Magnetisk resonanstomografi

Transkript

1 EXAMENSARBETE 2006:33 HV Magnetisk resonanstomografi MAGNUS YLITALO JOAKIM PETERS HÄLSOVETENSKAPLIGA UTBILDNINGAR RÖNTGENSKÖTERSKA Institutionen för Tillämpad fysik Maskin- och materialteknik Avdelningen för Fysik 2006:33 HV ISSN: ISRN: LTU - HV - EX / SE

2 Luleå tekniska universitet Institutionen för Tillämpad Fysik, Maskin- och Materialteknik Avdelningen för Fysik Magnetisk resonanstomografi Litteraturstudie Magnus Ylitalo Joakim Peters Röntgensjuksköterskeprogrammet 120 poäng Vårterminen 2006 Handledare: Thomas Falk, röntgensjuksköterska Examinator: Niklas Lehto, universitetslektor

3 Förord Vi vill tacka vår examinator och lärare Niklas Lehto som lärt oss mycket under vår studietid och som varit till stöd och hjälp under vårt examensarbete. Ett tack också till personalen på röntgenavdelningarna i Piteå och Gällivare som under den kliniska placeringen tagit hand om oss på ett bra sätt och gett oss mycket som vi kommer att ha nytta av i framtiden. Det stöd vi haft från våra nära och kära under hela utbildningstiden har också varit ovärderligt Luleå i maj 2006 Magnus Ylitalo Joakim Peters

4 Summary This study deals with the subject magnetic resonance imaging (MRI), and can be said to provide an orientation in the subject since much of the terminology occurring in MRI and the system s basic functions are discussed. There is a lot of literature in the field, so for anyone interested, the reference list found in this paper can serve as a guide to further studies. The report discusses the elementary physics of MRI, where terms as proton spins, net magnetization and relaxation times are mentioned. The report then continues with a survey over MRI hardware and the variants of systems that are available, that is permanent-, resistive- and superconducting magnets. Superconducting magnetsystems have been the main focus of this work because they are most common clinically. Image formation is about how the computersystem produces an image from the signals that are received from the patient, for instance: how can one know exactly from where in the patient a signal origins? The answer to this question is through gradients, but terms as weighted images, signal to noise ratio (SNR) and pulse sequences are also introduced. Artefacts (distortions in the picture) exist in all medical imaging, also in the field of MRI. Primarily, artefacts caused by motion and metallic objects are emphasized since they are rather common and may affect the pictures in a way that troubles making a diagnosis. What is the benefit of MRI? When is MRI used? The short answer to these questions would be that contrast resolution is the main advantage of MRI, which means the ability to differentiate between varying soft tissues. For example, when it comes to investigating knees no other modality than MRI really can show the structures as clearly. Finally, issues as safety, health concerns and the future development of MRI are brought up. Metallic implants positioned in sensitive places and metallic objects that turn to projectiles in the nearness of the very strong magnet are obvious risks. Regarding the eventuality of the strong magnet fields being harmful, the technology as it is used today is considered safe both to patients and staff, but research goes on to ensure that every aspect of MRI is secure.

5 Sammanfattning Denna rapport behandlar ämnet magnetisk resonanstomografi (MR), och kan sägas vara en orientering i ämnet, då många av de inom MR förekommande begreppen behandlas och systemets grundfunktioner tas upp. Det finns mycket litteratur i ämnet och för den intresserade finns alla möjligheter att fördjupa sig, referenslistan längst bak i detta arbete kan tjäna som boktips och guide till att komma igång med vidare studier. Arbetet tar upp den fysik som ligger till grund för magnetisk resonanstomografi och begrepp som protonspinn, nettomagnetisering och relaxationstider gås igenom. Dessutom görs en genomgång av hårdvaran i MR systemet och de olika varianter av system som finns, det vill säga permanenta-, resistiva- och supraledande magneter. Detta arbete fäster störst vikt vid de supraledande magnetsystemen eftersom de är de klart dominerande kliniskt. Bildframställning handlar i grund och botten om hur datorsystemet gör en bild av de signaler som mottas från patienten, till exempel: hur går det att avgöra exakt varifrån i patienten en signal kommer? Svaret på denna fråga heter gradienter, men ytterligare begrepp som viktade bilder, signal to noise ratio (SNR) och pulssekvenser introduceras också. Artefakter, det vill säga bildförvrängningar, förekommer inom all medicinsk bildtagning, så också inom MR. Framförallt artefakter orsakade av rörelse och metalliska föremål betonas då de är relativt vanligt förekommande och kan påverka bilderna på ett sätt som gör det svårare att diagnostisera. Vad är det som är så bra med MR? När används MR? Ett kortfattat svar på dessa frågor är att kontrastupplösningen är magnetkamerans absolut starkaste sida, vilket betyder dess förmåga att kunna särskilja vävnadstyper såsom olika mjukdelar från varandra. Ett exempel på undersökning då egentligen ingen annan undersökningsmetod än MR kan ge ett så högt diagnostiskt värde är vid utredning av knän, där MR bilder tydligt kan särskilja de ingående strukturerna som menisker och korsband. Slutligen behandlas frågor som säkerhet, hälsorisker och MR:s framtida utveckling. Metalliska implantat på känsliga ställen och metalliska föremål som blir till projektiler i närheten av den starka magneten är de uppenbara riskerna. Avseende de starka magnetfältens eventuella hälsovådlighet anses tekniken, som den används idag, vara säker för både patienter och personal, men forskning pågår fortlöpande för att kunna vara helt säker vad gäller alla aspekter.

