af det statiske felt, falder det oscillerende signal, de udsender, indtil det forsvinder, når alle de magnetiske øjeblikke igen er justeret i længderetningen, det vil sige i retningen . Den tid, det tager for nukleare magnetiske øjeblikke at genvinde deres længdelinje (det vil sige på retningen ) kaldes den langsgående afslapningstid og bemærkes T1. $z$ $z$ $z$

Ved at bemærke ligevægtsværdien af den langsgående magnetisering (når alle spins er justeret), kan vi give udviklingsloven for "genvæksten" af den langsgående magnetisering efter at have anvendt en excitation, som ville have fået alle til at skifte. Magnetiske øjeblikke til tid : ${\ displaystyle M_ {z} (\ infty)}$ $t = 0$ ${\ displaystyle M_ {z} (t) = M_ {Z} (\ infty). (1-e ^ {- {\ frac {t} {T1}}})}$

Dette afslapningsfænomen (dvs. vender tilbage til ligevægt) følger derfor en eksponentiel dynamik , det vil derefter tage uendelig lang tid for alle spins at blive justeret, hvorfor vi definerer som tid T1 den tid det tager at genvinde 63% af den langsgående magnetisering ved ligevægt.

Denne afslapningstid T1 afhænger af den molekylære agitation i det væv, der observeres. Den følger en omvendt U-formet kurve: hvis den molekylære agitation er meget svag, vil hydrogenatomer tage tid at vende tilbage til ligevægt (dette er tilfældet med hårde væv såsom knogler ). Hvis omrøringen af vandmolekylerne er meget stærk, som det er tilfældet i væsker såsom cerebrospinalvæske , er genvækst også langsom. På den anden side, hvis agitationen er moderat (dvs. med en tidskonstant omkring Larmor-frekvensen) som i fedt eller i hvidt stof , er tiden T1 relativt kort. Disse forskellige T1'er drejer sig omkring 1 sekund for et felt på 3 tesla. $B_0$

Tværgående afslapning (T2)

Desuden bidrager molekylær agitation også til et andet fænomen: Mens de magnetiske øjeblikke i teorien alle skal rotere kohærent omkring aksen , dvs. med en konstant faseforskel , vil den molekylære agitation betyde at atomerne ikke vil være i et konstant fysisk-kemisk miljø og derfor vil deres Larmor-frekvens heller ikke være helt lig med den teoretiske Larmor-frekvens. Derfor vil de forskellige magnetiske øjeblikke have tendens til at være ude af fase. Dette resulterer i et fald i signalet, der er knyttet til deres synkrone rotation over tid, kendt som den tværgående afslapningstid, der er noteret T2. $z$

Denne gang måler T2 forsvinden af den tværgående magnetisering, det vil sige af magnetiseringen som følge af det faktum, at de magnetiske øjeblikke er synkrone i deres rotation i det tværgående plan, vinkelret på , hvor de blev bragt af den oscillerende excitationsbølge . Igen er dette et fænomen, der følger en eksponentiel lov (falder denne gang): $B_0$ $B_1$ $M (t) = M_ {0} .e ^ {{- {\ frac {t} {T2}}}}$

Feltinhomogeniteter (T2 *)

I et idealiseret system går alle kerner med samme frekvens. Imidlertid fører inhomogeniteterne af det vigtigste magnetfelt i reelle systemer til en spredning af resonansfrekvenserne omkring den teoretiske værdi ( off-resonanseffekt ). Over tid fremhæver disse uregelmæssigheder faseforskydningen af den tværgående magnetisering og tabet af signal.

Den observerede tværgående afslapning er derfor beskrevet af en tid T2 *, generelt meget mindre end den "sande" T2:

${\ displaystyle {\ frac {1} {T2 ^ {*}}} = {\ frac {1} {T2}} + {\ frac {1} {T2 '}}}$

hvor T2 'beskriver tabet af signal, der udelukkende skyldes inhomogeniteterne i hovedmagnetfeltet. For statiske molekyler er denne dekoherens reversibel, og signalet kan gendannes ved at udføre et spin-ekko-eksperiment.

Rumlig kodning ved hjælp af gradienter

Den rumlige lokalisering af atomer opnås ved tilsætning af en retningsbestemt gradient på grundlæggende magnetfelt ( ) takket være de magnetiske felt gradientspolerne . Afslapningen af protonerne vil derefter blive ændret af variationen i magnetfeltet. Signalbehandlingsteknikker ved hjælp af hurtige Fourier-transformeringsalgoritmer gør det derefter muligt at lokalisere signalets oprindelse. $B_0$

Den rumlige opløsning er knyttet til intensiteten af det magnetiske felt (i dag, i 2006 , de enheder bruger et felt på 1 til 3 Tesla ), og varigheden af købet (i almindelighed omkring ti minutter). En opløsning af størrelsen på en millimeter opnås i øjeblikket .

