روش47- MRI (تکنیک iPAT)
پديده اي تازه در دستگاه هاي جديد MRI
اگر بخواهيم به زبان سادهMRI را توصيف كنيم بايد در مرحله اول از حركت اسپيني پرتون‌ها آغازكنيم. هر پروتون داراي حركت چرخشي، حول محور خود است كه با توجه به وجود بار الكتريكي مثبت پرتون‌ها، اين حركت دوراني را مي‌توان به صورت جريان الكتريكي حلقوي حول محور، شبيه سازي كرد. اين جريان حلقوي باعث به وجود آمدن ميدان مغناطيسي ضعيفي در امتداد محور دوران مي شود. در اتم هايي كه تعداد پرتون‌هاي هسته آن‌ها عددي زوج است اين ميدان ها دو به دو يكديگر را خنثي مي كنند، اما در اتم‌ها‌يي كه تعداد پرتون‌هاي هسته آن‌ها فرد است نظير كربن، هيدروژن، سديم يك گشتاور مغناطيسي در خارج هسته آن‌ها مشاهده مي شود كه ناشي از يك پروتون اضافه در هسته اين اتم ها است كه با هيچ يك از گشتاورهاي ديگر خنثي نشده است. برخلاف تصويربرداري اشعه ايكس كه با تابش اشعه به بافت و تشخيص ميزان جذب اشعه، تصويربرداري صورت مي پذيرد، درMRI ، بافت هاي بدن، خود منبع توليد سيگنال تصويربرداري خواهند بود.
با توجه به اين كه اتم هاي هيدروژن در آب و چربي بافت هاي مختلف بدن به وفور يافت مي شوند و سيگنال هاي قوي‌تري از آن به دست مي‌آيد و همچنين گشتاور مغناطيسي آن‌ها با ميدان مغناطيسي خارجي سريع تر انطباق مي يابد، جهت تصويربرداري به شيوهMRI مورد استفا‌ده قرار گرفته اند. در شرايطي كه اتم هاي بدن بيمار درون يك ميدان مغناطيسي قوي قرار گيرد، تحت تاثير ميدان قرار گرفته و بردار برايند مغناطيسي آن‌ها در راستاي اين ميدان مغناطيسي قرار مي گيرد. در اين شرايط اكثر گشتاورهاي مغناطيسي لحظه اي هيدروژن بدن در راستاي ميدان و هم جهت با ميدان قرار مي گيرند و نسبت به تعداد كمتري كه در خلاف جهت ميدان قرار مي گيرند، پايدارتر هستند. نحوه حركت گشتاورهاي مغناطيسي در ميدان مغناطيسي مطابق معادلهBloch است:
كه ضريب ژيرومغناطيس،H ميدان مغناطيسي موثر،0M بردارمغناطيسي شوندگي اوليه در حالت تعادل و1T ،2T زمان هاي بازيابي تعادل وM بردار مغناطيس شوندگي هستند. اگر پاسخ دائمي معادلهBloch را در حضور ميدان مغناطيسي ثابت0H به دست آوريم، به پديده اي به نامPrecession مي رسيم و در مي يابيم كه بردار مغناطيس شوندگي در حضور ميدان مغناطيسي0H با فركانس ثابتي دوران مي كند كه اين فركانس به فركانس لارمور معروف است و مقدارآن از رابطه به دست مي‌آيد. با تبديل فركانس زاويه اي به فركانس، مي‌توان فركانس لارمور را براي دستگاه‌هاي مختلف با ميادين مغناطيسي مختلف از رابطه زير به دست آورد : 
مطابق قانون تشديد يا رزونانس، هرگاه يك دياپازون با فركانسي نوسان كند، تنها دياپازوني تحريك مي شود كه خود قادر به توليد همان فركانس باشد، از اين قانون استفا‌ده شده و دستگاه ، موج RF اي با همان فركانس لارمور، ارسال مي كند و اين موضوع سبب تحريك گشتاور مغناطيسي لحظه اي و تغيير محور چرخش آن‌ها مي شود. حال اگر اين پالسRF تحريك بر داشته شود اين گشتاورها به حالت اوليه باز مي گردند و همانند قبل تحت تاثير ميدان مغناطيسي قرار خواهند گرفت و اين بازگشت در ميدان مغناطيسي سيگنال هاي پاسخي را آزاد مي كند كه از دريافت و پردازش آن‌ها ميزان آب بدن (يون هيدروژن) در نواحي تحت پردازش قرار گرفته (كه در مركزمگنت قرار گرفته است)، مشخص شده و تمايز بين بافت هاي نرم، كه هدف اصلي دستگاهMRI است، برآورده مي شود.
