نمايش نتايج 1 تا 9 از 9

تاپیک: اصول فیزیکی MRI

  1. #1
    عضو فعال آواتار farane67
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2009/11
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    444
    پست ها
    448

    Graduated اصول فیزیکی MRI

    در پزشکی، روش تصویربرداری MR بر اساس تحریک پروتون هیدروژن مولکولهای آب بافت و سپس دریافت و پردازش سیگنالهای بدست آمده از آنها، انجام می پذیرد.
    پروتون ذره ای با یک بار الکتریکی مثبت است. این ذره با حرکت دائم بدور خود ( حرکت Spin ) خطوط میدان الکتریکی اطراف خود را قطع کرده و در نتیجه به صورت یک مغناطیس ( یا دو قطبی ) کوچک، با قدرت مغناطیسی عمل می کند.
    حرکت تقدیمی ( Precession ) پروتونها :
    پروتونها، در یک میدان مغناطیسی خارجی، با یک حرکت تقدیمی ( فرفره ای ) بدور خطوط مغناطیسی خارجی حرکت کرده و در راستای میدان قرار می گیرند.

    فرکانس این حرکت تقدیمی از معادله لارمور بدست می آید که به آن فرکانس لارمور گویند.
    dB ( p2 / 1 ) = F ( فرکانس لارمور )
    که در این معادله : B شدت میدان مغناطیسی خارجی و
    d : ثابت ژیرومغناطیسی ( gyromagnetic Constant ) ماده است.

    فرضیه جفت اسپین ( Spin – Pairing ):
    در هسته یک اتم، پروتونها یا نوترونها، جفت جفت دارای اسپین های مخالف بوده و لذا خاصیت مغناطیسی یکدیگر را خنثی می کنند. لذا هسته هایی که دارای جفت پروتون ( عدد اتمی Z زوج ) و جفت نوترون ( عدد جرمی A زوج ) هستند در میدان مغناطیسی خارجی تحریک نمی شوند.

    ماده اکسیژن – 16 و کربن – 12
    16O: پروتون P2 × 4 = 8
    نوترون N2 × 4 = 8
    12C: پروتون p2 × 3 = 6
    نوترون n2 ×3 = 6

    سایر هسته ها که دارای شرایط زیر هستند در میدان مغناطیسی خارجی تحریک می شوند:

    الف – A فرد و Z زوج مانند کربن – 13
    6C: پروتون p2 × 3 = 6
    نوترون n1 + n2 × 3 = 7
    ب – A فرد و Z فرد مانند ازت N و هیدروژن H
    6C : پروتون P1+P2×3 = 7
    نوترون n2 × 3 = 6
    ج- A زوج و Z فرد مانند ازت – 14
    7N: پروتون p1 + p2 × 3 = 7
    نوترون n1 + n2 × 3 = 7

    هنگامیکه بافت در یک میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرد، چه اتفاقی می افتد؟
    در هر سانتی متر مکعب از بافت نرم، میلیاردها هسته هیدروژن ( پروتون ) وجود دارد. ابتدا این پروتونها یا مغناطیس های کوچک بطور نامرتب در امتدادهای مختلفی قرار دارند به طوریکه برآیند نیروهای مغناطیسی آنها برابر صفر است.
    پس از قرار گرفتن در یک میدان مغناطیسی خارجی قوی، پروتونها سعی می کنند خود را در راستای میدان مغناطیسی خارجی قرار دهند.
    تعداد پروتونهایی که در جهت میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرند، اندکی بیش از تعداد پروتونهایی است که در جهت خلاف میدان مغناطیسی خارجی قرار می گیرند. لذا برآیند میدان مغناطیسی پروتونها، برداری در جهت میدان مغناطیسی خارجی خواهد بود که به آن بردار مغناطیسی برآیند،( M ، Magnetization Vector ) می گویند.
    با اعمال میدانهای مغناطیسی گرادیانی به میدان یکنواخت خارجی، میدان مغناطیسی برآیند در هر جزء کوچک از جسم ( Voxel ) با اجزاء کناری، تفاوت کرده و لذا فرکانس لارمور در هر وکسل مقدار خاصی خواهد شد که با فرکانس لارمور وکسلهای اطراف آن متفاوت است.

    اعمال موج با فرکانس رادیویی ( RF Waves ):

    زمانیکه این امواج بافرکانس لارمور بر هر وکسل در جسم تابیده شود،یک میدان مغناطیسی متناوب بروکسل مورد نظراعمال شده ودر نتیجه بردار برآیند(M)در آن وکسل منحرف می شود.زاویه انحراف ( Rotation or Flip Angle ) بستگی به شدت امواج RF و مدت زمان تابش ( Pulse Duration ) دارد. میدان مغناطیسی امواج RF عمود بر میدان خارجی، اعمال می گردد.

    پس از قطع امواج RF چه اتفاقی می افتد؟

    با قطع امواج RF، بردار برآیند ( M ) با یک حرکت تقدیمی ( فرفره ای ) خود را در جهت میدان مغناطیسی خارجی ( راستای قبل از اعمال امواج RF ) قرار می دهد.این بازگشت در یک سیم پیچ، یک جریان القایی بوجود می آورد که همان سیگنال الکتریکی MR است و به آن سیگنال « واپاشی القایی آزاد » ( Free Induction Decay, FID ) گویند.