Vægtninger

Ved at ændre MRI-erhvervelsesparametrene, især gentagelsestiden mellem to excitationer og ekkotiden, tiden mellem excitationssignalet og modtagelsen af ekkoet, kan brugeren ændre billedets vægtning, det vil sige for at vise forskellene af tid T1 og tid T2 for de forskellige væv i en organisme. Væv med forskellige T1- og T2-tider afhængigt af deres rigdom i brintatomer og afhængigt af det miljø, hvori de udvikler sig, kan returnere forskellige signaler, hvis vi kan demonstrere disse tidsforskelle. For at gøre dette tester vi atomernes respons efter bestemte excitationer.

Forskellige stoffer har forskellige T1'er. Efter radiofrekvensstimulering med en kort gentagelsestid får hydrogenatomerne i nogle væv ikke tid til at vende tilbage til en ligevægtsposition, mens tiden for lang tid for andre hydrogenatomer fra andre væv er lang nok til, at der er en tilbagevenden til ligevægt. Når vi måler energitilstanden for vævets atomer, bemærker vi forskelle i tilstand mellem disse forskellige atomer. Hvis vi forlod for lang tid, ville alle atomer have tid til at vende tilbage til en ligevægtsposition, og vi ville ikke længere bemærke nogen forskel mellem forskellige væv.

Forskellige væv har forskellige T2'er. Efter stimulering med lang ekkotid finder vi fald i energi med større amplitude mellem vævene. Forskellene i T2 er mere diskriminerende, hvis ekkotiden er lang.

T1-vægtning

Vægtningsparametrene:

ekkotid: TE = 10 til 20 ms (ms = millisekunder)
gentagelsestid: TR = 400 til 600 ms

Ved at bruge en kort gentagelsestid og en kort ekkotid (neutraliserer T2-tidsforskellene) opnår vi en T1-vægtet billedkontrast, såkaldt "anatomisk" vægtning: i T1-vægtning på hjernen ser det hvide stof lettere ud end grå substans . Den cerebrospinalvæske , som ligger mellem den grå substans og knoglen ser meget mørkere.

Disse sekvenser anvendes også efter injektion af kontrastprodukt for at karakterisere en anomali.

T2-vægtning

Vægtningsparametrene:

ekkotid: TE> 80 ms
gentagelsestid: TR> 2000 ms

Ved at bruge en lang gentagelsestid (neutraliserer tidsforskellene T1) og en lang ekkotid opnår vi en såkaldt T2-vægtet billedkontrast, også kendt som "væv" -vægtning: Vand og ødem vises i hyper-signal.

Protontæthed

Vægtningsparametrene:

ekkotid: TE = 10 til 20 ms
gentagelsestid: TR> 2000 ms

Ved at bruge en lang gentagelsestid (2000 ms til 3000 ms ) og en kort ekkotid (mindre end 30 ms ) opnås en billedkontrast af pseudoprotontæthed (væv> flydende> fedt). Kun vævselementerne med lav protondensitet, såsom menisci, vil være i hypointense sammenlignet med de frie væsker, der er vidne til en underliggende ledpatologi. Ved at bruge en længere gentagelsestid (5000 ms ) og en kort ekkotid (mindre end 30 ms ) opnås en billedkontrast af ægte protontæthed (flydende> væv> fedt).

Sekvenser

Spin ekko Klassisk SE-sekvens

Den mest klassiske MR-sekvens er utvivlsomt spin-ekkosekvensen. Sidstnævnte bryder sammen i:

en 90 ° såkaldt excitationsimpuls.
en fase forskydningsperiode i protonernes tværplan under TE / 2.
en 180 ° puls , kaldet en inversion.
omfasning under TE / 2.
aflæsning af signalet (aflæsning af spin-ekko).

Denne sekvens muliggør vægtning af T1, T2 og protondensitet. Det bruges ikke længere, fordi erhvervelsestiden er alt for lang, fordi det tager omkring 50 minutter at erhverve et snit på en 256 ² matrix.

Hurtig TSE / FSE-sekvens

TSE for Turbo Spin Echo og FSE for Fast Spin Echo (navnet på sekvensen afhænger af producenterne, men princippet er identisk).