اولين دستگاه MRI درسال1977ميلادي توسط دامادين و همكارانش ساخته شد و امروزه به يكي از پيشرفته ترين و گران ترين تجهيزات پزشكي تبديل شده است. از قسمت هاي مختلف يك دستگاهMRI مي‌توان به مگنت، بخش كنترل، فرستندهRF، گراديان ها، كويل هاي گيرنده و كامپيوتر بازسازي تصاوير اشاره كرد. در سال‌هاي اخير تغييرات و پيشرفت‌هايي در اين نوع سيستم ها صورت گرفته كه عمده اين تغييرات به نرم افزار يا اصطلاحا به كاربردهاي آن‌ها خلاصه مي شود.
كنگره هاي انجمن راديولوژي امريكاي شمالي Radiological Society of North America يا()RSNA اين امكان را فراهم مي سازد تا سازندگان تجهيزات ودستگاه‌هاي MRI آخرين پيشرفت‌هاي خود را به نمايش بگذارند. در سال گذشته بزرگ‌ترين كمپاني هاي سازنده MRI جديدترين پيشرفت‌هاي خود را در اين زمينه به معرض نمايش قرار دادند كه همان گونه كه پيش‌بيني مي شد، بيشترين تمركز در زمينه كاربرد دستگاه‌هايMRI به‌ويژه در ارتباط با تصاوير سه بعدي با رزولوشن بالا، تصويربرداري قلبي و تصاويرdiffusion بدن بود.
در كنار عرضه اين پيشرفت‌ها محصولات جديدي نيز عرضه شده بود كه با ساده كردن تصويربرداري و امكان پردازش ثانويه تصاوير، سرعت دستگاه و تعداد پذيرش بيماران را افزايش داده و علاوه بر اين كه بيمار احساس راحتي بيشتري مي كند، باعث صرفه جويي در وقت نيز مي شود.
به علاوه الگوريتم‌هاي جديد ارائه شده تكنيك هاي تصويربرداري موازي را نيز ارتقا دادند. كويل هاي جديد براي قسمت هاي مختلف بدن عرضه شده بودند كه هماهنگ با سيستم هايRF با تعداد كانال هاي متفاوت هستند.
(Integrated Parallel Acqusition Technique)iPAT يا تصويربرداري موازي ابزار‌ي پويا است كه امروزه نقش اساسي در تصويربرداري كلينيكي MRI ، بازي مي كند. پيشرفت درiPAT جهت آشكاركردن و كشف روش هايي جديد همچنان ادامه دارد. نكته قابل توجه اين است كه باگذشت اندكي از عمرiPAT ، تغييرات بسياري را در زمينه پروتكل‌هاي تصويربرداري ارائه كرده است كه ما را وادار كرده به صورت مداوم از آن استفا‌ده كنيم.
