Manyetik Rezonans Görüntüleme: Temel Bilgiler

GÖRÜNTÜ KALİTESİ Bundan sonra anlatılacak 4 konu, elde edilecek görüntünün kalitesini belirgin derecede etkileyen ve birbirleri ile belirgin şekilde ilişkili olan FOV, matriks, NEX ve SNR konularıdır. Burada bunları kabaca tanımladıktan sonra daha detaylı olarak tek tek ele alacağız. SNR (Signal-to-noise-ratio) : Bu değer sinyal gürültü oranıdır. Yüksek olursa görüntünün kalitesi yüksek, düşük olursa görüntü granüllü ve kalitesi anatomik detaydan yoksun olur. Burada bahsettiğimiz tüm parametreler ile SNR arasında kompleks ilişkiler mevcuttur ve SNR değeri düşük olan görüntülerin kalitesi kötü, buna karşın SNR değeri yüksek olan görüntülerin kalitesi yüksek olmaktadır.   MATRİKS : Ekrandaki piksel volümünü belirleyen faz-kodlama ve frekans-kodlama değerleri tarafından belirlenen bir parametredir (256 x 256 veya 192 x 256 gibi) matriks değerinin büyük olması görüntüyü oluşturan karelerin daha küçük boyutlarda olması veya ekranın daha küçük piksellere ayrılması demektir; buna bağlı olarak görüntü kalitesi artar (bunun değeri ile uzaysal rezolüsyon ve SNR belirgin şekilde değişmektedir). FOV (Field-of-view) : Ekrana yansıyan görüntüye uyan dokunun büyüklüğüdür. (FOV değerimiz 20 ise dokudaki 20 cm karelik bir alan ekrana gelir). Eğer ilgilendiğimiz doku hacmi büyük ise FOV büyük, ilgilendiğimiz doku hacmi küçük ise FOV küçük olarak belirlenmeye çalışılır. FOV değeri ile uzaysal rezolüsyon ve SNR doğrudan etkilenmektedir. NEX (Number-of-excitation) : Buna bazı sistemlerde “average” da denmektedir. Görüntü oluşturmak için faz-kodlama steplerinin kaç kere kullanıldığını tanımlar. NEX :1, NEX : 2 veya daha fazla değerlerde olabilmektedir. Bunun ile uzaysal rezolüsyon değişmez; ancak SNR değeri NEX sayısı ile değiştiğinden görüntü kalitesi belirgin derecede etkilenmektedir.

SNR (SIGNAL-TO-NOISE RATIO) (Sinyal – gürültü oranı)

MRG’de görüntünün oluşturulmasında (başarılı biçimde sinyal kaybı ve kalitesi yüksek görüntü için) SNR çok önemli ve sayısal (quantitative) bir parametredir. Sayısal değeri elde edeceğimiz görüntünün kalitesi ve anatomik rezolüsyonu ile belirgin korelasyon gösterir (matriks değeri uzaysal rezolüsyon ile ilişkili iken, elde edeceğimiz SNR değeri görüntünün anatomik rezolüsyonunu belirgin derecede etkilemektedir, yani yüksek SNR, daha iyi anatomik rezolüsyon demektir). Başka bir deyişle, SNR değeri düşük olan görüntüler granüllü olup, kaliteli anatomik detaydan yoksundur. Gürültü (noise) kaynağı magnet içine koyduğumuz, ancak inceleme planımıza girmeyen dokulardan kaynaklanan sinyaldir; yani inceleme alanımıza girmeyen bir çok proton da sinyale neden olmakta (noise) ve görüntü kalitemizi bozmaktadır. MRG’de gürültü hemen her zaman için mevcuttur ve elde edeceğimiz sinyal yüksek olsa bile, gürültü yüksek ise elde edilecek görüntünün kalitesi düşük olacaktır (SNR değeri düşecektir). Buna örnek olarak şunu verebiliriz; radyo dinlemek için alıcımızı belli bir frekansa ayarlarız; ancak verici ile radyomuz arasına bir takım parazitler girerse, veya vericiden uzaklaşırsak (araya parazit girmesi kolaylaşır) ses netliği kaybolur ve ses cızırtılı olarak duyulur; oysa ses ampliütü aynıdır. İşte bunun MRG’deki karşılığı gürültü (noise) olarak bilinir ve önemli olarak elde edeceğimiz sinyal bundan ayrılamamaktadır. 