Teknikken kombinerer gradientekko- og spinekko-metoden til hurtigere erhvervelse, men mere følsom over for artefakter.

Princippet med disse teknikker forbliver baseret på en radiofrekvensimpulsvinkel (generelt 40 ° ) kaldet Ernst-vinklen mellem SE- og IR-sekvensen med kortere gentagelsestider (300 ms ), denne teknik anvendt ved højt felt gør det muligt at 'undgå visse artefakter på grund af til mobile spins.

Inversion-Recovery IRT1- eller FLAIRT1- eller TRUET1-sekvens

Vi sender en puls ved 180 ° , så venter vi på en periode T, hvor ML (proportional med længdens intensitet) er steget. Efter T sendes en 90 ° puls , som får ML til at vippe, hvorved der opnås en målbar strøm og derfor et signal forbundet til T1.

STIR-sekvens

(= Short Tau Inversion Recovery )

Formålet med STIR-sekvenser er at annullere fedt-signalet.

FLAIR eller FLAIR T2 sekvens

Dette er en T2-vægtet inversionsgendannelsessekvens, hvor signalet fra frit vand (og derfor fra cerebrospinalvæske) er blevet "undertrykt", som derefter vises i hyposignal ved at tilpasse inversionstiden. Denne sekvens anvendes i vid udstrækning i cerebral udforskning (især i cortex og ventrikulære vægge), ødem , nekrose eller endda gliose .

Gradient ekko Diffusionsgradient

Diffusionsgradientteknikker måler den bruniske bevægelse af vandmolekyler i væv. Dette gør det muligt at udlede deraf information om vævets inhomogeniteter og især om det hvide stof i nervevævet. For at gøre dette, er målingerne af diffusion udført på et større eller mindre antal af retninger (fra 6 til mere end et hundrede), som gør det muligt at beregne diffusions tensorer i hver voxel . Derfra er det muligt at definere den gennemsnitlige retning af fibrene, der passerer i hver af voxelerne, og at rekonstruere banen for de vigtigste fiberbundter ved hjælp af deterministiske eller sandsynlige traktografialgoritmer. Denne gennemsnitlige retning er givet ved den korrekte retning forbundet med diffusionstensorens største egenværdi. Ofte interpolerer deterministiske algoritmer retningerne for hver sammenhængende voxel som en funktion af graden af anisotropi (målt ved andelen af anisotropi) og af vinklen dannet af to gennemsnitlige retninger af tilstødende voxels.

Fedtmætning (eller Fatsat )

Fat Sat er en teknik, der bruges til at undertrykke signalet fra fedt i MR.
Det er en metode, der bruger den lille forskel i resonansfrekvensen for protonerne af hydrogenatomer, der er til stede i fedtet, sammenlignet med dem fra vandmolekylet. Denne forskel er ca. 220 Hz (ved 1,5 Tesla). Vi sender derfor en radiofrekvens rettet specifikt til frekvensen af fedt for at mætte det, før signalet til snittet samles.

Fordele:

metode anvendelig til både T1- og T2-vægtning;
gør det muligt bedre at fremhæve optagelsen af kontrastprodukt i T1-vægtning.

Ulemper:

Meget følsom over for feltinhomogeniteter, resonansfrekvensforskellen er meget lille. Hvis magnetfeltet har en for variabel værdi, fungerer Fat Sat ikke godt. Dette problem opstår ofte i tilfælde af, at fremmedlegemer af metal er for tæt eller endda i tilfælde af magnetens begrænsede homogenitet.

Artefakter

MR er, som alle andre medicinske billedteknikker, ingen undtagelse fra oprettelsen af falske billeder : artefakter.

Artefakter er observerbare billeder, som for det meste strengt taget ikke har anatomisk virkelighed. De kan undgås eller minimeres ved at ændre visse parametre for erhvervelser eller rekonstruktioner. Nogle af dem er dog nyttige til diagnose.

Bevægelsesgenstande

Bevægelsesgenstanden er en af de hyppigst fundne artefakter. Som navnet antyder, dannes det, når der er oversættelse i rummet i det segment, der blev undersøgt under erhvervelsen. Der er to typer bevægelser stødt på:

periodiske bevægelser: Disse er vejrtrækningsbevægelser, hjerterytme og blodgennemstrømning;
aperiodiske bevægelser: Dette er patientens bevægelser, øjenbevægelser, synke , fordøjelsessystemet peristaltik og cerebrospinalvæske flow.

