Zobrazovanie magnetickou rezonanciou (skr. MR alebo MRI – z anglického „magnetic resonance imaging“) je moderná rádiologická metóda, ktorá umožňuje diagnostikovať patologické zmeny v ľudskom organizme bez toho, aby bolo nutné narušiť jeho integritu (operáciou či inou invazívnou metódou). Pacient je vložený do veľmi silného a homogénneho magnetického poľa, do jeho tela je vyslaný krátky rádiofrekvenčný impulz a po jeho skončení sa sníma slabý signál, ktorý vytvára pacientovo telo, a ktorý sa následne použije na rekonštrukciu samotného obrazu.^[1]

História

Za prvý priekopnícky článok o zobrazovaní magnetickou rezonanciou sa považuje „Image formation by Induced Local Interaction; Examples Employing Magnetic Resonance“ v marcovom čísle časopisu Nature z 16. marca 1973. Jeho autorom bol Paul Lauterbur.

Ako uznanie za ich objavy a obrovský prínos v uplatnení magnetickej rezonancie v medicíne boli Paul Lauterbur a Sir Peter Mansfield v roku 2003 ocenení Nobelovou cenou za fyziológiu alebo medicínu. Lauterbur objavil, že gradienty v magnetickom poli môžu byť použité na vytvorenie dvojrozmerného obrazu. Mansfield analyzoval gradienty matematicky. Komisia však ignorovala priekopníka v MR zobrazovaní Raymonda V. Damadiana, hoci Nobelove pravidlá dovoľovali rozdeliť ocenenie aj medzi tri osoby. Krátko po vyhlásení si Damadian zaplatil drahú celostranovú inzerciu vo veľkých novinách, a touto formou protestoval proti rozhodnutiu komisie.^[2]

V roku 1974 si Damadian patentoval dizajn a použitie magnetickej rezonancie (US Patent 3,789,832 ^{[nefunkčný odkaz}) na zisťovanie rakoviny. V roku 1980 vytvoril prvý komerčný MR prístroj, no nepodarilo sa mu ho predať a nikdy nebol klinicky použitý.^[3] Jeho patent síce nepopisoval priamo metódu na vytváranie obrazov, no v roku 1997 sa úspešne súdil s firmou General Electric pre jeho porušenie a získal odškodnenie 129 miliónov dolárov. Neskôr dosiahol za ďalšie milióny dolárov mimosúdne vyrovnanie i s ďalšími výrobcami MR prístrojov.

V roku 1996 Mattson a Simon ocenili Damadiana za popis konceptu celotelového zobrazovania magnetickou rezonanciou a za objavenie rozdielov v relaxácii u jednotlivých tkanív, ktoré zobrazenie umožnilo. V roku 2001 mu Lemelson-MIT program udelil svoje Ocenenie za celoživotné dielo ako „mužovi, ktorý vymyslel MR prístroj“. Vo vedeckej komunite sa však jeho osoba dodnes považuje za kontroverznú a názory na jeho prvenstvo a podiel na dnešnej podobe magnetickej rezonancie nie sú jednotné.

Magnetická rezonancia – prístroje a ich typy

Najdôležitejšou časťou prístroja používaného na zobrazovanie pomocou magnetickej rezonancie je samotný zdroj vonkajšieho magnetického poľa – magnet. Sila tohoto poľa sa udáva v jednotkách Tesla (T) a pohybuje sa v rozmedzí 0,2 až 3T (experimentálne prístroje majú až 8T). Pole musí byť veľmi homogénne (bližšie v kapitole Základné fyzikálne fakty) – to je jeden z dôvodov veľkej technickej náročnosti ich výroby a vysokej ceny. Podľa spôsobu, akým sa pole vytvára, sa prístroje delia do troch základných typov:

• prístroje s permanentným magnetom – magnetické pole vytvára trvalo magnetický materiál, na vytvorenie poľa nie je preto v podstate potrebná žiadna ďalšia energia. Nevýhodami sú nízke hodnoty poľa – len do 0,3 T, citlivosť na zmeny teploty a pôvodne aj veľká hmotnosť (až 100 ton). Najnovšie technológie však umožnili konštrukciu špecializovaných prístrojov magnetickej rezonancie s nízkou hmotnosťou (od 1 tony), ktoré sú špecializované na muskuloskeletálny systém.
• prístroje s elektromagnetom – magnetické pole sa vytvára elektrickým prúdom, pretekajúcim vinutou cievkou. Sú magnetické len v prípade, že nimi prechádza elektrický prúd. Tieto prístroje majú veľkú spotrebu energie a potrebujú masívne chladenie. Sú schopné dosiahnuť väčšiu silu poľa ako permanentné magnety. V súčasnosti sa už používajú len málo.
  • prístroje s hybridným magnetom – sú výhodnou kombináciou predchádzajúcich dvoch typov
• prístroje so supravodivým magnetom – v súčasnosti najrýchlejšie sa rozširujúci typ. Magnetické pole je vytvárané vo vodiči, ktorý je ochladený na teplotu −269 °C, a ktorý tak získava supravodivé vlastnosti. Výsledkom je strata jeho elektrického odporu, čo má za následok, že raz doň „vpustený“ elektrický prúd v ňom konštantne prebieha a vytvára magnetické pole bez potreby dodávania ďalšej energie. Na udržanie supravodivosti je však nutné dopĺňať tekuté hélium alebo dusík (staršie typy). Hlavnou výhodou tohoto typu je možnosť dosiahnuť vysokú silu a homogenitu magnetického poľa. Nevýhodou sú znovu pomerne dosť vysoké prevádzkové náklady.

Prístroje možno rozdeliť i podľa sily vonkajšieho magnetického poľa:

0,15 – 1,0 T – prístroje s nízkym poľom 1,0 – 2,0 T – prístroje so stredným poľom 2,0 – 7,0 T – prístroje s vysokým poľom*

• nad 3,0 T – experimentálne prístroje, ktorých použitie na štandardné medicínske účely sa nepoužíva, ale používajú sa na vedecké štúdie už aj na ľuďoch

Prístroje so slabým i silným poľom majú svoje výhody i nevýhody – nedá sa paušálne povedať, že silnejšie pole je vždy lepšie. Systémy s vysokým poľom umožňujú lepšie priestorové rozlíšenie, rýchle dynamické vyšetrenia a MR spektroskopiu. Naopak prístroje so slabším poľom majú lepší tkanivový kontrast a podstatne nižšie vstupné i prevádzkové náklady.

Samotný magnet musí byť od svojho okolia oddelený, pretože silné magnetické pole môže ovplyvniť citlivé elektronické prístroje v okolí – preto je napríklad vyšetrenie pacienta s kardiostimulátorom veľmi riskantné. Rovnako treba prístroj oddeliť od vplyvov vonkajšieho prostredia, a to najmä od najrôznejšieho rádiofrekvenčného vlnenia, aby sa tak zabránilo rušeniu (interferencii) s rádiofrekvenčným vlnením používaním k samotnému zobrazovaniu. Celý systém je preto uzavretý do tzv. Faradayovej klietky.

Cievky

Bližšie informácie v hlavnom článku: Cievka_ (elektrická_súčiastka)

Jednou zo základných súčastí MR prístroja sú cievky. Ich účelom je vysielať do tkanív rádiofrekvenčné pulzy a/alebo zaznamenávať prichádzajúce signály. Existuje viacero typov:

• objemové cievky – sú súčasťou každého MR prístroja. Kompletne obklopujú ľudské telo alebo jeho časť. Patrí sem napríklad tzv. hlavová cievka (podobná klietke, ktorá slúži na vyšetrenie hlavy), ale i veľká cievka zabudovaná do samotného tela prístroja, ktorej účelom je vysielanie RF pulzov.
• povrchové cievky – prikladajú sa priamo na povrch tela a majú rôzny tvar podľa miesta určenia. Snímajú signály z povrchových štruktúr tela a slúžia len na príjem signálov.
• „shim“ cievky – slúžia na aktívne vyrovnávanie nehomogenity hlavného vonkajšieho magnetického poľa.
• gradientové cievky – špeciálne cievky upravujúce magnetické pole – umožňujú nastavenie miesta vyšetrenia; vďaka nim je prístroj schopný rozoznať presnú priestorovú polohu prichádzajúcich signálov a správne zrekonštruovať výsledný obraz. Sú tiež príčinou typického hluku, ktorý pri vyšetrovaní prístroj vydáva.

Základné fyzikálne fakty

Bližšie informácie v hlavnom článku: Atóm

Protóny a spin

Atómy sa skladajú z jadra a obalu. Obal atómu je tvorený elektrónmi, ktoré majú negatívny elektrický náboj. V jadre sa nachádzajú neutróny, ale najmä pre MR dôležité protóny. Neutróny sú elektricky neaktívne, naopak protóny majú pozitívny elektrický náboj. Protóny v jadre majú vnútorný (vlastný) moment hybnosti – táto ich vlastnosť sa označuje ako jadrový spin. Rovnako rotuje i ich pozitívny elektrický náboj. Pohybujúci sa elektrický náboj je vlastne elektrický prúd, ktorý indukuje vo svojom okolí magnetické pole. Každý protón tak vo svojom okolí vytvára veľmi slabé magnetické pole, ktoré má svoj smer a pripomína tak malý tyčový magnet. Severný pól tohoto magnetického poľa sa v prítomnosti vonkajšieho magnetického poľa natočí k južnému pólu vonkajšieho magnetu. Na zmenu polarity je nutné dodať energiu z vonkajšieho prostredia. Potrebné vlnové dĺžky týchto energii spadajú do oblasti radiových vĺn. Aby došlo k pohlteniu (rezonancii) radiového impulzu musí mať tento impulz špecifickú energiu. Teda iba určité žiarenie pri určitom magnetickom poli rezonuje s určitým jadrom (a teda je absorbované).