    از سیگنال FID سه پارامتر زیر را می توان بدست آورد:

    1-تراکم ( دانسیته ) پروتونی ( PD )
    2- زمان استراحت اسپین – شبکه ( T1 ) ( Spin – Lattice Relaxation Time )
    3- زمان استراحت اسپین – اسپین ( T2 ) ( Spin – Spin Relaxation Time )

    تراکم پروتونی ( PD ):

    این پارامتر در حقیقت میزان تراکم هسته های هیدروژن در بافت مورد نظر ( وکسل مورد نظر ) را نشان می دهد. بافتهای با مقدار آب بیشتر، تراکم پروتونی ( PD ) بیشتری دارند. تصاویری که براساس اختلاف تراکم پروتونی بدست می آید ( PD – Weighted Image ) گویند.
    تراکم پروتونی را تراکم اسپین ( Spin Density ) نیز گویند.

    زمان استراحت اسپین – شبکه ( T1 ) :

    با حذف موج RF، پروتون هایی که تحت تاثیر این امواج از وضعیت تعادل خود خارج شده بودند، با یک حرکت تقدیمی به وضعیت اول خود بر می گردند و در نتیجه شبکه اتم های موجود در هر وکسل به وضعیت اول خود برمی گردد. زمان لازم برای این بازگشت شبکه اتم ها به حالت اول را زمان استراحت اسپین – شبکه گویند و با پارامتر T1 معرفی می گردد.
    T1 مدت زمانی است که 63 درصد شبکه به وضعیت تعادل خود برمی گردد.
    این پارامتر را می توان با باز یافت مؤلفه بردار M در راستای محور Z ( راستای میدان مغناطیسی خارجی B0 ) نشان داد.

    عوامل مؤثر در T1:

    1- عناصر تشکیل دهنده بافت
    2- ساختمان بافت
    3- عناصر اطراف بافت
    4- شدت میدان مغناطیسی ( B0)

    زمان استراحت اسپین – اسپین ( T2 ):

    بعد از قطع امواج RF، پروتونهای تحریک شده ، به حالت اول خود برمی گردند. زمان برگشت پروتون ها به حالت اول را زمان استراحت اسپین – اسپین گویند و با پارامتر T2 بیان می شود.
    T2 مدت زمانی است که 37 درصد پروتون های تحریک شده هنوز در حالت تحریکی باقی هستند.
    پارامتر T2 را با کاهش دامنه مؤلفه بردار M در راستای محور Y ها ( My ) بیان می کنند.

    عوامل مؤثر در a

    1- ناهمگنی میدان مغناطیسی خارجی
    2- ناهمگنی میدان مغناطیسی داخل بافت
    تصویر برداری با روش « تشدید مغناطیسی هسته » ( MRI ) شامل مراحل زیر است:
    1- قسمت مورد نظر ازبدن بیمار در یک میدان مغناطیسی ثابت و قوی قرار می گیرد.
    2- یک سری میدانهای مغناطیسی متغیر ( Gradient ) با شدت کم به بیمار اعمال می شود.
    3- در همان حال یکدسته امواج رادیویی ( RF ) با طول موج معین، به صورت پالس تابیده می شود.
    4- پس از هر پالس امواج RF، از بدن بیمار علایم ( Signals ) الکتریکی دریافت می گردد.
    5- این علایم توسط کامپیوتر پردازش شده و به صورت تصویر در روی صفحه مونیتور ظاهر می شود.
    مزایای روش MRI نسبت به روش CT

    1- تصاویر با کنتراست بالا
    2- تصویر برداری از جهت های مختلف بدن
    3- عدم استفاده از پرتوهای یونیزان
    4- نداشتن آرتی فکت سختی دسته اشعه ( بخصوص در مواردیکه ضایعه در کنار استخوان قرار دارد).
    5- قابل پیش بینی بودن آرتی فکت ناشی از جسم فلزی در بدن
    6- بیمار نیاز به آمادگی خاصی ندارد.

    عدم مزایای روش MRI نسبت به روش CT

    1- گرانتر و کمتر در دسترس بودن.
    2- مدت زمان تصویر برداری طولانی تر است.
    3- قدرت تفکیک فضایی کمتر.
    4- آرتی فکت جریان ما

    Entry slice phenomenon :
    پدیده ورود به لایه : این پدیده مربوط به سابقه تحریک هسته هاست هسته اتمهایی که در حین فرایند جمع آوری داده ها تحت تابش مکرر پالسهای RF قرار می گیرند اصطلاحاً اشباع می شوند .