De resulterer i spredning af signalet: sløret billede af den bevægelige struktur.

Men også (især for periodiske bevægelser) fejl i signallokalisering: "spøgelse" eller spøgelsesbilleder ; faktisk når der er bevægelse under forskellige fasekodninger, vil flere kodningsværdier og derfor flere placeringer blive tilskrevet den samme proton.

Disse lokaliseringsfejl er kun synlige i fasens retning, fordi mellem to fasekodende samplinger kan gå nogle få sekunder, hvorunder en bevægelse finder sted. På den anden side er der mellem to frekvenskodende samplinger kun få millisekunder, en bevægelse med signifikant amplitude i løbet af denne meget korte periode er derfor usandsynlig.

Denne egenskab er vigtig, fordi den gør det muligt at ændre parametrene i henhold til det diagnostiske område af undersøgelsen. For eksempel: Når rygsøjlen undersøges i aksiale skiver, kan fasekodningen indstilles til højre-venstre for at forhindre spøgelse af blodgennemstrømningen fra aorta i at rage ud på den. Formættelsesteknikkerne gør det muligt at mætte mobilspinnene og undgå deres artefakter ved erhvervelse af statiske billeder (jf. Abdominal vejrtrækning eller passage af store vaskulære trunker eller af CSF i rygmarvsområdet især fra 1,5 Tesla)) i undersøgelsesområdet .

Magnetfeltartefakter Metallisk magnetisk susceptibilitetsartefakt Artefakt med magnetisk modtagelighed Global heterogenitetsgenstand af det vigtigste magnetfelt Ikke-linearitetsartefakt af en magnetfeltgradient Artefakter til radiofrekvensimpuls

De transmitterende antenner, som ophidser protonerne i det væv, der skal afbildes, har en rumligt begrænset excitationsprofil. Det modtagne signal er derfor inhomogent, og områderne tættest på antennen vises i hyper-signal.

Cross-radio frekvens puls artefakt Skæring af krydsartefakt Artefakt med ekstern radiofrekvensinterferens

Denne artefakt skyldes radiofrekvensinterferens fra eksterne enheder: GSM, 3G, radio osv.

Heterogenitet artefakt af radiofrekvensimpulser Artefakter til billedrekonstruktion

Dette er artefakterne relateret til problemet med digitalisering af signalet (sampling). Således, hvis en pixel skærer flere objekter, vil dens grå niveau være en kombination af de grå niveauer, der resulterer fra hvert af de krydsede objekter.

Kemisk forskydningsartefakt Aliasing artefakt

For at generere et 2D-billede pålægger MRI en fase og en resonansfrekvens på spins (se ovenfor), som afhænger af deres position. Vi ved, at fasen er 2pi periodisk, så de områder af rummet, der er kodet med en fase på 2pi + phi og phi, overlapper hinanden.

Trunkeringsartefakt (Gibbs-fænomen)

Det er knyttet til interaktioner mellem protoner og deres miljø, en kilde til udseendet af falske konturer.

Ansøgninger

Angio-MR

Angio-MRI eller MRA bruges til at visualisere arterierne for at fremhæve abnormiteter såsom strikturer , dissektioner , fistler , aneurismer og arteritis. Cerebrale, cervikale, renale , iliac, pulmonale arterier og aorta er de arterier, der bedst undersøges ved denne teknik.

Angio-MRI anvender ultrahurtig gradient-ekkosekvenser med intravenøs injektion af gadoliniumchelater . Andre sekvenser, såsom time-of-flight (TOF-MRA) eller fasekontrast (PC) angiografi, gør det også muligt at visualisere væsker i bevægelse uden injektion af en bestemt markør.

Hjerte-MR

Cholangio-MR

Undersøgelsen af galde- og bugspytkirtelkanalen ved hjælp af MR på en ikke-invasiv måde er en ny tilgang til billeddannelsesvurdering af hepato-bugspytkirtel-galde patologier.

Funktionel MR (fMRI)

Den mest anvendte metode er baseret på magnetiseringen af hæmoglobin i de røde celler i blodet . Hæmoglobin findes i to former:

det røde blod, der er iltet af lungerne, indeholder oxyhemoglobin (ikke-aktivt molekyle-NMR);
de røde blodlegemer, som deoxygenereres ved vævsmetabolisme, indeholder deoxyhemoglobin (aktiv i NMR, fordi det er stærkt paramagnetisk ).