Bu nedenle MRG’de elde edeceğimiz görüntünün kalitesinin yüksek olması için gürültünün azaltılması gerekmektedir. BT’de, kullanılan radyasyon artırılarak (mA) SNR artırılabilir; ancak MRG’de sinyali direk olarak artırabilecek bir dış kaynak yoktur (MRG’deki tek kaynağımız protonlardan elde edeceğimiz sinyaldir).  

İncelememizde elde edeceğimiz SNR değeri, inceleme süresi ve uzaysal rezolüsyon ile belirgin şekilde ilişiklidir  (Şekil 8.1).  

Şekil 8.1

Formülden de anlaşıldığı gibi (Şekil 8.1), SNR voksel volümü artırılarak (kesit kalınlığını artırmak, matriks değerini azaltmak veya FOV’u artırmak voksel volümünü artırır) veya NEX sayısı artırılarak yükseltilebilmektedir. Aslında NEX sayısının artması ile SNR’daki artış total örnekleme süresinin (sampling time) artması sonucudur, daha uzun “sampling time” daha yüksek SNR demektir. NEX’in artırılması ile birlikte, SNR’ı artırmak için sinyal kaydında daha uzun “sampling time” imkanı veren düşük bant genişliği (low bandwidth) tekniği geliştirilmiştir. Bu teknikte yüksek frekanslar hariç tutularak daha düşük gürültü (noise) ve yüksek SNR elde edilmektedir; bununla birlikte bu teknik uygulandığında kimyasal şift (chemical shift) artefaktı artmaktadır ve bu, tekniğin kullanılmasındaki limitasyonu oluşturur [21] (Şekil 8.2).  

Şekil 8.2: Dusuk bant genisligi tekniginin SNR'a etkisi

FOV (Field of view)

FOV kabaca ekrana yansıyan görüntüye uyan dokunun büyüklüğüdür ve genellikle cm. olarak gösterilir. Örneğin FOV değeri 20 ise dokudaki 20 cm. karelik bir alan ekrana yansır (resim 8.1).  

Resim 8.1: a) FOV:20 cm, b) FOV:12 cm

Daha önce görüntünün uzaysal rezolüsyonunu belirleyen ana unsurun matriks değeri olduğunu söylemiştik; ancak, matriks değerini sabit tutup FOV küçültülürse rezolüsyon yine artacaktır. Bunun ile birlikte FOV’un azaltılması ile elde edilecek rezolüsyon artışında önemli bir problem ile karşılaşırız; FOV azaltıldığında SNR değeri de belirgin şekilde düşecektir (çünkü bu durumda piksel içine giren protonların miktarı azalacaktır). Yüksek Tesla değerli cihazlarda elde ettiğimiz sinyalin amplitütü daha yüksektir ve bu sistemlerin daha küçük FOV ile çalışabilmesinin nedeni de budur. FOV’u 2 kat artırmak ile SNR 4 kat artar; bunun gibi, FOV’un 2 kat düşürülmesi ile SNR 4 kat düşmektedir. Bu nedenle kaliteli görüntü için FOV en uygun biçimde ayarlanmalıdır ve çoğu zaman yapıldığı gibi, bazı durumlarda FOV’u büyük tutup görüntü elde edildikten sonra görüntünün büyültülmesi (magnifikasyonu) yoluna gidilmelidir (Resim 8.2).  