iPAT شيوه اي جديد براي تصويربرداري سريع تر است.در اين روش با استفا‌ده ازArray Coil ها و تعداد بيشتري كانال هايRF مستقل و اطلاعات مربوط به حساسيت كويل هاي گيرنده، زمان تصويربرداري كاهش داده مي شود.يكي از مهم ترين عوامل موثر برزمان تصويربرداري MRI ، تعداد گام هاي‌ان كدينگ فازي است كه تاثير مستقيم نيزبر رزولوشن دارد بدين معني كه يك تصوير با ماتريس 256*256 به 256 نمونه برداري نيازمند است و اگر تعداد نمونه برداري ها نصف شود باعث نصف شدن زمان در ازاي پايين آمدن رزولوشن تصوير مي شود. با كمك iPAT مي‌توان با تعداد نمونه برداري هاي كمتر رزولوشن مورد نظر را به دست آورد. بدين ترتيب كه در تصويربرداري معمولي پيش از هر نمونه برداري توسط يكي از گراديان ها عملان كدينگ فازي ، صورت مي پذيرد تا نقاط مختلف از نظر فاز از يكديگر متمايز شوند. هنگامي كه المان‌هاي كويل در جهت‌ان كدينگ فازي قرار گرفته باشند، عملان كدينگ مي‌تواند با استفا‌ده از تفاوت حساسيت المان‌هاي كويل صورت پذيرد و سبب كاهش فعاليت گراديان‌ان كدينگ فازي كاهش شود. البته فعال سازيPhase over sampling باعث كم شدن اثرiPAT شده و اگرPhase over sampling وجود نداشته باشد زمان تصويربرداري تقريبا به نسبتPAT factor پايين مي‌آيد كه اين فاكتوردر تصويربرداري ها حداكثر16 در نظر گرفته مي شود.iPAT به زبان ساده همان تكنيك ثابت نگاه داشتن رزولوشن در عين كاهش زمان است.مانند هميشه درMRI پارامترها با همTrade off دارند و اعمالiPAT باعث كاهش سيگنال به نويز به نسبت ريشه دومPAT factor خواهد شد. در تكنيكي به نام GRAPPA اطلاعات از هر coil به تعداد كمتر گرفته مي شود و سپس با استفا‌ده از الگوريتم بازسازي تصويرGRAPPA واطلاعات حساسيت كويل ها، خطوط مياني نمونه برداري نشده محاسبه و جايگزين مي شوند و K-space تكميل ميشود . سپس با اعمال FFT روي اين فضا، تصوير نهايي بازسازي مي شود. 
درتكنيكmSENSE نيز نمونه برداري ها با تعداد خطوط كمتري صورت مي پذيرد و با اعمال FFT تصوير هريك به صورت مجزا تشكيل مي شود سپس با كمك الگوريتم mSENSE و با استفا‌ده از اطلاعات حساسيت كويل ها، تصوير نهايي ساخته ميشود. از آنجا كه نمونه برداري هاي كمتر باعث به وجودآمدن آرتيفكتFold over يا aliasing ميشود در تصوير برداري هايي كه تصوير نهاييaliasing دارد نمي‌توان از اين تكنيك بهره گرفت چراكه الگوريتم، قابليت تمايز بين سيگنال هاي اصلي وaliasing را ندارد. معمولا در تصويربرداري هاي باFOV كوچك اين مشكل وجود دارد و بهتر است كه از تكنيكGRAPPA كمك گرفته شود . پيش از معرفي iPAT تنها روش سرعت بخشيدن به تصويربرداري ها استفا‌ده از گراديان هاي سريع‌تر بود و با توجه به محدوديت هاي فيزيولوِِِژيك، حداقل زمان‌هاي تصويربرداري قابل كاهش نبود، اماiPAT اين مشكل را حل كرده و زمان را با كاهش گام هايphase encoding كاهش داده است. استفا‌ده ازiPAT محدوديت هايي نيز دارد، به طور مثال كويل هاي گيرنده بايدarray باشند و كويل هايsingle مانندflex به تنهايي اين قابليت را دارا نيستند. ضمنا المان هاي انتخاب شده كويل هاي گيرنده بايد در امتداد جهت‌ان كدينگ فازي قرار گرفته باشند و تعداد آن‌ها است كه حداكثر مقدار PAT factor را تعيين مي كند. از لحاظ سخت افزاري نيز هر المان كويل بايد به يك كانالRF مجزا متصل شده باشد.
از مزاياي كاربردي و ديگرiPAT مي‌توان به افزايش رزولوشن تصوير در زمان هاي برابر اشاره كرد، همچنين در تصويربرداري هاي مغز و گردن diffusion prefusion EPI HASTE() آرتيفكت را كاهش داده و اعوجاج را از بين مي برد. در تصويربرداريAbdominal Truefisp( ،HASTE ،)VIBE با كاهش زمان حبس تنفس، باعث راحتي بيشتربيمار و افزايش سرعت تصويربرداري مي شود و نيز با كاهش آرتيفكت هاي حركتي، تصاوير واضح تري را به وجود مي آورد. در تصويربرداري هاي قلبي (Cardiac) و عروقي(آنژيوگرافي) نيز مزايايiPAT قابل بهره برداري است. البته نكاتي در رابطه با استفا‌ده ازiPAT نيز وجود دارد : به طورمثال هنگام استفا‌ده ازكويل مغز 8 كانال بايستي از فيلتر‌نرماليزه كننده استفا‌ده كرد تا بتوان تصوير يكنواختي به دست آورد. همچنين در تصويربرداريaxial از شكم، تكنيك SENSE تصوير بهتري مي‌دهد در صورتي كه معمولا استفا‌ده ازSENSE باعث نويز بيشتر در پس زمينه تصوير مي شود. البته استفا‌ده از پدهاي فاصله انداز بين كويل و بدن را نبايد فراموش كرد.