6 Innehållsförteckning 1 INLEDNING MR TEORI HISTORIK FYSIKEN BAKOM MR Kärnspinn Tippning av nettomagnetiseringen till x-y planet T1-relaxation (longitudinell relaxation) T2-relaxation (transversell relaxation) MR-UTRUSTNINGEN Olika MR system Komponenterna i ett MR system Avskärmningar UNDERSÖKNINGEN Förberedelser Hur går undersökningen till? Användningsområden för MR BILDFRAMSTÄLLNING Spatiell- och kontrastupplösning Protondensitet och relaxationstider Viktade bilder T1-viktning och repetitionstid (TR) T2-viktning och ekotid (TE) Protondensitetsviktning Saturation Tippningsvinkel (flip angle) Presaturation Spatialavkodning (rumslig avkodning) Datorns sätt att skapa en bild Faktorer som påverkar SNR (Signal to Noise Ratio = signal-brus förhållande) Snittjocklek och bandbredd Field of view (FoV) och matrisstorlek Antalet mätningar Snabb bildgenerering Pulssekvenser Spinneko (SE) IR (Inversion Recovery) GRE (Gradienteko) EPI (Echo Planar Imaging) SR (Saturation Recovery) T1 FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) T2 FLAIR FIESTA (Fast Imaging Employing Steady State Acquisition DW-EPI (Diffusionweighted Echo Planar Imaging) ARTEFAKTER... 20

7 2.6.1 Rörelse- och flödesartefakter MR KAMERANS FÖR- OCH NACKDELAR Fördelar med MR Nackdelar med MR MR kontra Datortomografi SÄKERHET, RISKER OCH KONTRAINDIKATIONER Implantat Risker och kontraindikationer Magnetquench MR-KONTRASTMEDEL ÄR MR FARLIGT? RESULTAT DISKUSSION OCH SLUTSATS REFERENSLISTA BILAGA 1: INFORMATIONSBLAD TILL PATIENTER... 1 BILAGA 2: TEKNIKINFORMATION TILL PATIENTER... 1

8 1 Inledning Magnetisk resonansteknik är ett brett ämne om vilket det finns mycket att skriva och den teoretiska delen i ämnet anses av många som komplicerad. Patienter som kommer för att genomgå en magnetkameraundersökning (MR) vet i många fall inte vad en MR-undersökning är, hur den går till, varför läkaren har ordinerat MR eller om den är farlig. Under den kliniska praktiken bekräftades denna uppfattning i och med att många patienter bland annat trodde att de utsattes för röntgenstrålning. Målet med rapporten har varit att den ska ha en bredd och ett djup i ämnet som gör den lämplig att använda för att förklara magnetisk resonanstomografi för många olika målgrupper, till exempel sjuksköterskor, studenter och andra intresserade. Arbetet har i huvudsak inriktats mot supraledande magnetsystem, vilka i dagsläget är vanligast förekommande kliniskt. Djupgående matematik och fysik har undvikits på grund av att detta inte ingår i målet med rapporten. Under den kliniska praktiken har det framkommit att även personal på röntgen kan ha nytta av vissa delar av innehållet i rapporten för att få en djupare förståelse för tekniken bakom magnetkameran. Utifrån rapporten har sedan informationsblad tagits fram som riktar sig till patienter och beskriver MR på ett lättförståeligt sätt. Rapporten har gjorts i form av en litteraturstudie. Relevant litteratur har samlats ihop och studerats för att få en bra teoretiskt grund inför framtagandet av rapporten och informationsbladen. Syftet är att sammanställa och förenkla den befintliga litteraturen som finns i ämnet och göra den mer lättläst och lättförståelig. Rapporten ska innehålla den grundläggande information som kan efterfrågas av röntgensjuksköterskor och även av patienter. Under den kliniska praktikplaceringen har ytterligare information samlats in om tekniken och det praktiska handhavandet av apparaturen. Dessutom har personalen på röntgenavdelningen tillfrågats om vad som kan vara relevant för patienten att veta när denne kommer för att genomgå en MR undersökning. I kontakten med patienterna har också funderingar och frågor fångats upp och använts i arbetet med informationsbladen. 1

9 2 MR teori 2.1 Historik År 1946 beskrev Bloch och Purcell oberoende av varandra nukleär magnetisk resonans. De fick senare 1952 års nobelpris i fysik för detta arbete. Bloch anses vara den magnetiska resonansens fader och kan sägas ha betytt lika mycket för MR som Röntgen betytt för den konventionella röntgentekniken. Även nobelpriset i medicin 2003 som tilldelades Lauterbur och Mansfield för deras upptäckter rörande avbildning med magnetresonans har gjort magnetkameran möjlig (Kungliga vetenskapsakademien Bushong Levitt 2001). I Juli 1977 genomfördes den första MR undersökningen på en människa. Det tog nästan fem timmar att generera en bild och den var efter dagens standarder av ganska dålig kvalitet. När detta genomfördes hade doktor Raymond Damadian, doktor Larry Minkoff och doktor Michael Goldsmith laborerat i sju år för att nå till denna punkt. De kallade originalmaskinen för "Indomitable" (outtröttlig, oövervinnelig) eftersom många ansåg att de kämpade för något som var omöjligt (Gould 2006). 2.2 Fysiken bakom MR Det finns många olika benämningar på magnetisk resonanstomografi, till exempel nuclear magnetic resonance (NMR= nukleär magnetisk resonans) och nuclear magnetic resonance imaging (NMRI= nukleär magnetisk resonansbildtagning), men ordet nukleär undviks eftersom det kan ge en klang av att undersökningen är farlig. Istället används MR eller MRI som står för magnetic resonance respektive magnetic resonance imaging eller på svenska: magnetisk resonans/magnetisk resonansbildtagning (Bushong 2003). Den gren av fysiken som beskriver vad som händer vid en MR undersökning är kvantmekaniken. Kvantmekaniken beskriver beteendet hos små objekt som exempelvis röntgenfotoner, protoner, neutroner och elektroner. Kvantmekaniken är komplex och ger ingen lättförståelig bild av vad som händer vid en MR undersökning, så även om den mest korrekt beskriver MR så kommer kvantmekaniken att undvikas här. MR kan till stora delar beskrivas genom klassisk fysik, det vill säga den gren inom fysiken som beskriver stora objekt som exempelvis raketer, bilar och pingisbollar. Det enda inom kvantmekaniken som denna rapport behandlar är kärnspinn eftersom det inte kan undvikas för att ge en korrekt bild (Bushong 2003) Kärnspinn Alla atomkärnor har en egenskap som kallas för spinn, vilket betyder att de roterar runt sin egen axel liknande som jordklotet gör (se figur 1). En laddad spinnande massa i sin tur ger upphov till ett magnetfält (Bushong 2003). 2