    هی فلانی میدانی؟میگویند رسم زندگی چنین است...
    می آیند...می مانند...عادت می دهند...ومی روند.
    وتو در خود می مانی و تو تنها می مانی
    راستی نگفتی رسم تو نیز چنین است؟...مثل فلانی ها...؟

  2. تشكرها از اين پست


  3. #2
    عضو فعال آواتار farane67
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2009/11
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    444
    پست ها
    448

    Graduated ادامه

    Saturated Beaten down

    بردار مغناطیسی برآیند این هسته ها نهایتاً به یک وضعیت تعادل می رسد و سیگنالی متناسب با TR و TE و FA و کنتراستی متناسب با بافتی که در آن قرار دارند تولید می کند .
    اما هسته هایی که این پالسهای مکرر RF را دریافت نکرده اند اصلطلاحاً تازه یا Fresh بوده و بردار مغناطیسی آنها توسط پالسهای متوالی RF به حالت اشباع یا فرونشانده در نیامده است بنابراین signal ارسالی از این هسته ها با سیگنال ارسالی از هسته های اشباع متفاوت است .
    هسته اتمهای ساکن موجود در یک slice بعد از دریافت پالسهای مکرر RF به حالت اشباع در می آیند در حالیکه سیگنال هسته اتمهای ورودی به slice متفاوت است و این حالت در مورد اولین مقطع از یک مجموعه متقاطع متوالی به صورت بارز جلوه می کند لایه هایی که در وسط تعدادی مقاطع متوالی قرار می گیرند حالتی به نام entry slice phenomenon را بوجود می آورند .
    پدیده ورود به لایه تنها زمانی کاهش می یابد که هسته ها پالسهای تحریکی متوالی دریافت نمایند در واقع تعداد پالسهای تحریکی دریافتی توسط هسته ها تعیین کننده مقدار این پدیده است.
    هر فاکتوری که بر تعداد پالسهای تحریکی دریافتی توسط هسته ها تاثیر بگذارد بر مقدار این پدیده هم تاثیر خواهد گذاشت بنابراین مقدار یا اثر پدیده ورود به لایه به موارد زیر بستگی دارد .
    1- TR
    2- slice thickness
    3- Velocity of flow
    4- Direction of flow : جریانهای هم جهت co-current flow
    جریانهای خلاف جهت Counter-current flow

    TR : TR زمان بین دو پالس تحریکی است . کاهش TR باعث افزایش تعداد یا میزان پالسهای RF اعمال شده به اتم ها می شود به بیان دیگر کوتاه بودن TR باعث کوتاه شدن زمان بین پالسهای RF متوالی می گردد بنابراین TR کوتاه باعث کاهش پدیده ورود به لایه می شود .

    Slice thickness
    هسته های در حال حرکت با یک سرعت ثابت زمان طولانی تری را برای عبور از مقاطع ضخیم در مقایسه با مقاطع نازک صرف می کنند بنابراین هسته هایی که از مقاطع ضخیم عبور می کنند تعداد پالسهای RF بیشتری در مقایسه با هسته هایی که از لایه های نازک می گذرند دریافت می نمایند بنابراین پدیده ورود با لایه در لایه های نازکتربیشتر از لایه ضخیم می باشد .

    Volocity of flow :
    هسته هایی که دارای سرعت جریان بالاتری هستند مقطع را با سرعت بیشتری طی می نمایند و احتمال دریافت RF های متوالی برای آنها کمتر است در مقایسه با هسته هایی که سرعت جریان کمتری دارند بنابراین پدیده ورود به لایه با افزایش سرعت جریان ، بیشتر می شود .

    Direction :
    اگر جهت جریان در جهت انتخاب مقطع باشد اصطلاحاً co-current و اگر جهت جریان خلاف جهت انتخاب مقطع باشد اصطلاحاً counter-current نامیده می شود .
    جریانهای هم راستا : هسته های در حال جریان در این حالت هم جهت با انتخاب مقطع حرکت می کنند در این حالت احتمال دریافت پالسهای RF تحریکی متوالی توسط هسته های در حال جریان بیشتر است زیرا آنها از یک لایه به ترتیب به لایه بعدی حرکت می کنند لذا نسبتاً سریعتر اشباع می شوند و بدین طریق پدیده ورود به لایه به سرعت کاهش می یابد .

    جریانهای غیر هم راستا :
    در این حالت جریان هسته ها در جهت مخالف تحریک لایه حرکت می کنند در این شرایط هسته های در حال جریان در هنگام ورود به یک لایه همچنان fresh هستند زیرا احتمال دریافت پالسهای تحریکی قبلی توسط آنها کمتر بوده است بنابراین پدیده ورود به لایه کاهش نمی یابد و هنوز ممکن است داخل مجموعه مقاطع با لایه های تصویربرداری شده وجود داشته باشد .

    Intra voxel dephasing

    دفازه شدن داخل voxel یعنی اسپینهایی که در داخل voxel هستند دفازه می شوند این دفازه شدن روی شدت سیگنال تاثیر می گذارد .
    گرادیانها شدت میدان مغناطیسی و فرکانس حرکت فرفره ای و فاز هسته ها را تغییر می دهند . هسته ها که در امتداد یک گرادیان جریان دارند بستگی به جهت جریان و شدت جریان بصورت افزایش و کاهش شتاب می یابند . بنابراین هسته های در حال جریان ، یا فاز مثبت ( شتاب می گیرند ) و یا فاز منفی ( که شتاب آنها کاسته
    می شود ) دریافت می کنند .
    اگر یک هسته در حال جریان در یک voxel در مجاورت یک هسته اتم ثابت قرار گیرد در این حالت اختلاف فازی بین دو هسته وجود دارد و این بدلیل آن است که هسته در حال حرکت و در جریان درمقایسه با هسته ثابت بدلیل حرکت خود در امتداد محورگرادیان دارای تقدم فاز یا تاخر فاز می باشد از اینرو هسته ها در یک voxel با یکدیگر اختلاف فاز دارند که این امر باعث کاهش دامنه کل سیگنال خروجی از voxel دارد .
    هر چه اختلاف فاز در داخل حجم وکسل در موقع حرکت بیشتر باشد دامنه سیگنال کم می شود. مقدار دفازه شدن داخل voxel وابسته به جریان گردابی است . چون در جریان گردابی اثرات دفازه شدن داخل vonel برگشت ناپذیر است .
    یکی از روشهای جبران اثر فلو Gradient moment rephase می باشد .