Resim 8.2: a ve b: FOV 15 cm (a) ve FOV 30 cm (magnifikasyon)(b) olan iki incelemede FOV'u dusuk olanda (b) SNR daha yuksek oldugundan dolayi piksel volumu daha buyuk olmasina ragmen goruntu kalitesi daha yuksektir.

MATRİKS   Matriksden daha önce bahsedildi, ancak burada konu biraz daha detaylı olarak açıklanacaktır. İncelemelerimizde seçilecek olan matriks değeri, elde edilecek olan görüntüde SNR ve görüntünün rezolüsyonu ile belirgin şekilde ilişkilidir. MRG’nin ilk yıllarında matriks 64 x 64 gibi değerlerde tutulmuştu; ancak günümüzde kullanılmakta olan sistemlerde bu değerler rutin klinik kullanımda 256 x 256 veya 512 x 512 gibi yüksek değerlerdedir.

Matriks = 256 x 256 (256 = Faz-kodlama step sayısı , 256 = Frekans – kodlama gradiyentinin gücü)

Daha önce belirtildiği gibi, bir kesit görüntüsü elde edebilmek için faz-kodlama step sayısı kadar eko-sinyal kaydının yapılması gerekmektedir; bu da inceleme zamanını direk olarak etkilemektedir (inceleme zamanını belirleyen bir unsurun matriks değeri olduğundan daha önce bahsedilmişti). Matriks değerinden kaynaklanan inceleme süresindeki uzamayı kısaltmak için sonr yıllarda “rectangular pixels” veya “Half-Fourier Görüntüleme” gibi yöntemler kullanılmaya başlanmıştır [21]. “Rectangular pixel” yönteminde faz-kodlama step sayısı azaltılır (matriks 128 x 256 veya 256 x 512 gibi). Örneğin 256 x 256 matriks yerine 128 x 256 matriks kullanıldığında inceleme süresi yarı yarıya azalacaktır; buna karşın görüntünün rezolüsyonu bozulur. Ancak, piksele düşen proton sayısı artacağından dolayı SNR artacaktır (yaklaşık 1,4 oranında); buna bağlı olarak da görüntü kalitesi düzelecektir. “Half-Fourier Görüntüleme” tekniğinde ise, dokudan bilgisayar verileri (data) toplanırken simetriden faydalanılır, inceleme süresinde belirgin azalma sağlanır ve elde edilecek görüntünün rezolüsyonunda belirgin bozulma olmaz. Bununla birlikte SNR bu teknikte düşmektedir. Kısaca bunları özetleyecek olursak; “rectangular pixels” SNR ve CNR’ı artırırken, görüntüde rezolüsyon kaybı olmaktadır. “Half-Fourier Görüntüleme”de ise rezolüsyon korunurken, SNR ve CNR düşmektedir [21] (Şekil 8.3-4) (CNR, kontrast gürültü oranı olup lezyonun saptanması ile ilişkilidir. Daha ileride detaylı olarak bahsedilecektir).  

Sekil 8.3 ve 8.4: 128 x 256 matriks degerinde 256 x 256 matriks degerine gore daha yuksek SNR elde edilmekte ve lezyon saptama daha yuksek olmaktadir. Half-Fourier goruntuleme tekniginde SNR ve lezyon saptama dusuktur.

NUMBER-OF-EXCITATION (NEX) (AVERAGE)

NEX daha önce belirtildiği gibi, faz-kodlama steplerinin kaç kere kullanıldığını ifade eder. Yani 128 x 256 matriksde faz-kodlama step sayısı 128’dir ve bir kesit görüntüsü için 128 defa eko-sinyal kaydının yapılması gerekmektedir. Görüntü oluşturmak için yapılan bu işlem bir defa yapılıyor ise NEX= 1, bu işlem iki defa yapılıyor ise NEX=2 gibi belirtilir. NEX’in inceleme zamanını direk olarak etkilediğini biliyoruz (NEX sayısının artırılması inceleme süresini birebir oranında artırır); buna karşın NEX’in artırılması ile SNR artmaktadır, ancak bu SNR artışı birebir oranında olmaz. Çünkü NEX sayısı artırıldığında gürültü (noise) miktarı da artacaktır (Şekil 8.5).