10 Figur 1. Den vänstra bilden visar en proton som precesserar runt magnetfältet. Den högra bilden visar att protonen samtidigt roterar runt sin egen axel (Gould 2006). Av de atomer som kroppen består av är cirka 80% väteatomer (det mesta i vatten), vilket är fördelaktigt eftersom just väte lämpar sig bra för magnetisk resonans. Detta beror på att vätekärnan består av en spinnande proton som är magnetisk, den har ett så kallat magnetiskt moment. När en människa placeras i ett starkt magnetfält beter sig protonerna (vätekärnorna) som små magneter och ställer in sig i förhållande till magnetfältet, antingen parallellt med detta eller antiparallellt, se figur 2. Det som händer är att människan blir polariserad, det vill säga får en nord- och en sydpol som en vanlig magnet, vilket uttrycks som att personen får en nettomagnetisering. Magnetfältet går parallellt med magnettunneln (den öppning i MR kameran där patienten placeras), det vill säga om patienten placeras på rygg i MR kameran kommer väteprotonerna att rada upp sig så att de pekar antingen mot fötterna eller mot huvudet. De flesta protoners magnetiska moment kommer att ta ut varandra, det blir bara ett fåtal av alla miljoner som inte kvittas (cirka 7 stycken per miljon), men det räcker för att få en magnetisering som går att påverka och mäta upp och därigenom skapa bilder (Westbrook Bushong Widman Gould 2006). Från början pekar protonerna åt alla möjliga håll men det yttre magnetfältet gör att de ställer in sig. Överskottet av protoner som pekar åt ett håll leder till en samverkan som skapar en magnetisering som pekar i den riktningen. Eftersom några fler protoner pekar i magnetfältets riktning än emot det så blir nettomagnetiseringen riktad åt samma håll som det statiska magnetfältet (Westbrook Bushong Widman Gould 2006). 3

11 Figur 2. Alla väteprotoner kommer att ställa in sig efter magnetfältet i den ena eller andra riktningen. De flesta tar ut varandra men det finns alltid några fler åt ett håll (Gould 2006). Ytterligare ett fenomen inträffar när patienten placeras i magnetfältet: protonerna börjar precessera, vilket betyder att de börjar rotera med en viss vinkel kring det magnetiska fältets riktning (se figur 1). Observera att detta är något annat än det spinn som protonerna har kring sin egen axel. Precession illustreras enklast med en leksakssnurra som snurras igång på en plan yta och efter ett tag då den börjar luta visar den precession på ett perfekt sätt. Förutom att den roterar runt sin egen axel precesserar den runt lodlinjen exakt som protonerna precesserar runt magnetfältets riktning. Precessionen sker med en hastighet som är beroende av magnetfältets styrka och den gyromagnetiska konstanten för ämnet enligt Larmorekvationen ω= γ*b 0 där γ är den gyromagnetiska konstanten (för väte: 42,6 MHz/T) och B 0 är magnetfältets styrka. Detta leder till att i ett magnetfält på 1,5 T (tesla) sker precessionen med frekvensen 63,9 MHz (Jacobson Bushong 2003) Tippning av nettomagnetiseringen till x-y planet Den nettomagnetisering som uppkommit är som sagt i magnetfältets riktning, men jämfört med huvudmagnetfältet är den mycket liten, så den kan inte mätas, utan den måste påverkas att peka i en riktning som är vinkelrät mot huvudmagnetfältet B 0. Detta uppnås genom att tillföra protonerna energi genom att sända in en radiofrekvent puls (RF-puls) med samma frekvens som protonerna precesserar med, se figur 3 (Westbrook Bushong 2003). Efter att en puls skickats in som är anpassad så att den vrider nettomagnetiseringen 90 (kallas för 90 RF-puls), kommer spinnen att vrida sig vinkelrätt mot magnetfältet. Det som också händer är att spinnen börjar precessera i takt (fas) och de ger upphov till en radiosignal som kommer från patienten. Genom att denna signal ligger inom det radiofrekventa området kan signalen registreras med hjälp av en radiomottagare. Det går alltså att få atomkärnorna att kommunicera med en radiosändare/mottagare (Jacobson 1995). Kommunikationen sker alltså i tre steg. Först placeras patienten i ett kraftigt magnetfält och då kommer kärnspinnet att precessera med en given frekvens, 4

12 Larmorfrekvensen. Därefter skickas en radiofrekvent puls med en anpassad frekvens in, vilket gör att kärnorna tar upp energi och spinnen ändrar riktning. Direkt efter att pulsen upphört, avges energin i form av en svag radiosignal som kan mätas. Genom att mäta styrkan på signalen och hastigheten med vilken signalen avklingar framställs detaljrika bilder på kroppens vävnader. Metoden kan endast användas på isotoper med udda antal kärnpartiklar eftersom jämna par tar ut varandra. Den viktigaste isotopen vid MR är väte, som gör det möjligt att avbilda de flesta organ i kroppen, men dock inte skelettet som innehåller för lite väte som också är för hårt bundet. För andra isotoper är metoden inte lika känslig då de inte förkommer i lika stor utsträckning i kroppen (Jacobson 1995). Z 90 RFpuls in Z M 0 M xy = M 0 X Y X Figur 3. Vänstra bilden visar nettomagnetiseringen M 0 före RF-pulsen. Den högra visar att nettomagnetiseringen blivit tippad 90 och befinner sig i x-y planet T1-relaxation (longitudinell relaxation) T1-tidskonstanten är vävnadsspecifik och säger hur snabbt spinnet i en specifik vävnad gör sig av med den absorberade RF energin. Hur snabbt detta går beror på vävnadsmolekylens storlek och typ av omgivning. Vattenmolekylen är liten och rör sig snabbt och slumpartat i sin omgivning och har därför liten möjlighet per tidsenhet att göra sig av med sin energi. Därför har vatten och cerebrospinalvätska långa T1- relaxationstider. Den stora tröga fettmolekylen har däremot en kort T1-tid (Heinrichs 1993). Det som händer med nettomagnetiseringen efter att RF-pulsen slagits av är att den börjar växa tillbaka i z-led, se figur 4. T1-tidskonstanten är ett mått på hur fort denna tillväxt av magnetiseringen i z-riktningen sker (Bushong 2003) T2-relaxation (transversell relaxation) Den longitudinella relaxationen och den transversella relaxationen sker samtidigt men inte med samma hastighet, de är oberoende av varandra och T2-relaxationen går fortare. Den transversella relaxationen anger hur snabbt spinnen kommer ur fas vilket samtidigt säger hur fort det går för nettomagnetiseringens komponent i x-y planet att försvinna, se figur 4. Urfasningen orsakas av interaktionen (samverkan) mellan de individuella spinnen och denna spinn-spinn interaktion bestämmer T2-konstanten. T2- konstanten är också vävnadsspecifik, i solida material med fast atomomgivning är T2- relaxationstiden kort, i storleksordningen μs (mikrosekunder) medan den i vätskor som har större avstånd mellan de ingående molekylerna är längre (Heinrichs Bushong 2003). Y 5