    Gradient moment rephase

    تکنیکی است که تغییرات فاز ایجاد شده در هسته های در حال جریان در امتداد محور گرادیان را جبران می کند ( یعنی اتم ها در طول گرادیان هستند و انگار اختلاف فاز ندارند ) .
    در این تکنیک از گرادیانهای اضافی برای تصحیح فازهای تغییر یافته به مقادیر اولیه شان استفاده می شود . به منظور جبران تغییر فازهای ایجاد شده فرکانس حرکت فرفره ای در ابتدای گرادیان moment rephase باید برابر با مقدار آن در انتهای گرادیان باشد با اعمال این تکنیک شرایط فرکانس حرکت فرفره ای و تغییر فاز برابر با صفر می شود . در این حالت از آنجایی که فاز هسته های در حال جریان با فاز هسته های ثابت در یک voxel برابر است لذا سیگنال آنها با یکدیگر جمع شده باعث یک سیگنال روشن و قوی می شود .

    Pre-saturation

    پدیده ورود به مقطع می تواند موجب ایجاد سیگنال نابجا شود و ما می خواهیم از جریان مربوط به خارج ، سیگنال نداشته باشیم . پس باید سیگنال خونی که وارد مقطع می شود را اشباع کنیم .
    در اینجا بیش از یک پالس ˚90 را دریافت می کند و با دریافت پالس ˚90 بعدی چرخیده و دیگر در راستای y قرار ندارد که بتواند سیگنالی ارسال کند .
    کاربردهای دیگر تکنیکpre saturation
    چربی چون T1کوتاه دارد روی تصاویر T1 خود را با شدت بالا نشان می دهد و در بررسی نواحی اصلی آناتومیک مشکل ایجاد می کند که با استفاده از این تکنیک شدت سیگنال چربی و آب کاهش می یابد . در واقع پهنای باندی می فرستیم که بیشتر از peak چربی است و آن را تحت پوشش قرار می دهد .

    دو روش برای کاهش سیگنال چربی و آب داریم :
    1- pre saturation
    2- selective suprestion
    در این تکنیک پالس تحریک کننده را ارسال می کنیم و تمام اتمها به محور z بر می گردند ولی با سرعتهای مختلف و در لحظه ای پالس دوم را ارسال می کنیم که بافت چربی هیچ مولفه ای روی محور z نداشته باشد و در این حالت پالس ˚90 را ارسال می کنیم و این ماده نمی تواند سیگنالی تولید کند . در تکنیک های flow inversion recovery و short time inversion این روش را استفاده می کنیم .
    کاهش آرتی فکت aliasing از دیگر کاربردهای pre saturation می باشد .
    هی فلانی میدانی؟میگویند رسم زندگی چنین است...
    می آیند...می مانند...عادت می دهند...ومی روند.
    وتو در خود می مانی و تو تنها می مانی
    راستی نگفتی رسم تو نیز چنین است؟...مثل فلانی ها...؟

  4. تشكرها از اين پست


  5. #3
    عضو فعال آواتار farane67
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2009/11
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    444
    پست ها
    448