Momentálne magnetická rezonancia k zobrazeniu ľudského tela využíva takmer výhradne atómy vodíka so spinovým číslom I = 1/2. Je to podmienené ich fyzikálnymi vlastnosťami a ich značným podielom v ľudskom tele – napr. voda, tvoriaca viac ako dve tretiny hmotnosti ľudského tela, obsahuje vo svojej molekule dva atómy vodíka. Najrozšírenejší izotop vodíka – prócium – má jadro tvorené len jedným protónom. Preto sa často pod označením protón myslí práve tento izotop. Deutérium má spinové číslo I = 1. Protóny (jadra vodíka – prócia) navyše poskytujú i najsilnejší signál.^[1]

V rámci výskumu sú však snahy o využitie aj iných prvkov a izotopov. Podmienkou je spin a nepárny počet protónov v jadre – spárované magnetické momenty protónov sa totiž vzájomne vyrušia. Najčastejšie sa používajú tieto izotopy: ¹³C (uhlík), ¹⁹F (fluór), ²³Na (sodík), ³¹P (fosfor). Hlavným problémom je slabý výsledný signál, podmienený malým počtom týchto izotopov v ľudskom tele.

Protóny a magnetické pole

Mimo magnetického poľa sú protóny rozmiestnené chaoticky. Po umiestnení do silného vonkajšieho magnetického poľa sa v ňom usporiadajú podobne ako strelky kompasu: smer ich vlastného magnetického poľa sa stane rovnobežným so smerom pôsobenia poľa vonkajšieho. Keďže protóny patria medzi elementárne častice a platia pre nich zákony kvantovej mechaniky, chovajú sa v skutočnosti inak, ako strelka kompasu, ktorá vo vonkajšom magnetickom poli ukazuje vždy jedným smerom. Lokálne magnetické pole protónu môže smerovať paralelne alebo antiparalelne so smerom vonkajšieho magnetického poľa. Paralelné usporiadanie je pre protóny menej energeticky náročné, a preto je väčšie množstvo usporiadané práve týmto smerom. Rozdiel medzi počtom protónov usporiadaných paralelne a antiparalelne je ale napriek tomu veľmi malý a závisí od sily vonkajšieho magnetického poľa.

Precesia

Protóny vo vonkajšom magnetickom poli okrem toho, že rotujú okolo svojej osi a sú usporiadané paralelne alebo antiparalelne so smerom vonkajšieho magnetického poľa, vykonávajú ďalší pohyb, ktorý sa nazýva precesia (Obr. 1). Podobá sa na pohyb detskej hračky „vĺčka“. Rýchlosť, s akou tento pohyb protóny vykonávajú sa označuje ako frekvencia precesie – hodnota vyjadruje počet „otáčok“ protónu za jednu sekundu. Matematicky ju možno vyjadriť z tzv. Larmorovej rovnice:

Ω₀ je uhlová frekvencia precesie (v rad.s^-1 ), γ je tzv. gyromagnetická konštanta (MHz/T), B je (zjednodušene) hodnota vonkajšieho magnetického poľa v T – Tesla (v skutočnosti hodnota vonkajšieho magnetického poľa v tesnom okolí jadra so zohľadnením tieniacej konštanty – pozri chemický posun).

Pre frekvenciu precesného pohybu (Larmorovu frekvenciu) v Hz potom dostaneme ${\displaystyle \nu _{L}={\frac {\gamma .B}{2\pi }}}$

Z rovnice vyplýva, že frekvencia precesie je priamo úmerná indukcii (sile) vonkajšieho magnetického poľa – čím je silnejšie, tým je vyššia. Gyromagnetická konštanta má odlišnú hodnotu pre rôzne látky – pre protóny (teda atómy vodíka) je to 42,5 MHz/T.