13 Z RF-puls ut M z X M xy Y Figur 4. Bilden visar hur magnetiseringen i x-y-planet avtagit (T2-relaxation) och hur magnetiseringen i z-led börjat växa tillbaka (T1-relaxation). Jämför med figur 3. Samtidigt avges en signal (FID) från patienten. 2.3 MR-utrustningen Ett MR system består förenklat av tre delar: en magnet, en dator och en arbetsstation. Datorn ska kunna ta hand om ett stort antal beräkningar. Vid en jämförelse mellan datortomografi (DT) och MR är skillnaden att vid MR samlas mer data in och de beräkningar som görs är längre och mer komplicerade än de som görs av datorn vid DT (Thelander Bushong 2003). Figur 5. Principskiss över MR systemet (Bushong 2003). Magneten är placerad i ett gantry som också innehåller annan elektromagnetisk utrustning. Till skillnad från DT innehåller gantryt inga rörliga delar. Arbetsstationen liknar den som används vid DT (Thelander Bushong 2003) Olika MR system Det finns tre olika typer av MR system, och det som skiljer dem åt är vilken typ av magnet som används. Den mest använda magneten är en supraledande elektromagnet, men det finns även resistiva elektromagneter och permanentmagneter (Thelander Heinrichs 1993). Styrkan på en magnet mäts i enheten tesla (T). En annan enhet som magnetstyrkan kan mätas i är Gauss (1 T = Gauss). Magneter med styrkan 1-1,5 T är vanligast vid medicinsk bildtagning men magneter på upp till 60 T används i forskning. Jämfört med jordens magnetfält som är på 50 μt är det tydligt hur starka dessa magneter är (Gould 2006). 6

14 Figur 6. En fullastad pallbock har sugits in i magneten (Gould 2006). Varje magnettyp har sina för- och nackdelar. De permanenta magneterna är den mest kända magnettypen bland allmänheten, det är den magnettyp som nyttjas i bland annat kompasser och för att fästa kom-ihåg-lappar på kylskåpet. Permanentmagneter består av block som är gjorda av järnmagnetiska legeringar. Dessa magneter är billiga och används också flitigt i alla möjliga sammanhang. Permanentmagneterna som används vid MR kallas ofta för "öppet MR system" och klaustrofobiska och oroliga patienter upplever av förståeliga skäl designen mer bekväm. En fältstyrka på ungefär 0,3 T är vanligt för denna typ. Några fördelar med permanentmagneter är att de inte har något yttre magnetfält (se kapitel 2.3.3) och att de inte kräver någon energiförsörjning eller kylning. Nackdelarna är den låga fältstyrkan, den ganska dåliga fälthomogeniteten och den höga vikten (90 ton!). Permanenta magneter finns bara på ett fåtal av de större sjukhusen i Sverige (Heinrichs Bushong 2003). De resistiva elektromagneterna håller på att göra något av en comeback efter att tidigare nästan helt försvunnit från den kommersiella MR scenen. Fältstyrkan är upp till 0,3 T för dessa magneter. De här magneterna är formade som ett c, och har ett vertikalt magnetfält. Jämfört med supraledande magneter är de både billigare och lättare att stänga av. Det yttre magnetfältet är också mindre: 2 meter till 0,5 mt gränsen jämfört med ungefär 10 meter för supraledande magneter (0,5 mt är det gränsvärde som kan orsaka att pacemakers inte fungerar som de ska). Den största nackdelen är den stora elkonsumtionen samt jämfört med supraledande magneter att fälthomogeniteten är betydligt sämre, ppm (parts per million) jämfört med endast 0,1-5 ppm för de supraledande magneterna. En dålig fälthomogenitet ger sämre spatiell- och kontrastupplösning (Thelander Bushong 2003). De supraledande magneterna är skrymmande och det beror mest på kravet att hålla magnetspolarna vid en låg temperatur. Den låga temperaturen som är nära absoluta nollpunkten (-273,15 C) bibehålls genom att använda flera isolerande kamrar, och de medier som används för att få en låg temperatur är flytande gaser (kryogener). Vid MR används flytande helium och/eller flytande kväve. Det starka magnetfältet i supraledande magneter skapas av en elektrisk ström som flyter i en stor spole. Fördelarna med de supraledande magneterna jämfört med de permanenta är att när magneten väl har laddats upp till den önskade fältstyrkan, består fältet och nätspänningen kan tas bort. Den primära fördelen med de supraledande magneterna är 7

15 den höga fältstyrkan, värden mellan 0,5 T och 4 T förekommer, även om de flesta kliniska bildtagningssystemen är endera 0,5 T, 1,0 T eller 1,5 T. Hög fältstyrka är eftertraktad eftersom det ger högre SNR (signal to noise ratio) i bilden, vilket enkelt uttryckt ger bilder med bättre spatiell- och kontrastupplösning. En annan fördel är det homogena magnetfält som dessa magneter har, dessutom kan magnetfältet shimmas (göras homogent) på ett sätt som inte är möjligt för de andra magnettyperna. Alla kliniskt använda supraledande magneter använder niob-titan legeringar som har en kritisk temperatur vad gäller supraledning på cirka 9 K (-264 C). För att kunna hålla en så låg temperatur på ledaren måste den sänkas ner i flytande helium. Detta behov av flytande gas är en av nackdelarna med detta system eftersom det är dyrt. Kostnaden för flytande helium är kronor per liter och den årliga kostnaden kan överstiga kronor eftersom heliumet kokar bort eftersom, men med nyare teknik minskas bortkokningen allt mer. En annan nackdel är det starka yttre magnetfältet som för en 1 T magnet sträcker sig 10 meter i alla riktningar innan det sjunkit under det kritiska värdet 0,5 mt. Elförbrukningen är trots allt förhållandevis låg eftersom det efter att magneten startats upp och fältstyrkan uppnåtts inte krävs någon el för att bibehålla magnetfältet (Bushong Heinrichs Thelander 2000). Vad menas med supraledande? Vid rumstemperatur har alla ledande material ett motstånd (resistans). Utan ett nätaggregat som konstant tillför energi, kommer den elektriska ström som flyter i en krets att minska på grund av att den tappar energi. Supraledare är material som inte har något elektriskt motstånd vid mycket låga temperaturer. En konstant hög ström (över 400 ampere) kommer att flyta utan att tappa energi. För att material ska uppföra sig som supraledare måste de kylas ner till sin kritiska temperatur (Heinrichs 1993) Komponenterna i ett MR system MR systemen innehåller ett antal grundläggande komponenter. För att kunna generera bilder, läggs såväl magnetfältsgradienter som RF-pulser på ett homogent magnetfält. Detta betyder att ett typiskt MR system innehåller tre delsystem: Magneten Ett gradientsystem Ett RF system (Thelander 2000). Det viktigaste kriteriet för en magnetkamera är homogeniteten hos dess huvudmagnetfält. Inhomogeniteter i magnetfältet gör att bilderna blir förvrängda. För att förhindra sådana bildfel måste magneten justeras in under installationen för den lokala miljön och avvikelser i utrustningen, en process som kallas shimning används. Det finns både aktiv och passiv shimning: Passiv shimning små metallplattor fästs på magneten. Deras placering kompenserar för inhomogeniteter eller förvrängningar i magnetfältet Aktiv shimning spolar skapar små magnetiska fält som kompenserar för inhomogeniteter i huvudfältet (Heinrichs 1993). MR systemet innehåller tre gradientspolesystem. De benämns som x-, y- och z- gradienter. Dessa magneter har låg styrka jämfört med huvudmagneten, de har en styrka från millitesla. Högprestanda gradientspolar måste växla strömmar upp till 200A med stor exakthet och stabilitet (Heinrichs Gould 2006). 8