    Graduated ادامه

    Vascular and cardiac Imaging

    در MRI چندین روش برای بررسی سیستم عروق مغز و قلب وجود دارد .
    تکنیک های متداول تصویربرداری از عروق
    در این تکنیک ها معمولاً از امکاناتی چون Gradient moment rephas و pre saturation استفاده می شود همانطور که قبلاً اشاره شد این تکنیک ها جهت کاهش آرتی فکت های حرکتی ناشی از هسته های H متحرک در بدن بکار می روند و از آنجایی که باعث ایجاد signal void یا signal inhancement هسته های متحرک در جریان خون یا CSF می شوند بدین ترتیب باعث ایجاد کنتراست بین عروق خونی و بافتهای اطراف می گردد . و چنانچه روشهای جدید آنژیوگرافی در دسترس نباشد از این روشها می توان برای نمایش محل انسداد و ضایعات در عروق استفاده نمود .
    تکنیک های متداول تصویربرداری عروق شامل موارد زیر می باشند :
    1- Black blood imaging
    2- Bright blood imaging
    برای ایجاد کنتراست در یک ساختار آناتومیک با سایر بافتهای داخل بدن باید آن ساختار را تیره و یا روشن تر از بافتهای اطراف نمایش داد .
    تکنیک spine echo با TE و TR کوتاه با استفاده از پالس های pre saturation امکان مشاهده سیستم عروقی را میسر می سازد بطوریکه عروق به رنگ سیاه مشاهده می شوند .
    پالس اشباع کننده در تصویربرداری اسپین اکو ، پالس های شبه فاز را حذف نموده و سیگنال داخل عروقی را حذف می کنند لذا این امر موجب تمایز بسیار عالی و در نتیجه نمایان ساختن انسداد عروق می شوند . پالس اشباع کننده می تواند جهت نشان دادن ساختمان عروق بویژه در ناحیه گردن ، مغز ، قفسه سینه و شکم مضر باشد . به هر حال از آنجائیکه پالس اشباع کننده از پالس RF اضافی استفاده می کند از یکطرف میزان جذب یا (SAR ،specific Absorb Rate ) را افزایش می دهد و از طرفی موجب کاهش تعداد برشها در هر TR می شود . اجرای پالس اشباع کننده اضافی در خارج از FOV یا حجم تصویربرداری اثر مغناطیس اسپین ها را در زاویه˚90 به سطح عرضی انتقال می دهد . سپس اسپینهای در حال حرکت وارد میدان تصویربرداری می شوند و پالس RF، ˚90 اضافی را در حجم تصویربرداری دریافت می کنند . این اسپین ها در حال حرکت که خاصیت مغناطیسی دارند پالس ˚90 تا ˚180 را دریافت می کنند و موجب اشباع سیگنال در اسپینهای در حال حرکت می شوند . این امر موجب آن می شود که خون در حال حرکت در عروق ، سیاه به نظر آید .

    Bright Blood Imaging

    گرادیان مغناطیسی هم فاز کننده ابتدا به شکل یک روش جبران کننده سرعت ، جهت نمایان ساختن پروتونهای آهسته در حال حرکت با سرعت ثابت استفاده می شود . پروتونها در سیستم خون وریدی و CSF مشابه پروتونهای ثابت در حال فاز قرار می گیرند . این حالت حرکت آهسته موجب روشن شدن عروق و در نتیجه تفاوت روشنایی سیگنال از خون و CSF می شود .
    این اثر هم فاز کننده مجدد جزء مغناطیسی در مناطقی چون شکم ، مغز و اندامها و میلوگرام در CSF بسیار استفاده می شود .
    Sampling

    سیگنالی که دریافت می کنیم بصورت آنالوگ است باید پردازش شده و به صورت تصویر نمایش داده شود سیگنال دیجیتال سیگنالی است که از مقادیر منفصل تشکیل شده است یعنی در زمانهای خاص از موج نمونه بر می دارد و روی این نمونه ها کار کرده و سنجش دقیقی از موج اولیه دارد . زمانی می توان از تکنیک دیجیتال بهره مند شد که به تعداد کافی و فواصل مناسب از موج نمونه برداری شود و نیاز به فرکانس نمونه برداری بالا داریم .

    تئوری Nyquist :
    اگر بخواهیم از یک موجب بطور مناسب نمونه برداری کنیم بایدحداقل دو بار از بزرگترین فرکانس سیگنال نمونه برداری کنیم .
    مدت زمان گرادیان کدگذاری فرکانس مدت زمان sampling است .
    محدودیت در تعداد نمونه های فرکانس باعث کاهش روزلوشن می شود .
    گرادیان کدگذاری فرکانس در حین جمع آوری سیگنال روشن می شود از این رو به این گرادیان ، گرادیان read out ( قرائت گر ) گویند . مدت زمان روشن بودن گرادیان کد گذاری فرکانس در حین دریافت سیگنال زمان نمونه برداری sampling time نامیده می شود. در حین زمان نمونه برداری ، گرادیان کدگذاری فرکانس تا 512 فرکانس مختلف را با استفاده از تکنولوژی فعلی نمونه برداری می کند .
    در حین sampling time گرادیان کدگذاری فرکانس باید بتواند یک range یا گستره از فرکانسها را دریافت نموده و توسط سیستم نمونه برداری کند که این محدوده فرکانس اصطلاحاً پهنای باند دریافتی receive bandwidth نامیده می شود . اگر receive bandwidth کم شود زمان نمونه برداری زیاد می شود و زمان روشن بودن گرادیان کدگذاری فرکانس زیاد شده و min TE که می توان انتخاب کرد زیاد می شود و در تصویرT2 روی نسبت سیگنال به نویز اثر می گذارد .
    Data Collection Image Formation