Ved at følge forstyrrelsen af NMR-signalet, der udsendes af dette molekyle, er det derfor muligt at observere tilstrømningen af iltet blod , som driver det deoxygenerede blod ud. Når et område af hjernen øger sin aktivitet, når en tilstrømning af iltet blod det takket være en mekanisme, der kombinerer udvidelsen af blodkarrene med forskellige andre dårligt forståede mekanismer, som således reagerer på behovet for lokalt iltforbrug af den aktive celler: dette er BOLD-signalet . Ved at erhverve T2 * -vægtede billeder i en hurtig hastighed (ca. et billede hvert sekund eller endda mindre) er det muligt at følge live, i filmform, de moduleringer af blodgennemstrømning, der er knyttet til aktiviteten. Cerebral, for eksempel under en kognitiv opgave .

Parametrisk MR

Denne metode består i måling af MRI-hæmodynamiske eller permeabilitetsparametre for kapillære kar, hvis beregninger er afledt af en matematisk model anvendt på billeddata, der er opnået under specifikke betingelser. Generelt er disse såkaldte dynamiske sekvenser, fordi de har en høj tidsopløsning, hvilket gør det muligt at følge udviklingen af signalintensiteten efter injektion af et paramagnetisk kontrastprodukt. Denne metode gør det muligt at beregne blodgennemstrømningen og volumenet af et væv og permeabiliteten af kapillærerne (mikrofartøjer) af dette væv. Denne metode synes meget lovende i onkologi at bestemme, hvornår en tumor er kræft, men forbliver brugt på en meget marginal måde i betragtning af det høje tekniske niveau, der kræves. I øjeblikket er det kun amerikanske universiteter, der har sådant udstyr.

Diffusion tensor billeddannelse

Den billeddannende diffusion tensor (DTI) er en teknik baseret på MRI at visualisere position, orientering og anisotropien af bjælker hvide substans af hjernen .

NMR-spektroskopi

Det tillader undersøgelse af tilstedeværelsen og koncentrationen af visse metabolitter . Dens anvendelse er stadig sjælden, det kræver høje felt-MR'er (1,5 Tesla minimum og 3 Tesla for at opnå godt differentierede toppe) og specifik træning for radiologer.

Imidlertid virker teknikken meget lovende, især inden for onkologi , for eksempel gør det det muligt at skelne mellem lokal gentagelse og post-strålebehandling nekrose i et tidligt stadium med en præcision, som kun en biopsi ( invasiv og undertiden risikabel ) kan matche.

Gennemførelse af MR- lægeundersøgelsen

En anatomisk MR- gennemgang varer normalt 10 til 30 minutter. Et komplet sæt af eksamener tager ofte mellem en halv time og en hel time. Eksamen er absolut smertefri. Patienten ligger på et motoriseret undersøgelsesbord. Under anskaffelsen må den ikke bevæge sig: bordet bevæger sig automatisk for at føre det gennem antennen. De eneste irritationer, man kan forvente, er den mærkbare støj og følelsen af at blive låst væk (kroppen er i et åbent rør), som kan forårsage nogle problemer for nogle klaustrofober . Generelt forbliver den eller de medicinske røntgenmanipulatorer i konstant kontakt med patienten.

MR-undersøgelsen udføres på en patient i pyjamas; han skal trække ure, smykker, bælter, nøgler, bank-, chip- eller magnetkort, mønter osv. det vil sige ethvert metalelement, der kunne blive tiltrukket af magneten. De ledsagende personer (forældre, hvis de er børn) skal også adskille sig fra dette tilbehør for at komme ind i billedenhedens rum.

Indikationer

Magnetisk resonansbilleddannelse har fordelen ved at give god visualisering af fedt, vand og derfor ødem og betændelse med god opløsning og god kontrast.

Især MRI gør det muligt at afbilde subtentorial fossa af hjernen , udforskningen af hvilket er vanskeligt i CT-scanning på grund af artefakt af hærdning af bundterne.

Denne billeddannelse er ikke egnet til at studere væv, der er fattige i protoner, såsom sener og knoglevæv.