16 Protonernas spinn stimuleras av pulsade magnetiska RF-fält. Dessa så kallade RFpulser sänds in i kroppen; den från kroppen utsända RF-signalen måste sedan tas emot för den innehåller informationen som används för bildframställning. RF-spolar är antenner som fungerar som sändare och mottagare och spolen kommer i alla storlekar och former (se figur 8). De mest använda spolarna är sadel- eller cylinderformade, några exempel: Volymspole - omger den volym som skall undersökas, exempelvis huvud-, kropps- och extremitetsspolar Ytspole - ryggmärg, axlar och små anatomiska strukturer undersöks Hålrumsspole - är en liten ytspole som placeras i kroppshåligheter för att kunna ta bilder på dem, till exempel prostata, uterus och rektum. Fasade arrayspolar (Phased-array coils) - består av flera spolar som är sammankopplade seriellt eller parallellt. Detta ger bilder med hög spatiell upplösning (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). Figur 8. A- ryggspole, B- kroppsspole, C- axelspole, D- skallspole (Bushong 2003). Fler komponenter måste läggas till för att bilder av hög kvalité ska kunna genereras och för att bilderna sedan ska kunna utvärderas och dokumenteras, dessa komponenter är: Ett datorsystem En användar- och utvärderingskonsol Ett dokumentationssystem (Heinrichs 1993). MR signalen bearbetas av datorsystemet som gör den digital och varje pixel tilldelas ett värde. Med tanke på att bilden rekonstrueras från en komplex MR signal med hjälp av fouriertransformation (matematisk procedur) måste bildprocessorn räkna ut stora mängder data, för en bild i 256 matris format måste 256x256 = pixlar räknas ut. En dator som kan hantera sådana mängder data inom en rimlig tid måste användas, och denna består av flera processorer och minnen som jobbar samtidigt och är 9

17 ihopkopplade parallellt eller i serie. MR bildrekonstruktionen följer utvecklingen av datorkraft och går allt snabbare (Hashemi, Bradley & Lisanti 2004). Arbetsstationerna används till: Patientdatahantering Programval och -körning Visning av bildresultat Efterbehandling av bilder Dokumentation och arkivering av bilder. Korttidssparandet av bilder sker på arbetsstationens hårddisk medan långtidssparandet vanligtvis sker på servrar som även andra sjukhus kan ha tillgång till (Heinrichs 1993) Avskärmningar Avskärmning av det yttre magnetfältet (fringe field) måste göras. Det yttre magnetfältet är det fält som finns utanför magnetkärnan och inte bidrar till bildprocessen och som dessutom kan orsaka att till exempel en pacemaker slutar fungera. Det finns passiv- respektive aktiv avskärmning (Bushong Heinrichs 1993). Passiv avskärmning är en metod som innebär att järn placeras runt magneten vilket leder till en minskning av det yttre magnetfältet. Vikten på systemet ökar drastiskt vid användande av passiv avskärmning, till exempel behöver en 1,0 T magnet ungefär 20 ton avskärmning och en 1,5 T magnet behöver cirka 30 ton järn. Denna metod är vanlig på dagens kliniska system och är också dyr (Heinrichs Bushong 2003). Aktiv avskärmning som används allt flitigare idag är, räknat i kilogram, en lättare avskärmning. Denna typ av avskärmning innebär att extra spolar fästs utanpå magneten. Dessa spolar reducerar det yttre fält som skapas av primärspolarna (GE Medical System Heinrichs 1993). RF avskärmning av ett MR system är också nödvändig att göra. Detta eftersom RFpulserna ligger inom radiovågsområdet. Orsakerna till RF avskärmning är: störande elektromagnetiska vågor till exempel från radio- och tv stationer samt elektriska maskiner kan störa mätprocessen och ge bildartefakter RF signalen kan bli en störningskälla för andra sändare Rummet som magnetsystemet installeras i kallas Faradays bur, det innebär att rummets väggar är klädda med tunna kopparplattor och fönstren innehåller elektriskt ledande skärmar (Heinrichs 1993). 2.4 Undersökningen Förberedelser Inför en MR undersökning krävs inga speciella förberedelser men patienten får ett informationsblad samt ett frågeformulär. Frågeformuläret innehåller ett antal ja och nej frågor som ska säkerställa att patienten kan genomföra undersökningen utan risk för hälsan. Om patienten svarar ja på någon av frågorna ska patienten ta kontakt med personalen på röntgen eller med sin läkare. Det kan vara en god idé att kissa strax före undersökningen, eftersom den tar ganska lång tid. Ibland måste patienten fasta några 10