    اطلاعات در حافظه کوتاه مدت ram و یا بصورت دائم می تواند ذخیره شود . در MRI قسمتی از سخت افزار که اطلاعات هر slice در آنجا می نشیند k space نام دارد .شیب گرادیان کدگذاری فرکانس در هر TR تغییر نمی کند ولی برای تکمیل تصویر شیب گرادیان کدگذاری فاز از 0 تا maXو min تغییر می کند تا اطلاعات مربوط به هر سیگنال را در فضای k ذخیره کند . هر خط فضای k یک تصویر از یک لایه است .
    K space filling : دیاگرام فضای k را می توان بصورت یک 4 ضلعی متشکل ازخطوط افقی در نظر گرفت .
    محور افقی فضا، phase axis و محور عمودی frequency axis نامیده می شود .
    در حال حاضر maX تعداد خطوط فضای k در اکثر سیستمها 512 خط است .
    خطوط فضای k در بالای محور فاز اصطلاحاً مثبت و خطوط فضای k در زیر محور فاز منفی یا negative نامیده می شوند . خطوطی که نزدیکترین فاصله به محور فاز را دارند اعم از مثبت و منفی اصطلاحاً خطوط مرکزی نامیده می شوند که با داده های حاصل از اعمال شیب های کم گرادیان کدگذاری فاز پر می شوند . و خطوط خارجی با داده های حاصل از اعمال شیب های زیاد گرادیان کدگذاری فاز پر می شوند .
    گرادیانها با شیب مثبت خطوط نیمه مثبت فضای k و گرادیان با شیب منفی خطوط نیمه منفی فضای k را پر می کنند .
    محور عمودی فضای k در ارتباط با محور کدگذاری فرکانس است نمونه های فرکانسی گرفته شده از سیگنال در داخل فضای k نسبت به محور فرکانس قرار می گیرند .( آنهایی که از لارمور عقب تر می باشند در نیمه چپ و از آنها لارمور جلوتر می باشند در نیمه راست قرار می گیرند ).
    دامنه فرکانسهای نمونه برداری شده نسبت به محور فرکانس درج می گردند به نحوی که مرکز اکو در مرکز محور فرکانس قرار می گیرند و نواحی rephasing و dephasing اکو به ترتیب در نیمه چپ و راست محور فرکانس قرار می گیرند .
    خطوط خارجی فضای k حاوی داده هایی است که با اعمال شیب زیاد گرادیان کدگذاری فاز پر شده اند و قدرت تفکیک زیاد دارند و در واقع وقتی تعداد گامهای کدگذاری فاز افزایش می یابد طبیعتاً تعداد pixel در FOV در امتداد محور کدگذاری فاز افزایش یافته و اندازه هر pixel کوچکتر می شود و قدرت تفکیک تصویر افزایش می یابد .
    فضای k بیانگر تصویر نیست . بدین معنی که خط بالایی فضای k با قسمت بالای تصویر MRI بدست آمده منطبق نیست . بلکه فضای K در حقیقت یک منطقه ای است که اطلاعات تا زمان تمام شدن اسکن در آنجا ذخیره می گردد .

    Image Quality:

    4 پارامتر در کیفیت تصویر MRI تاثیر دارند:

    1- SNR Signal to nois ratio
    2- CNR Contrast to Nois ratio
    3- spatial resolution
    4- scan time

    SNR :

    SNR عبارت است از نسبت دامنه سیگنال به دامنه متوسط نویز سیستم ، سیگنال جریان الکتریکی یا ولتاژی است که در اثر چرخش بردار مغناطش عرضی داخل کویل گیرنده القا می گردد .
    نویز سیگنالهای زمینه و مزاحمی هستند که در اثر عوامل مختلف از جمله نویز الکتریکی زمینه سیستم ایجاد می شود .

    عواملی که بر SNR تاثیر دارند عبارتند از :

    1- دانسیته پروتونی ناحیه مورد آزمایش : proton density تعداد پروتونهای موجود در ناحیه مورد بررسی دامنه سیگنال دریافتی را کنترل می کند . نواحی دارای دانسیته پروتونی کم دارای سیگنال کوچکتر و SNR پائینتری می باشند . در حالی که نواحی با دانسیته پروتونی بالا ( مثل لگن ) دارای سیگنال قویتر لذا SNR بالاتری می باشند .

    voxel volume :
    واحد ساختمانی یک تصویر دیجیتال pixel است روشنایی pixel معرف شدت سیگنال تولید شده توسط واحد حجم بافت بدن بیمار یا voxel است .
    هر وکسل معرف حجمی از بافت داخل بدن بیمار است و حجم آن طبیعتاً وابسته به مساحت pixel و ضخامت مقطع است .
    هر چه حجم voxel بیشتر باشد چون تعداد پروتون بیشتری داخل آن قرار می گیرد سیگنال قویتر می دهد و SNR بیشتر می شود .


    منبع : prin.ir
    هی فلانی میدانی؟میگویند رسم زندگی چنین است...
    می آیند...می مانند...عادت می دهند...ومی روند.
    وتو در خود می مانی و تو تنها می مانی
    راستی نگفتی رسم تو نیز چنین است؟...مثل فلانی ها...؟

  6. تشكرها از اين پست


  7. #4
    عضو آواتار maniya_scrt
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2008/8
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    101
    پست ها
    75

    پيش فرض

    عالي بود. من دارم دنبال يه موضوع واسه پروژه درسي MRI مي گردم.اگه در اين مورد نظري داشتين.خوشحال مي شم بهم بگين.مرسي
    Men's best successes come after their disappointments.
    Henry Ward Beecher

  8. تشكر از اين پست


  9. #5
    عضو فعال آواتار farane67
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2009/11
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    444
    پست ها
    448

    پيش فرض

    نقل قول نوشته اصلي بوسيله maniya_scrt نمايش پست
    عالي بود. من دارم دنبال يه موضوع واسه پروژه درسي MRI مي گردم.اگه در اين مورد نظري داشتين.خوشحال مي شم بهم بگين.مرسي
    خواهش میکنم! اگه مطلبی پیدا کردم حتما...خوشحال میشم کمکتون کنم
    هی فلانی میدانی؟میگویند رسم زندگی چنین است...
    می آیند...می مانند...عادت می دهند...ومی روند.
    وتو در خود می مانی و تو تنها می مانی
    راستی نگفتی رسم تو نیز چنین است؟...مثل فلانی ها...؟