Aslında NEX’in artırılması total örnekleme süresinin (sampling time) artırılması anlamına gelir. Bu, alıcı sargıda (receiver coil) elde ettiğimiz sinyalden bilgisayar tarafından data point (veri noktası) toplama süresidir ve genel olarak bu süre 8 msn.dir. NEX’in artırılması ile bu süre artırılmaktadır, bu da SNR’ı belli bir oranda etkilemektedir (Şekil 8.5, Tablo 8.1).  

Tablo 8.1 ve Sekil 8.5

SNR TABLOLARI (Dr. Bent O. Kjos; Seattle)

Bu bölümde sunulacak tablolar, kesit kalınlığının, matriks değerinin, FOV’un ve NEX’in değişik kombinasyonlarındaki göreceli SNR değerlerini vermektedir. Bu tabloları değerlendirirken tablolarda belirtilen değerlerin kesin SNR değeri olmayıp göreceli değerler olduğu, aynı MRG sistem, sargı (coil) ve benzer sekanslar kullanıldığında SNR değerini korumak için protokolleri belirlerken faydalanabileceğimiz akılda tutulmalıdır. Örneğin bu tablolar farklı iki incelemede, SE sekansı ve aynı sargı (coil) kullanıldığında SNR’ı değerlendirmede oldukça faydalıdır, fakat GE ile SE sekansları bu tablolara göre karşılaştırılamaz (3D olarak elde edilen görüntülerde SNR kesit sayısı ile de değiştiğinden bu akılda tutulmalıdır. SNR, 3D tekniğinde kesit sayısının kökü ile orantılıdır). Örneğin SE sekansı ve ekstremite alıcı sargısı (receiver coil) ile iyi kalitede görüntü için SNR değeri 0,6 ise, parametreleri değiştirerek SNR değerini 0,6 nın altına indirdiğimiz oranda görüntünün kalitesi düşer ve granüllü olur. SNR’ın düşük olmaması gerektiği kadar, SNR’ın gerekenden yüksek olması da istenmeyen bir durumdur. Yukarıdaki örneğe devam edersek kaliteli görüntü için gerekli SNR değeri 0,6 ise, bunu protokolleri değiştirerek 1,2 ve 2,4 olmak üzere iki görüntü elde ettiğimizde, elde edilen bu görüntülerin SNR değerlerinin 1,2 veya 2,4 olduğunu ayırmak mümkün değildir. 0,6 SNR değeri ile karşılaştırıldığında inceleme zamanı 1,2 SNR değeri için 4 kat, 2,4 SNR değeri için ise 16 kat artacaktır. Bu zaman kaybını da önlemek için incelemedeki SNR değeri ne çok yüksek nede çok düşük olmalıdır. Genellikle pratik kaliteli görüntüler için, kullanılan SNR değerinin gerekli öngörülen SNR değerinden biraz yüksek (%20-50) tutulmasıdır.

CONTRAST-TO-NOISE RATIO (CNR) (Kontrast – gürültü oranı)

CNR da, SNR gibi sayısal (quantitative) bir parametredir ve elde edeceğimiz görüntüde lezyon saptanabilme (lezyon ile normal doku kontrastı) ile direk korelasyon göstermektedir. Pozitif CNR, lezyonun normal dokuya göre hiperintens olduğunu (parlak); negatif CNR ise, lezyonun normal dokuya göre hipointens (koyu) olduğunu tanımlar. Lezyonun saptanabilmesi, CNR’nin pozitif veya negatif olması ile ilişkili değildir; bununla birlikte CNR’nin sayısal değeri ile direk olark ilişkilidir (pozitif veya negatif) [21, 57]. CNR şu şekilde formülüze edilebilir :  