18 timmar innan, detta gäller framförallt när organen i buken ska undersökas. På grund av det starka magnetfältet ska alla smycken, metallföremål, elektronisk utrustning och kreditkort lämnas utanför undersökningsrummet (Widman 2004) Hur går undersökningen till? Innan patienten kommer in för att undersökas laddar personalen in patientdata i datorprogrammet och väljer den undersökning som skall genomföras utifrån remissen. Personalen väljer de sekvenser som ska köras utifrån metodboken och läkarens önskemål. Sedan går personalen in i magnetrummet och applicerar den spole som ska användas på undersökningsbordet. När patienten kommer till undersökningen går personalen igenom frågeformuläret och patienten informeras om vad som kommer att hända och vad som krävs för en bra undersökning. När patienten har bytt om och personalen har iordningställt undersökningsbord och spole får patienten komma in i magnetrummet och lägga sig på undersökningsbordet. När patienten är placerad i en korrekt och bekväm position så får denne en signalknapp för att ha möjlighet att ta kontakt med personalen, samt öronproppar och hörlurar med musik mot det höga ljud som hörs under sekvenskörningen, men även för att patienten ska bli lugn och kunna tänka på annat under den relativt långa undersökningen. Den kroppsdel/organ som ska undersökas placeras i/på en spole. Beroende på vilket organ eller kroppsdel som ska undersökas så kan patienten åka in med huvudet eller fötterna först i magnettunneln. Där får patienten ligga medan magnetkameran tar bilderna. Det är viktigt att patienten kan ligga stilla för att bilderna ska bli bra. Vid en normalundersökning tas cirka 100 bilder under 30 till 90 minuter. Personalen finns utanför magnetrummet och kan se patienten genom en glasruta. Undersökningen är helt smärtfri, men vissa personer tycker att det är obehagligt att ligga i tunneln, speciellt klaustrofobiska patienter. Personalen går ut ur magnetrummet och stänger dörren (viktigt) varefter alla inställningar i programmet kontrolleras och den så kallade localizern/scouten (GE/Siemens) körs för att ha något att utgå ifrån när de övriga sekvenserna skall ritas in. Det körs T1- och T2 sekvenser i olika plan (sagitellt, transversellt, coronalt). Det finns ett stort antal sekvenser som kan väljas och de är ofta olika beroende på vilket organ och typ av vävnad som undersöks. När grundundersökningen är klar är det vanligt att läkaren kommer och tittar på bilderna för att avgöra om någon fler sekvens ska köras eller om kontrast skall ges till patienten. När alla sekvenser är klara kontrolleras bildernas kvalitet för att sedan sparas och granskas. Patienten tas ut från MR kameran och informeras om att svaret går till remitterande läkare Användningsområden för MR Undersökningen används för att upptäcka och kartlägga många olika sjukdomar och tillstånd som är dolda eller svåra att se vid röntgen- och datortomografiundersökning. Några exempel är tumörer, aneurysm, ögonsjukdomar, sjukdomar i hjärnans blodkärl, men också olika organ såsom hjärta, lever, njurar och mjälte samt vissa skelettsjukdomar kan visualiseras (Widman 2004). Med en MR kamera är det möjligt att avbilda i stort sett alla vävnader i kroppen. Vävnader som har minst väteatomer eller hårt bundet väte (ben) ger en låg signal, medan vävnader som består av fler väteatomer (fettvävnad) ger en hög signal. Genom 11

19 att köra olika sekvenser är det möjligt att få information om de olika typerna av vävnad som finns (Brandt 2005). En magnetkamera kan också skapa en bra bild på de vävnader som omges av benvävnad, så tekniken är användbar vid undersökning av hjärnan och ryggmärgen. Genom att MR ger en så detaljerad bild så är det den bästa tekniken när det kommer till att hitta tumörer (god- eller elakartade tillväxter) i hjärnan. Denna teknik gör det också möjligt att upptäcka andra förändringar i hjärnan som MS (multipel skleros), syrebrist i hjärnvävnaden efter en stroke och förändringar i samband med blödningar. Defekter som har byggts upp sen födseln, som till exempel förtjockning av hjärtmuskeln liksom ledsjukdomar kan diagnostiseras (Brandt 2005). 2.5 Bildframställning Det mänskliga ögat kan se drygt 20 nyanser av grått medan MR signalen från patienten innehåller cirka 1000 gråskalenyanser. Eftersom ögat har den begränsning det har är det sålunda tillräckligt med någonstans mellan 32 och 256 (jämna potenser av 2) gråskalenivåer för att ingen information ska gå förlorad. Ändå är det viktigt att ögats förmåga att skilja grånyanser från varandra används fullt ut, och det görs genom fönstersättning så att hela gråskalan kan användas för diagnostisering. Ögat är däremot bra på att särskilja färger, tusentals färger kan urskiljas, så det optimala vid medicinsk bildtagning vore att nyttja detta fysiologiska faktum fullt ut eftersom det ger mera information; funktionell MRI (fmri) är det första steget i den riktningen, men än så länge är det ovanligt med färgbilder, de flesta medicinska bilderna är svartvita (Huettel, Song & McCarthy Bushong 2003). Hur som helst är det viktigt att alltid vara medveten om att medicinska bilder är representativa, det vill säga de representerar något annat än det som bilden visar. En MR bild till exempel är i grund och botten en karta över kärnkarakteristikan hos kroppens atomer. Bilderna granskas med avseende på dels den spatiella upplösningen och dels kontrastupplösningen. De tre spatiella kriterierna som vägs in vid bildutvärderingen är storlek, form och läge. Vad som anses som normalt är baserat på erfarenhet. När kontrastupplösningen studeras bedöms huvudsakligen om objektet är normalt, ljust eller mörkt. Numera börjar datorassisterad bildutvärdering vinna mark och vinsterna med detta är att granskningen blir mera objektiv och detaljerad (Bushong 2003) Spatiell- och kontrastupplösning Med spatiell upplösning menas förmågan att särskilja två separata objekt från varandra. Den spatiella upplösningen hos både MR och datortomografi är sämre än vid konventionell röntgen. Konventionell röntgen har en spatiell upplösning på 0.05 mm medan DT och MR klarar 0.25 mm. Detta beror på att MR och DT bilder är digitala och därmed begränsade av pixelstorlek. Som jämförelse klarar det mänskliga ögat 0.05 mm och ultraljud 2.0 mm. När det gäller kontrastupplösning är däremot MR klart bäst, och det är just kontrastupplösningen som är den största fördelen med MR. Även om både DT och MR har samma spatiella upplösning, vilket innebär att pixeln ligger på samma ställe i bilden, så skiljer sig pixelns gråskalenyans åt mellan de båda undersökningsmetoderna. Ytterligare en fördel med MR är möjligheten att direkt kunna få transversella, sagittala och coronala bilder, vid DT är bilderna transversella 12