  10. تشكرها از اين پست


  11. #6
    عضو آواتار maniya_scrt
    رشته
    مهندسی پزشکی
    تاريخ عضويت
    2008/8
    محل سكونت
    تهران
    امتیاز
    101
    پست ها
    75

    Flower

    ممنون مهندس.خيلي لطف مي كنين
    Men's best successes come after their disappointments.
    Henry Ward Beecher

  12. تشكر از اين پست


  13. #7
    عضو فعال آواتار farhad moradeyan
    رشته
    مهندسی برق
    تاريخ عضويت
    2010/4
    محل سكونت
    نا کجا آباد ایران
    امتیاز
    243
    پست ها
    128

    پيش فرض کمک

    [QUOTE=farane67;1783827]Vascular and cardiac Imaging

    در MRI چندین روش برای بررسی سیستم عروق مغز و قلب وجود دارد .
    تکنیک های متداول تصویربرداری از عروق
    در این تکنیک ها معمولاً از امکاناتی چون Gradient moment rephas و pre saturation استفاده می شود همانطور که قبلاً اشاره شد این تکنیک ها جهت کاهش آرتی فکت های حرکتی ناشی از هسته های H متحرک در بدن بکار می روند و از آنجایی که باعث ایجاد signal void یا signal inhancement هسته های متحرک در جریان خون یا CSF می شوند بدین ترتیب باعث ایجاد کنتراست بین عروق خونی و بافتهای اطراف می گردد . و چنانچه روشهای جدید آنژیوگرافی در دسترس نباشد از این روشها می توان برای نمایش محل انسداد و ضایعات در عروق استفاده نمود .
    تکنیک های متداول تصویربرداری عروق شامل موارد زیر می باشند :
    1- Black blood imaging
    2- Bright blood imaging
    برای ایجاد کنتراست در یک ساختار آناتومیک با سایر بافتهای داخل بدن باید آن ساختار را تیره و یا روشن تر از بافتهای اطراف نمایش داد .
    تکنیک spine echo با TE و TR کوتاه با استفاده از پالس های pre saturation امکان مشاهده سیستم عروقی را میسر می سازد بطوریکه عروق به رنگ سیاه مشاهده می شوند .
    پالس اشباع کننده در تصویربرداری اسپین اکو ، پالس های شبه فاز را حذف نموده و سیگنال داخل عروقی را حذف می کنند لذا این امر موجب تمایز بسیار عالی و در نتیجه نمایان ساختن انسداد عروق می شوند . پالس اشباع کننده می تواند جهت نشان دادن ساختمان عروق بویژه در ناحیه گردن ، مغز ، قفسه سینه و شکم مضر باشد . به هر حال از آنجائیکه پالس اشباع کننده از پالس RF اضافی استفاده می کند از یکطرف میزان جذب یا (SAR ،specific Absorb Rate ) را افزایش می دهد و از طرفی موجب کاهش تعداد برشها در هر TR می شود . اجرای پالس اشباع کننده اضافی در خارج از FOV یا حجم تصویربرداری اثر مغناطیس اسپین ها را در زاویه˚90 به سطح عرضی انتقال می دهد . سپس اسپینهای در حال حرکت وارد میدان تصویربرداری می شوند و پالس RF، ˚90 اضافی را در حجم تصویربرداری دریافت می کنند . این اسپین ها در حال حرکت که خاصیت مغناطیسی دارند پالس ˚90 تا ˚180 را دریافت می کنند و موجب اشباع سیگنال در اسپینهای در حال حرکت می شوند . این امر موجب آن می شود که خون در حال حرکت در عروق ، سیاه به نظر آید .

    Bright Blood Imaging

    گرادیان مغناطیسی هم فاز کننده ابتدا به شکل یک روش جبران کننده سرعت ، جهت نمایان ساختن پروتونهای آهسته در حال حرکت با سرعت ثابت استفاده می شود . پروتونها در سیستم خون وریدی و CSF مشابه پروتونهای ثابت در حال فاز قرار می گیرند . این حالت حرکت آهسته موجب روشن شدن عروق و در نتیجه تفاوت روشنایی سیگنال از خون و CSF می شود .
    این اثر هم فاز کننده مجدد جزء مغناطیسی در مناطقی چون شکم ، مغز و اندامها و میلوگرام در CSF بسیار استفاده می شود .
    Sampling

    سیگنالی که دریافت می کنیم بصورت آنالوگ است باید پردازش شده و به صورت تصویر نمایش داده شود سیگنال دیجیتال سیگنالی است که از مقادیر منفصل تشکیل شده است یعنی در زمانهای خاص از موج نمونه بر می دارد و روی این نمونه ها کار کرده و سنجش دقیقی از موج اولیه دارد . زمانی می توان از تکنیک دیجیتال بهره مند شد که به تعداد کافی و فواصل مناسب از موج نمونه برداری شود و نیاز به فرکانس نمونه برداری بالا داریم .