De anatomiske elementer undersøgt af MR:

den hjerne og rygmarv :
- diagnose af inflammatoriske neurologiske sygdomme ( multipel sklerose ),
- den bageste fossa af hjernen er særlig synlig ved MRI (hvilket ikke er tilfældet med en hjerne scanning ),
den rygsøjlen : diskusprolaps og alle discosomatic patologier, traumatiske læsioner af rygsøjlen og rygmarven , smitsomme spondylodiscitis ;
fordøjelsessystemet og bækken indvolde samt musklerne ;
de samlinger og tilstødende strukturer ( hofte , knæ , menisker , ligamenter krydsede), især blandt sportsfolk;
den tumor proces , selv knogle;
de store kar, såsom aorta og dens grene (nyre- og iliacarterier), cerebrale og cervikale kar undersøges til vurdering af ateromatøs sygdom, dissektioner, stenose ( arteritis obliterans i underekstremiteterne ). Den pulmonale arterie kan analyseres ved MRA for lungeemboli ;
arteriovenøse misdannelser, men også medfødte misdannelser i hjertet ( tetralogi af Fallot , pulmonal atresi , transponering af store kar )
hepatobiliære og pancréaticobiliaire træerne er dækket i visse leversygdomme (CBP) og pancreas (tumor i pancreas , exokrin pankreasinsufficiens) (MRCP), og systemet døren (ARM).

Kontraindikationer

Kontraindikationerne for at tage en MR-undersøgelse er:

tilstedeværelsen af metaller, der sandsynligvis vil mobilisere i kroppen:
- cerebrovaskulære klip, især hos patienter, der opereres for en cerebral aneurisme,
- intraokulært ferromagnetisk fremmedlegeme af metal, eller hvis mobilisering vil udsætte patienten for skader (eftervirkninger af en jagtulykke, slibeulykke osv.),
- inkompatible hjerteventiler, hvilket er tilfældet med Starr-Edwards pre 6000- ventilen . De fleste hjerteklapper er kompatible med MR-undersøgelse,
De nederste kælderklemmer, æggelederklip eller koronarstenter kræver en forsigtighed ved brug. De forskellige proteser (hofte, knæ) er ikke kontraindikationer, på trods af bevist kompatibilitet vil en tidsfrist efter operationen blive respekteret . Dette er normalt mellem 3 og 6 uger efter installationen af materialet. Denne periode svarer til den tid, der er nødvendig for kroppens forskellige væv til at klæbe til materialet og "stabilisere" det, på den anden side er der ingen forsinkelse efter kirurgi efter fjernelse af materiale, men pas på kirurgiske hæfteklammer;
biomedicinske enheder:
- Uforenelig pacemaker og hjertefunktion defibrillator , hvis funktion kan blive forringet af magnetfeltet og føre til livstruende hjertearytmier. De nyeste modeller er kompatible med MR, men det er nødvendigt at sikre, at "pacemaker + sonder" -samlingen er. Selv i dette tilfælde genererer tilstedeværelsen af dette materiale adskillige artefakter, der forstyrrer billeddannelsen tæt på enheden;
- insulinpumpe ;
- neurostimulator ;
- depotplaster ( plaster ). Nogle af disse enheder har en tynd beskyttende metalglorie i deres overfladelag, som kan forårsage forbrændinger. Dette er for eksempel tilfældet med Nitriderm TTS, Scopoderm TTS og Neupro, der indeholder aluminium ;
patientens tilstand:
- manglende evne til at ligge ( hjerte- eller åndedrætssvigt med ortopnø );
- manglende evne til at forblive stille (pusillanim patient, børn, psykiatriske lidelser). Billedundersøgelser kan om nødvendigt udføres under præmedicinering eller endda under generel anæstesi . Det eneste godkendte anæstesiudstyr skal derefter bruges til at komme ind i MR-rummet;
- klaustrofobi, som kan være genstand for ovennævnte foranstaltninger;
- den allergi til gadolinium eller dens chelaterende / ligand eller til excipiens sjældne. Produktet er dog meget giftigt ved ekstravasation ( vævsnekrose ). Der er ingen kendt interaktion med andre lægemidler;
- alvorlig nyresvigt (kun i tilfælde af injektion af kontrastmiddel )
- den graviditet , bortset fra formel indikation. Magnetfelter har aldrig vist sig at have en skadelig virkning på fosteret . Men som en sikkerhedsforanstaltning er kun indikationer, der involverer moderens vitale eller funktionelle prognose, valideret. I tilfælde af gadoliniuminjektion : der er langsom passage af placentabarrieren (kun observeret på en murin prøve ) ;
- Amning : kun i tilfælde af gadoliniuminjektion : lav udskillelse i modermælk (kun observeret på en murin prøve ), anbefaling til malkning og eliminering af mælk i 24 til 48 timer efter injektionen.

Bivirkninger

Med ovenstående forholdsregler er magnetisk resonansbilleddannelse fuldstændig ikke-invasiv (undtagen hvis der er en indikation, injektion af kontrastprodukt ) og uden bestråling .