20 och rekonstrueras till de andra planen (Hashemi, Bradley & Lisanti Bushong 2003) Protondensitet och relaxationstider De tre huvudsakliga MR parametrarna är protondensitet (PD), T1-relaxation (T1) och T2-relaxation (T2). Fler parametrar såsom bland annat rörelse och paramagnetiska material påverkar också pixelns utseende i bilden, men denna rapport kommer inte att behandla dem då de är sekundära och arbetet skulle bli alltför djupgående. Vid en MR undersökning utvärderas alltid PD, T1 och T2 när bilden konstrueras, då de är det som skiljer olika vävnader åt. Den linjära attenueringskoefficienten µ, som har betydelse för kontrasten vid konventionell röntgen, är ungefär densamma för de flesta mjukdelar. MR-parametrarna varierar betydligt mer och det gör det möjligt att skilja på olika vävnader utan att använda kontrastmedel. Här finns också förklaringen till MR:s överlägsna kontrastupplösning gentemot framförallt slätröntgen men också gentemot DT. Se tabell 1 för exempel på T1- och T2-tider (Bushong Hashemi, Bradley & Lisanti 2004). Tabell 1. Ungefärliga T1- och T2 relaxationstider vid fältstyrkan 1 T för olika vävnader (Bushong 2003). Vävnad T1 (millisekunder) T2 (millisekunder) Fett Lever Muskler Blod Vatten Viktade bilder MR bilder som enbart visar endera PD, T1 eller T2 går inte att framställa, utan MR bilder uppvisar påverkan av alla tre huvudparametrar. Däremot går det att bestämma vilken parameter som ska vara dominerande i bilden, och i detta sammanhang talas det om PD-, T1- och T2-viktade bilder. Beroende på vilka parametrar som väljs i MR sekvensen så syns klara skillnader i vävnadskontrast (Bushong Weishaupt, Köchli & Marincek 2003) T1-viktning och repetitionstid (TR) För att skapa en MR bild måste ett snitt exciteras (stimuleras) flera gånger och den från vävnaden utsända signalen måste mätas. TR är tiden mellan två på varandra följande excitationer av samma snitt. TR påverkar T1-kontrasten i en bild då den bestämmer hur mycket tid som finns för spinnet att återhämta sig från den tidigare excitationen. Med en längre TR hinner spinnet växa tillbaka längre i z-riktingen och mer longitudinell magnetisering finns att tillgå till nästa excitation. I sin tur så ger en större magnetisering en starkare signal. Genom att välja ett kort TR (<600ms) kommer T1 att påverka bilden märkbart. Vävnader med kort T1 kommer att snabbt relaxera (återgå) och skapa en stark signal efter förnyad excitation, vilket gör att vävnaden framträder ljus på bilden. Vävnader som har lång T1 kommer bara att relaxera till en liten del och kommer då inte att ge en lika stark signal. Dessa vävnader blir mörkare på bilden. En sådan här bild innehåller mer T1-information och kallas 13

21 T1-viktad. Om TR är större än 1500 ms så kommer alla vävnadstyper att få tillräckligt med tid att relaxera (återgå)och sända ut en stark signal. Detta reducerar T1:s påverkan på bildkontrasten (Westbrook Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). Figur 8. En T1-viktad ländrygg (Edelman 2005) T2-viktning och ekotid (TE) TE är tidsperioden mellan excitationen och mätningen av MR signalen. Ekotiden bestämmer vilken påverkan T2 ska ha på bildkontrasten. T2-tiden är kortare än T1- tiden, den är upp till några få hundra millsekunder. Om TE är mindre än 30 ms så blir signalskillnaderna inte så stora, T2-relaxationen har just börjat och signalen har ännu inte hunnit avklinga så mycket, så T2-viktningen på en sådan bild blir låg. Om TE istället är längre så kommer skillnaden mellan olika vävnader att synas tydligare. TEtiden ska vara av samma storleksordning som T2-tiden (>60 ms) eftersom vävnader med kort T2 på den tiden förlorat det mesta av sin signalstyrka och vävnader med lång T2 fortfarande har stark signal. Vävnader med låg signal blir mörkare på bilden än de med starkare. På T2-viktade bilder kommer till exempel cerebrospinalvätska (CSV) att bli ljusare än hjärnsubstans. CSV har liksom vatten ett stort T2-värde (Westbrook Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). Figur 9. En T2-viktad ländrygg (Edelman 2005) Protondensitetsviktning Protonviktade bilder har högre signal-brus förhållande (SNR) än de T1- och T2- viktade bilderna. De är speciellt bra till att visualisera strukturer som genererar en låg 14

22 signalintensitet. De presenterar en bra blandning mellan T1- och T2-kontrast och är särskilt bra för bilder på hjärnan och ryggmärgen, men även muskelskelettsystemet (Weishaupt, Köchli & Marincek Westbrook 2002). Figur 10. PD-viktad bild över hjärnan (Hornak 2004). T1 - kort TR ( ms), kort TE (10-20ms) T2 - lång TR ( ms), lång TE (90ms) PD - lång TR ( ms), kort TE (10-20ms) (Heinrich 1993) Saturation Vid korta TR-tider hinner spinnet aldrig relaxera tillbaka fullt ut i z-riktningen och då skapas en svagare signal efter upprepade excitationer, det vill säga: om exciteringen repeteras många gånger blir signalen svagare allteftersom. Det är detta som kallas saturation (mättnad). Det här är viktigt att ta hänsyn till när snabba och ultrasnabba MR sekvenser körs (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003) Tippningsvinkel (flip angle) För att motverka saturation används en mindre tippningsvinkel. Istället för att som i vanliga fall vinkla nettomagnetiseringen 90 görs det bara med till exempel 30. Detta kommer att skapa mindre magnetisering och en svagare signal, men istället blir en del av magnetiseringen kvar i z-riktningen och kan användas vid nästa excitering (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003) Presaturation En metod som används för att få bättre bilder är presaturation. Det innebär att en 90 eller 180 -puls skickas in i snittet som skall undersökas före mätningen påbörjas. Detta gör att strukturer som inte är önskvärda redan är mättade och inte kommer att störa bilden, till exempel fett släcks ut och flödesartefakter undviks (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003) Spatialavkodning (rumslig avkodning) Hur får vi en MR bild som kan visa spatiala strukturer som olika gråskalevärden? Som har sagts tidigare så bestäms protonens precessionsfrekvens av det pålagda magnetfältets styrka. Protonen stimuleras sedan av en RF-puls med samma frekvens 15