    تئوری Nyquist :
    اگر بخواهیم از یک موجب بطور مناسب نمونه برداری کنیم بایدحداقل دو بار از بزرگترین فرکانس سیگنال نمونه برداری کنیم .
    مدت زمان گرادیان کدگذاری فرکانس مدت زمان sampling است .
    محدودیت در تعداد نمونه های فرکانس باعث کاهش روزلوشن می شود .
    گرادیان کدگذاری فرکانس در حین جمع آوری سیگنال روشن می شود از این رو به این گرادیان ، گرادیان read out ( قرائت گر ) گویند . مدت زمان روشن بودن گرادیان کد گذاری فرکانس در حین دریافت سیگنال زمان نمونه برداری sampling time نامیده می شود. در حین زمان نمونه برداری ، گرادیان کدگذاری فرکانس تا 512 فرکانس مختلف را با استفاده از تکنولوژی فعلی نمونه برداری می کند .
    در حین sampling time گرادیان کدگذاری فرکانس باید بتواند یک range یا گستره از فرکانسها را دریافت نموده و توسط سیستم نمونه برداری کند که این محدوده فرکانس اصطلاحاً پهنای باند دریافتی receive bandwidth نامیده می شود . اگر receive bandwidth کم شود زمان نمونه برداری زیاد می شود و زمان روشن بودن گرادیان کدگذاری فرکانس زیاد شده و min TE که می توان انتخاب کرد زیاد می شود و در تصویرT2 روی نسبت سیگنال به نویز اثر می گذارد .
    Data Collection Image Formation

    اطلاعات در حافظه کوتاه مدت ram و یا بصورت دائم می تواند ذخیره شود . در MRI قسمتی از سخت افزار که اطلاعات هر slice در آنجا می نشیند k space نام دارد .شیب گرادیان کدگذاری فرکانس در هر TR تغییر نمی کند ولی برای تکمیل تصویر شیب گرادیان کدگذاری فاز از 0 تا maXو min تغییر می کند تا اطلاعات مربوط به هر سیگنال را در فضای k ذخیره کند . هر خط فضای k یک تصویر از یک لایه است .
    K space filling : دیاگرام فضای k را می توان بصورت یک 4 ضلعی متشکل ازخطوط افقی در نظر گرفت .
    محور افقی فضا، phase axis و محور عمودی frequency axis نامیده می شود .
    در حال حاضر maX تعداد خطوط فضای k در اکثر سیستمها 512 خط است .

    <FONT size=4><FONT face=arial,helvetica,sans-serif>خطوط فضای k در بالای محور فاز اصطلاحاً مثبت و خطوط فضای k در زیر محور فاز منفی یا negative نامیده می شوند . خطوطی که نزدیکترین فاصله به محور فاز را دارند اعم از مثبت و منفی اصطلاحاً خطوط مرکزی نامیده می شوند که با داده های حاصل از اعمال شیب های کم گرادیان کدگذاری فاز پر می شوند . و خطوط خارجی با داده های حاصل از اعمال
    ويرايش شده توسط farhad moradeyan در 2010/7/29 در ساعت 08:32 AM

  14. تشكر از اين پست


  15. #8
    تازه وارد آواتار 0morteza
    رشته
    پزشکی
    تاريخ عضويت
    2010/3
    امتیاز
    19
    پست ها
    15

    پيش فرض

    ممنون عاتیو مفیدبود

  16. تشكر از اين پست


  17. #9
    تازه وارد آواتار 0morteza
    رشته
    پزشکی
    تاريخ عضويت
    2010/3
    امتیاز
    19
    پست ها
    15

    پيش فرض

    عالی بود مهندس عزیز

  18. تشكر از اين پست


تاپیک های مشابه

  1. جست وجوى نقض اصول فيزيكى اينشتين
    توسط Campus در تالار فیزیک
    پاسخ ها: 0
    آخرین ارسال: 2012/8/01, 10:37 AM
  2. پاسخ ها: 0
    آخرین ارسال: 2012/2/17, 11:39 AM
  3. پاسخ ها: 0
    آخرین ارسال: 2012/2/17, 11:27 AM
  4. پاسخ ها: 0
    آخرین ارسال: 2011/9/27, 11:50 AM
  5. عکسبرداری با Mri
    توسط وبلاگر در تالار تجهیزات پزشکی
    پاسخ ها: 0
    آخرین ارسال: 2007/2/12, 03:16 AM

عبارت‌های مرتبط

تفاوت ct و mri

اصول طراحی بخش mri

دانلود جزوه کامل اصول فیزیکی mri

توضيح در مورد حركت تقديمي پروتون

دانلود جزوه اصول mri

دانلود کتاب اصول فیزیکی mri

دانلود کتاب اصول اولیه و کاربردهای mri

مدل وارون مغز

ثبت اين صفحه

ثبت اين صفحه

قوانين ارسال

  • شما نمی‌توانيد تاپيک جديد ارسال كنيد
  • شما نمی‌توانيد پاسخ ارسال كنيد
  • شما نمی‌توانید فایل ضمیمه ارسال كنيد
  • شما نمی‌توانيدنوشته‌های خود را ويرايش كنيد
  •