UYGUN (TR) ve (TE) PARAMETRELERİNİN SEÇİMİ  

Spin-eko sekansında dokular arasında iyi T1 kontrastı isteniyorsa TR ve TE değerleri kısa olmalıdır (nedenleri daha önce tartışıldı). Genel olarak tavsiye edilen değerler; TE<20 msn. ve TR<600 msn.dir [21]. TE değerini düşürmek SNR ve T1 kontrastını artırır (T1 kontrastının artmasının anlamı CNR’nin, yani lezyon saptanabilirliğinin artması demektir) (Şekil 8.6-7). Buna karşın TR değerini 600 msn.’nin altına indirmek T1 kontrastını artırır, ancak SNR’ı düşürür (Şekil 8.8-9) ve TR değerini düşük tutarsak daha önce açıkladığımız gibi, kesit sayısı sınırlanmaktadır.  

Sekil 8.6, 8.7, 8.8 ve 8.9

Şekil 8.8 ve şekil 8.9’da görüldüğü gibi, TR değerinin artırılması SNR’ı artırırken, dokular arasındaki T1 kontrastını azaltmaktadır. Bu nedenlerden dolayı, incelemelerimizi gerektiğinde SNR’ı artırmak için NEX’i artırarak (veya FOV’u artırarak) uygun TR ve TE değerlerinde yapmak zorundayız.

Spin-eko sekansında T2 ağırlıklı görüntüler için uzun TR ve uzun TE değerlerinin kullanılması gerekmektedir. Pratikte, genellikle ikili-eko (double-eko) tekniği kullanılarak inceleme süresinde belirgin uzama olmaksızın hem proton dansite hem de T2 ağırlıklı görüntüler aynı anda elde edilir. TR değeri ne kadar uzun tutulursa görüntü o kadar T2 ağırlıklı olmaktadır; çünkü TR uzun tutulduğunda dokuların hemen hepsinde longitudinal manyetizasyonlar tamamlanacak ve T1 etki tamamen ortadan kalkacaktır (BOS gibi dokuların T1 değerlerinin çok uzun olduğunu hatırlayınız). Uzun TR değerlerinin, T2 ağırlığını artırması haricinde, SNR’ı artırması ve daha fazla kesit sayısına müsaade etmesi gibi avantajları vardır. Uzun TR süresinin tek dezavantajı ise, inceleme süresini doğrudan artırmasıdır. Örneğin NEX:1, matriks 256 x 256 iken TR değeri 2000’den 3000’e çıkartıldığında, inceleme süresi yaklaşık 8.5 dakikadan 12.8 dakikaya çıkmaktadır. Bu nedenle TR değerini çok artıramıyoruz; pratikte kullanılan değerler genellikle 2000-3000 msn. arasında değişmektedir.

İkili-eko tekniğinde ilk eko için TE genellikle kısa tutulur (25-30 msn.gibi); ikinci ekoda T2 ağırlığını elde etmek için TE uzun tutulur (70-100 msn.gibi) [21]. İlk eko ile elde edilecek görüntü için ikili-eko tekniği anlatılırken proton dansitesinde olur demiştik; ancak bu parametreler kullanıldığında, ilk eko ile elde edilecek görüntü Proton dansitesi ile beraber T2 ağırlığı da taşıyacaktır (aslında kitabın ilk bölümlerinde tartışıldığı gibi, gerçek proton dansite görüntüsü elde etmek için TR değerinin çok uzun, TE değerinin de “0” olması gerekmektedir).

Serebral MRG incelemesi için düşünürsek; BOS beyin dokusuna göre TR değerlerine bağlı olarak değişmek üzere hipointens (koyu), isointens veya hiperintens(parlak) görülebilmektedir. Bunun nedeni BOS’un T1 değerinin çok uzun olması ile, eğer biz TR değerini bundan kısa seçersek BOS’da longitudinal relaksasyonlar tamamlanamalarına bağlı olarak BOS alanları düşük sinyal alanları (hipointens) şeklinde görülecektir. Buna karşın TR değerini BOS’un T1 değerinden daha uzun seçersek; BOS’da longitudinal manyetizasyonlar tamamlanacak ve BOS’da çok miktarda proton bulunduğundan dolayı yüksek sinyal sahaları (hiperintens) olarak görülecektir (şekil 8.10) (Resim 8.3).