23 (resonans). Ett magnetfält som inte varierar i olika punkter ger inte upphov till någon rumslig information för att alla protoner då har samma resonansfrekvens och ger upphov till en likadan signal. Om det är ett spatiellt specifikt signalsvar från protonerna som efterfrågas så måste strukturen på magnetfältet ändras. I enlighet med denna slutsats så läggs en magnetfältsgradient på det homogena magnetfältet. Magnetfältsgradienten ändrar magnetfältet så att alla punkter längs med en linje får en egen magnetfältstyrka (Heinrichs 1993). Hur skapas en gradient? Jo, magnetfält genereras av en elektrisk ström som flödar i en elektrisk spole. Om riktningen på strömmen ändras, så ändras riktningen på magnetfältet. I magnetgantryt arbetar gradientspolarna i par, en av spolarna ökar det statiska magnetfältet med en specifik summa och den andra minskar magnetfältet med en specifik summa. Magnetfältet kommer efter påläggning av gradienten att ändras så att det kan liknas vid en uppförsbacke eller ramp (se figur 11). Ändringen är en linjär gradient (lutning); därför kallas spolarna för gradientspolar. I enlighet med koordinataxlarna så finns x-, y- och z gradientspolar (Thelander Heinrichs 1993). Hur väljs ett snitt ut? I ett med avseende på styrkan varierande magnetfält som erhålls när gradienten läggs på, upplever protonerna olika magnetfältsstyrkor på olika platser och börjar spinna i olika frekvenser. När en RF-puls med en viss frekvens skickas in så kommer bara de protoner som ligger inom motsvarande resonansfrekvens att svara. För att få en viss snitttjocklek så kan gradientstyrkan ändras. En brantare gradientlutning ger ett tunnare snitt medan en mindre lutning ger ett tjockare snitt (Westbrook Heinrichs 1993). Figur 11. Ett gradientmagnetfält har lagts på huvudmagnetfältet. Detta orsakar olika fältstyrkor och därmed olika precessionsfrekvenser på olika ställen längs med gradienten. I figuren kan ses att precessionen i huvudet sker med en lägre hastighet än i buken (Bushong 2003). En gradient ger bara information i ett plan, till exempel ger z-gradienten ett transversellt snitt, men det är också nödvändigt att veta varifrån i snittet som signalen kommer. För att bestämma en voxels exakta position i alla tre rumsliga dimensioner (x, y och z) måste alla tre gradienter användas (Heinrichs 1993) Datorns sätt att skapa en bild MR bilden kan jämföras med ett schackbräde och innehåller kvadratiska element som kallas pixlar. Matematiker kallar schackbrädet för en matris. Varje enskild pixel 16

24 representerar ett gråskalevärde och alla pixlar tillsammans i matrisen skapar en bild. Snitten byggs i sig upp av små individuella block som kallas voxlar (volymelement). Det centrala i bildgenereringen är hur informationen i MR signalen för varje voxel tas om hand och genererar ett gråskalevärde för varje pixel som den är förbunden med. Antag att ett transversellt snitt i ett 256x256 matrisformat ska tas fram: z är i det här fallet snittriktningen, varje rad och kolumn (x- och y-riktning) måste särskiljas i 256 punkter. MR signalen används för att skapa en bild med pixlar. Hur görs detta? I det här exemplet skiljs kolumnerna i bildmatrisen åt genom på x-gradienten slås på. Spinnen precesserar då med en frekvens som bestäms av magnetfältet som varierar linjärt längs gradienten och det blir då en spatiell fördelning av voxelfrekvensen i x-riktning. På det här sättet genererar MR signalen en mängd olika värden som är fördelade längs x-axeln. För att få en upplösning med 256 voxlar krävs det 256 olika frekvenser längs med x-axeln och då varje värde är unikt så kan det lokaliseras (Weishaupt, Köchli & Marincek Heinrichs 1993). Vidare nyttjas en matematisk procedur, fouriertransformation, med vilken det går att avgöra varifrån varje enskild signal kommer och på detta sätt kan respektive voxel i kolumnerna bestämmas. Fouriertransformation löser upp signalen till ett frekvensspektrum och detta tillåter oss att skilja på de individuella frekvenserna inuti signalen. Gråskalevärdet som är förbundet till varje voxel räknas ut efter vilken amplitud varje frekvenskomponent har. X-gradienten kallas frekvenskodningsgradient (Hashemi, Bradley & Lisanti Heinrichs 1993). Nu avkodas raderna med hjälp av att ändra fasen på spinnen. Detta görs genom att y- gradienten slås på ett kort ögonblick, vilket gör att spinnen som ligger i det starkare magnetfältet precesserar snabbare under en kort tid. Detta leder till att skillnaderna i fas kommer att upptäckas vid fouriertransformation och på så sätt kan respektive voxel längs med raderna särskiljas. Denna gradient kallas för faskodningsgradient. Det skapas 256 MR signaler med olika faskodningar för 256 olika lägen. Det är därför som MR experimentet måste repeteras 256 gånger för en matris med 256*256 pixlar, som är ett vanligt format. Exempel på andra matrisstorlekar är 192*256 och 512*512 (Heinrichs Bushong 2003) Faktorer som påverkar SNR (Signal to Noise Ratio = signal-brus förhållande) SNR förklaras enklast genom att mottagarspolen inte bara tar emot den önskade MR signalen utan också det oönskade bruset i signalen. Huvudkällan för brus är patienten, men bruset beror också på spolens storlek där små spolar ofta har ett bättre signalbrus förhållande. Det finns många olika typer av spolar med olika utformning och storlek för att kunna justeras optimalt efter den mänskliga kroppen (se figur 8). Följande faktorer bidrar till brus i bilden: Felaktigheter i MR systemet, exempelvis inhomogent magnetfält Patientspecifika faktorer som kropps- eller andningsrörelser (Westbrook Heinrichs 1993). Ett mål med MR bildtagningen är att uppnå ett stort SNR, det vill säga en stor skillnad mellan signal och brus. SNR bestäms av följande faktorer: Snittjocklek och bandbredd tunnare snitt ger bättre upplösning men mera brus (litet SNR), likaså ger större bandbredd mera brus 17