در پروتكل‌هايsingle shot مانند HASTE وEPI استفا‌ده ازGRAPPA علاوه بر اين كه اعوجاج و آرتيفكت ها را كاهش مي‌دهد امكان تصويربرداري با TE كمتر را نيز فراهم مي‌سازد.
به عنوان يكي از پيشرفت‌هايiPAT مي‌توان به2iPAT اشاره كرد كه در تصويربرداري سه بعدي استفا‌ده مي شود. در تصويربرداري سه بعدي عملان كدينگ فازي در دو جهت صورت مي گيرد و به جاي يكSlice از يك Slab تصويربرداري مي شود، در مورد2iPAT ، عملان كدينگ فازي در جهتSlice ها اعمال مي شود و در صورتيكه تعداد المان هاي كويل در اين جهت از يكبيشتر باشد، در اين جهت نيزiPAT مي‌تواند به كار رود. فاكتورPAT نهايي برابر با حاصلضرب فاكتورهايPAT در دو جهت‌ان كدينگ فازي است كه يكي فاكتورPE و ديگري فاكتورD3 ناميده مي شود. ازجمله پروتكل هايي كه از اين روش استفا‌ده مي كنند مي‌توان بهGre وd-ce3fl وd-vibe3fl وtrufi اشاره كرد. البته در جهت اسلايس ها فقط به صورتGRAPPA مي‌توان ازiPAT استفا‌ده كرد و محدوديت هاي ديگري نيز از جمله درFAT SAT يا استفا‌ده همزمان ازover sampling ،فوريه جزئي به وجود مي‌آورد.
استفا‌ده از كويل هاي ماتريسي كه درتكنولوژيTIM مورد استفا‌ده قرار مي گيرند در سه حالCP ،dual ،triple قابل انجام است و در حالتTriple هر سه المان كويل به صورت مستقل عمل مي كنند و به سه كانال مجزايRF متصل مي شوندكه سبب مي شوند بهترين بازدهي ازiPAT به دست آيد. از سوي ديگر قابليت انعطاف بيشتري در انتخاب جهت ان‌كدينگ فازي فراهم مي كند و به همين جهت در تصويربرداري هاي سه بعدي به خوبي مورد استفا‌ده قرار مي‌گيرند.
توجه به نكات ذير در رابطه با iPAT توصيه ميشود :
1) المان هاي كويل درجهت‌ان‌كدينگ فازي قرار گرفته باشند.
2) به تعداد لازم حداقل برابر با فاكتورPAT از المان هاي كويل انتخاب شده باشند.
3) فاصله بين كويل و بدن از حداقل لازم برخوردار باشد به‌ويژه در شكم،قلب‌و آنژيو .
4)در پروتكل‌هاي single shot مانندEPI استفا‌ده ازiPAT باعث بهبود كيفيت مي شود و روي زمان تصويربرداري اثري ندارد.
5)كاهش سيگنال به نويز بايستي مورد توجه قرار گيرد و در برخي موارد جبران سازي شود.
6) هنگام استفا‌ده ازmSENSE بايستي مطمئن شد كه در جهت‌ان‌كدينگ فازي به اندازه كافيFOV بزرگ انتخاب شده باشد و در صورت نياز ازPhase over sampling استفا‌ده شود.
7)هنگام استفا‌ده ازiPAT با پروتكل‌هاي GRE (گراديان اكو) استفا‌ده از حالت چند پاسخي(Multi echo) امكان پذير نيست.
منبع: نشریه مهندسی پزشکی شماره ۹۱