Effekten af det høje magnetfelt og det oscillerende felt forbliver diskuteret. Hos mennesker, der arbejder i MR (og derfor udsat i lang tid), beskrives en metallisk smag i munden, svimmelhed.

Undersøgelsen er ikke kontraindiceret hos gravide kvinder, men DNA- læsioner af visse celler hos patienter, der er udsat for hjerte-MR, er beskrevet, uden at konsekvenserne er klare.

Noter og referencer

Bemærkninger

MR har en bedre opløsning i kontrast end scanneren, og scanneren har en bedre rumlig opløsning end MR, vi skal derfor betragte disse to undersøgelser som komplementære.
Udtrykket " nuklear " (fra det latinske : kerne "kerne") henviser derfor simpelthen til det faktum, at denne teknik er baseret på atomkernens egenskaber, men ikke har nogen forbindelse med de nukleare fissionsprocesser , der producerer ioniserende stråling, hvis virkninger kan være sundhedsfarligt. MR's fulde navn bør derfor faktisk være "IRMN", "nuklear magnetisk resonansbilleddannelse", men ikke for at skræmme patienter, der ofte og fejlagtigt forbinder ordet "nuklear" med radioaktivitet , er udtrykket ”nuklear” ofte udeladt for blot at henvise til MR.
En allergisk reaktion på kontrastmidlet i MR skyldes i langt de fleste tilfælde en intolerance af chelatoren (burmolekyle) og ikke over for gadolinium. Derudover bruger forskellige producenter af PdC forskellige chelatorer, DTPA-Gd ( Magnevist ) eller DOTA-Gd ( Dotarem ) er to eksempler. Dette gør det muligt at gentage en undersøgelse med injektion ved hjælp af et andet mærke, hvis der har været en reaktion med den første.
Oftest er det meglumin , en allergi reaktion til denne excipiens er yderst sjældent

Referencer

" CT-scanning eller MR, er de de samme?" " .
" Oprindelsen af MR: nuklear magnetisk resonans " , en CultureSciences-Chimie-artikel fra École normale supérieure-DGESCO .
(da) Tidslinje for MR .
(in) MR - en ny måde at se på , af den originale genoptryk af artiklen af Paul Lauterbur optrådte oprindeligt i tidsskriftet Nature i 1973.
park i Frankrig modelfejl {{Archive link}} : udfyld en " |titre= " parameter .
" kort. Hvor længe skal du vente på en MR i nærheden af dig? » , På ouest-france.fr , Ouest-France ,18. oktober 2017(adgang til 3. april 2019 )
" Cemka Eval 2017 study " , på calameo.com (adgang til 3. april 2019 ) .
[PDF] Neurospin 24 Nov 2006 .
Bemærkning om den meget høje felt MRI af NeuroSpin forskningsprojekt model fejl {{Arkiv link}} : udfylde en " |titre= " parameter .
[PDF] ”Evaluering af dedikerede MRIs med moderate felter <1 T ” , Haute Autorité de santé , juni 2008.
(in) Eksempel på MRI 1.2T-model åben .
(i) PRWEB CORTECHS Labs og Hitachi annoncerer Understøttelse af Hitachi 1.2T, 1.5T og 3.0T MR-scannere til NeuroQuant , den 25. juli, 2017.
(i) Lisa Campi , hvad patienterne ønsker at vide om MRI-maskiner. 1.2T, 1.5T, 3T - hvad er forskellen? , Shields Health Care Group Blog.
(in) " Nature of MR signal " om spørgsmål og svar i MR (adgang til den 6. juni 2018 ) .
(in) DI Hoult , " Oprindelsen og nuværende status for radiobølge-kontroversen i NMR " , Concepts in Magnetic Resonance Part A , Vol. 34A, nr . 4,juli 2009, s. 193-216 ( ISSN 1546-6086 og 1552-5023 , DOI 10.1002 / cmr.a.20142 , læst online , adgang til 6. juni 2018 ).
Denis Hoa- antenner i trinvis array og parallelle billeder .
Prøvebillede Prøvebillede .
"Hepatic MRI" , af Mauro Oddone, Gaslini Hospital i Genova , Italien.
(in) Gao X, Uchiyama Y, Zhou X, Hara T, Asano T, Fujita H, " En hurtig og fuldautomatisk metode til cerebrovaskulær segmentering på MRA-billede (TOF) " , J Digit Imaging , flight . 24, nr . 4,2011, s. 609-25. ( PMID 20824304 , PMCID PMC3138936 , DOI 10.1007 / s10278-010-9326-1 )
Mousseaux E kontraindikationer til MR STV 1999; 11 (9): 694-698
Med.univ-rennes1.fr model fejl {{Arkiv link}} : |titre=udfylde en parameter " " Kursus på MRI ved universitetet i Rennes 1 Afsnit Effekter af magnetiske felter på patienter og personale .
Rapport til AFSSAPS af det medicinske udstyr evaluering departmentPDD model fejl {{Arkiv link}} : indtaste et " |titre= " parameter .
gennemgang foreskriver nr . 281 marts 2007 Transdermale apparater indeholdende aluminium: risiko for forbrændinger .
(i) sundhedsmæssige virkninger af statiske felter og MR-scannere - resumé ved GreenFacts af en rapport fra WHO i 2006.
(i) Franco G, Perduri R Murolo A Sundhedsmæssige virkninger af erhvervsmæssig eksponering for statiske magnetfelter anvendt i magnetisk resonansbilleddannelse: en gennemgang , Med Lav 2008; 99: 16-28.
(en) Fiechter M, Stehli J, Fuchs TA, Dougoud S, O Gaemperli, Kaufmann PA, Impact of cardiac magnetisk resonance imaging on human lymphocyte DNA integrity , Eur Heart J, 2013; 34: 2340-2345.