Sekil 8.10

Resim 8.3 a ve b: Degisen TR degeri ile BOS hipointens, isointens veya hiperintens gorulebilmektedir ([a] TR: 6000, TE: 20, [b] TR: 400, TE:20)

SLICE-TO-SLICE INTERFERENCE (KESİTLER ARASINDA ETKİLEŞİM)

Sekil 8.11

Şekilde görüldüğü gibi, kesitler arasında gap (aralık) uygulamaz isek, kesitten elde edeceğimiz sinyal komşu kesitleri de ilgilendirmektedir ve buna “Slice-to-slice interference” (Cross-talking) denmektedir. Buna benzer etki BT’de parsiyel volüm etkisi olarak bilinir. T1 ağırlıklı görüntülerde bu etki SNR’ı azaltmaktadır; bunu engellemek için genellikle kesitler arasında belli bir gap uygulanmakta ve bunun ile SNR yüksektilmektedir  [21] (Şekil 8.12) (Resim 8.4).   3D volüm görüntüleme tekniğinde çok ince kesitler elde edilmekle birlikte slice-to-slice interference etki çok azdır ve 3D tekniği ile gaspız (kesintisiz) olarak uygulanan 2D tekniğine göre kalitesi belirgin derecede yüksek görüntüler elde edilebilmektedir.

T2 ağırlıklı görüntülerde ise, bu etki görüntü kontrastını bozmaktadır; başka bir deyişle incelemede gap uygulanması lezyon saptanabilirliğini veya CNR’ı artırmaktadır  [21].  

Sekil 8.12. Resim 8.4 a ve b: Sagittal T1 agirlikli goruntuler gapsiz (a) ve %50 gap ile (b). %50 gap uygulamasi SNR'i %26 artirmaktadir. Resimlerde goruldugu gibi incelemelerimizde gap uygulamasi ile goruntu kalitesi belirgin sekilde duzelmektedir.

Yaygın görüşe göre, kesitler arasında gap uygulamak, gap mesafesine denk gelen lezyonları görememek demektir ve çoğu zaman kesitler kesintisiz olarak elde edilmektedir. Ancak, biraz önce açıkladığımız gibi, kesitler arasında uygun gap uygulamak, görüntü kalitesini belirgin şekilde düzeltmekte ve lezyon saptanabilirliğini artırmaktadır. Bu nedenle doğru olan, hemen her zaman için kesitler arasında uygun gap uygulanmaktadır (genellikle %20-25).

KİMYASAL ŞİFT (Chemical shift)

Kitabın ilk bölümlerinde atomun nükleus ve nükleus çevresinde dönmekte olan (-) yüklü elektronlardan oluştuğundan bahsettik. MRG’de görüntü oluşturmak için nükleusda hareket halinde ve buna bağlı olarak manyetik vektörü olan protonlardan faydalanmaktayız. Nükleus çevresinde belli seviyelerde bulunan (-) yüklü elektronlar da hareket halindedir ve belli bir manyetik alan etkisi göstermektedirler. İşte bu elektronların neden olduğu manyetik alan etkisi, nükleusda bulunan ve manyetik vektörü olan protonlara etki göstermektedir ve buna “electron shielding” denmektedir.   MRG’de görüntü oluşturmak için faydalandığımız hidrojen atomları vücutta bol miktarda suda ve yağ dokusunda bulunmaktadır. Sudaki hidrojen atomları temel olarak oksijen (O2) ile kimyasal ilişki içinde iken, yağ dokusunda bulunan hidrojen atomları karbon (C) ile kimyasal ilişki içindedir. Dolayısıyla bu farklı ilişkilerde, MRG’de görüntü oluşturmak için faydalandığımız hidrojen protonlarımızı çevreleyen elektron yapıları farklı olacaktır. Buna bağlı olarak biraz önce bahsettiğimiz, elektronların neden olduğu protonlar üzerine olan etki de (shielding etki)  farklı olacaktır. Su ve yağ dokusu arasında bulunan bu farklılık yanında, yağ dokusunda bulunan ve farklı bağları kullanan (C-H) protonlar arasında bile farkları vardır (-CH3, -CH2, -C=H gibi) (daha ileride tartışılacak olan MR spektroskopi’de temel olarak protonların bulundukları farklı moleküler ilişkilere bağlı olarak, protonlar arasında farklı salınım frekanslarının bulunmasından faydalanılmaktadır). Protonlar arasında “electron shielding” in oluşturduğu farklı manyetik etki nedeniyle, temelde su ve yağ dokusunda bulunan protonlar farklı salınım frekansları göstermektedirler (protonlar arasında bu farklılıktan dolayı gyromanyetik değerleri birbirlerinden çok az da olsa farklılıklar göstermektedir) ve bu farklılık “kimyasal şift (Chemical shift)” olarak bilinir.  Bu kimyasal şift MR spektroskopi’nin temelini oluşturmakla birlikte, MR görüntüsü oluşturulmasında karşımıza artefakt olarak çıkmaktadır. Görüntüde oluşan bu artefakt sadece frekans-kodlama (frequency-encoding) aksisi boyunca görülür. Bunun nedeni, frekans-kodlama gradiyentinin çalışma prensibidir. Bu gradiyentin prensibi kolonlar arasında frekans farklılıkları yaratmak, bu sayede kolonları birbirinden ayırmaktır; kimyasal sapma nedeni ile protonların frekansları (özellikle su ve yağ dokusunda bulunan protonlar arasında) farklı olacağından dolayı, sinyalin geldiği kolon bilgisayarda data işlem sırasında (Fourier Transformation) yanlış değerlendirilir (Şekil 8.13).

Şekil 8.13 Resim 8.5: Kimyasal sift artefakti. Goruntulerde bobrek kenarlarinda kimyasal sift artefaktlari izlenmektedir.

Görüntüde artefakt olarak karşımıza çıkan bu şiftin miktarı nedir?

Bu sapmanın miktarı 1,5 Tesla cihazlarda 1,7 piksel kadardır  [41]. Bunun anlamı, protonların bulundukları farklı kimyasal ilişkilerin neden olduğu salınım frekans farklılıkları sonucu, herhangi bir pikselden elde edilen sinyal 1,7 piksel saparak farklı bir piksel içine kodlanır. Cihazın Tesla değeri düşük ise, protonların salınım frekansları düşük, buna bağlı olarak da biraz önce bahsedilen protonlar arasındaki kimyasal çevre farklılıklarına bağlı oluşan salınım frekans farklılıkları da daha az belirgin olacaktır. Bunun anlamı; düşük Tesla değerli sistemlerde bu artefakt belirgin değil iken, yüksek Tesla değerli sistemlerde bu etki belirgindir (bu ayrıca düşük Tesla değerli sistemlerde MR spektroskopik inceleme yapılamamasını da açıklar).

Bu artefakt nasıl önlenebilir?

Eğer frekans-kodlama aksisinde piksel (kolon) başına düşen frekans farklılığı kimyasal şiften fazla yapılır ise bu artefakt kaybolacaktır (chemical shift suppression); bununla birlikte bu uygulama inhomojeniteye neden olacağından dolayı elde edeceğimiz SNR değerinin düşük olmasına ve görüntü kalitesinin bozulmasına neden olacaktır. Bu nedenle genellikle kimyasal şift artefaktına rağmen bu süpresyon uygulanmamaktadır. Yüksek Tesla’lı sistemlerde sorun olabilen bu artefakt, zaten düşük Tesla değerli sistemlerde görülmez.

ana sayfa   I   iletisim