Se også

Bibliografi

B. Kastler, D. Vetter, Z. Patay og P. Germain, Forståelse MRI selvtræning , 6 th udgave, 2006 ( ISBN 2-294-05110-6 ) (tidligere udgave: 5 th edition, 2003 ( ISBN 2- 294-01411-1 ) )
(en) Haacke, E Mark, Brown, Robert F, Thompson, Michael og Venkatesan, Ramesh, Magnetisk resonansbilleddannelse: Fysiske principper og sekvensdesign , New York, J. Wiley & Sons,1999( ISBN 0-471-35128-8 )
(da) Lee SC, Kim K, Kim J, Lee S, Han Yi J, Kim SW, Ha KS og Cheong C, " En mikrometer-opløsning NMR-mikroskopi " , J. Magn. Reson. , Vol. 150, n o 2Juni 2001, s. 207–13 ( PMID 11384182 , DOI 10.1006 / jmre.2001.2319 , Bibcode 2001JMagR.150..207L )
(en) P Mansfield, NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance , Elsevier ,1982, 364 s. ( ISBN 978-0-323-15406-2 , læs online )
(en) Eiichi Fukushima, NMR i biomedicin: The Physical Basis , Springer Science & Business Media,1989, 180 s. ( ISBN 978-0-88318-609-1 , læs online )
(en) Bernhard Blümich og Winfried Kuhn, magnetisk resonansmikroskopi: Metoder og anvendelser inden for materialevidenskab, landbrug og biomedicin , Wiley ,1992, 604 s. ( ISBN 978-3-527-28403-0 )
(en) Peter Blümer, rumligt løst magnetisk resonans: metoder, materialer, medicin, biologi, reologi, geologi, økologi, hardware , Wiley-VCH,1998( ISBN 9783527296378 )
(en) Zhi-Pei Liang og Paul C. Lauterbur, principper for magnetisk resonansbilleddannelse: et signalbehandlingsperspektiv , Wiley ,1999, 416 s. ( ISBN 978-0-7803-4723-6 )
(en) Franz Schmitt, Michael K. Stehling og Robert Turner, Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application , Springer Berlin Heidelberg,1998, 662 s. ( ISBN 978-3-540-63194-1 )
(en) Vadim Kuperman, Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications , Academic Press ,2000, 182 s. ( ISBN 978-0-08-053570-8 , læs online )
(en) Bernhard Blümich, NMR Imaging of Materials , Clarendon Press ,2000, 541 s. ( ISBN 978-0-19-850683-6 )
(en) Jianming Jin, elektromagnetisk analyse og design i magnetisk resonansbilleddannelse , CRC Press ,1998, 282 s. ( ISBN 978-0-8493-9693-9 , læs online )
(en) Imad Akil Farhat, PS Belton, Graham Alan Webb og Royal Society of Chemistry (Storbritannien), magnetisk resonans inden for fødevarevidenskab: Fra molekyler til menneske , Cambridge, Royal Society of Chemistry ,2007, 227 s. ( ISBN 978-0-85404-340-8 , læs online )

Relaterede artikler

Hjernebillede
SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography)
Molekylær billeddannelse