Na popis fyzikálnej podstaty MR zobrazovania a jednotlivých vyšetrovacích sekvencii sa používa zjednodušené grafické zobrazenie: pre lepšiu zrozumiteľnosť a názornosť sa protón nahradzuje vektorom a vkladá do súvzťažnej sústavy xyz (Obr. 2). Vektor zobrazuje smer a veľkosť sily jeho magnetického poľa. Táto vzťažná sústava je umiestnená v silnom vonkajšom magnetickom poli. Na obrázku je modrým kruhom znázornená i trajektória precesie protónu.

Ten istý obrázok možno použiť na ďalšie zjednodušenie. Ako bolo vyššie spomenuté, v silnom vonkajšom magnetickom poli sa protóny „ukladajú“ paralelne alebo antiparalelne voči jeho smeru. Vektory proti sebe smerujúcich protónov sa vzájomne vyrušia. Viac protónov je v menej energetickom paralelnom postavení a vektor na obrázku tak môže znázorňovať i smer a veľkosť magnetickej sily určitého tkaniva v ľudskom tele. Ak by neexistovalo žiadne vonkajšie magnetické pole, tento vektor by bol nulový a tkanivo by nemalo žiadnu vlastnú magnetickú silu.

V skutočnosti takýto sumačný vektor leží na osi y (Obr.3, modrá šípka), teda nie je „vyklonený“, ako je to na obrázku 2. Príčinou je fakt, že sa vzájomne nerušia len vektory nad a pod úrovňou roviny xy. Ako už bolo spomenuté, protóny vykonávajú precesný pohyb. Každý z paralelne postavených protónov, ktorý nebol vyrušený silou svojho antiparalelne postaveného náprotivku, tento pohyb vykonáva. Pohyb je chaotický a každý z protónov môže smerovať svoj vektor sily inam. Konečným výsledkom je to, že v rovine xy neexistuje žiadny sumačný vektor magnetickej sily – neusporiadaná precesia protismerne pôsobiace sily štatisticky vyruší (Obr. 3, žlté šípky).

Longitudinálna magnetizácia

Výsledkom celého tohoto procesu je fakt, že človek alebo jeho časť, na ktorú pôsobí silné homogénne magnetické pole (je vsunutý do „tunela“ MR prístroja), sa sám stane magnetom a začne produkovať svoje vlastné magnetické pole, ktoré je rovnobežné so smerom pôsobenia vonkajšieho magnetického poľa – označujeme ho preto pojmom longitudinálna magnetizácia. Oproti sile vonkajšieho magnetického poľa je jej veľkosť veľmi slabá, v konečnom dôsledku je však zdrojom signálu, ktorý umožní vidieť dovnútra ľudského tela. Hlavný problém je v tom, že ju nemožno merať priamo – „splýva“ s oveľa silnejším vonkajším magnetickým poľom (majú rovnaký smer).

Úloha rádiofrekvenčného vlnenia

Do pacienta v MR prístroji sa vysielajú krátke elektromagnetické pulzy, ktorých frekvencia sa pohybuje v oblasti rádiových vĺn. Nazývajú sa rádiofrekvenčné, alebo RF pulzy. Ich účelom je dodať protónom určité množstvo energie (ovplyvniť pomer paralelne a antiparalelne smerovaných protónov) a zmeniť charakter ich precesie.

Rezonancia

Aby mohlo dôjsť k prenosu energie, musia mať RF pulzy frekvenciu totožnú s frekvenciou precesie protónov, ktorú udáva Larmorova rovnica (pozri vyššie) – musia byť v rezonancií (odtiaľ názov „magnetická rezonancia“).

Po vyslaní RF pulzu niektoré protóny, usporiadané paralelne (v stave s nižšou energetickou náročnosťou) získajú potrebnú energiu a zmenia svoje usporiadanie na opačné – antiparalelné (Obr.4B). Výsledkom je zníženie, vyrovnanie, alebo až zmena pomeru medzi počtom paralelne a antiparalelne usporiadaných protónov a zníženie, vymiznutie, alebo až obrátenie smeru longitudinálnej magnetizácie.

Tranzverzálna magnetizácia

Ďalším významným efektom RF pulzu je, že protóny, ktorých precesia bola dovtedy chaotická, prestane takou byť – všetky protóny začnú vykonávať precesný pohyb vo fáze (v každom okamihu bude každý protón mieriť rovnakým smerom, obr.4C). Vzniká tak vektor magnetickej sily, ktorý je kolmý na smer priebehu siločiar vonkajšieho magnetického poľa i na vektor longitudinálnej magnetizácie – označuje sa preto ako tranzverzálna magnetizácia. Táto nesmeruje stále rovnakým smerom, ale rotuje s frekvenciou rovnou frekvencií precesie.

RF pulz teda spôsobí zníženie longitudinálnej a vznik tranzverzálnej magnetizácie.

Tým, že sa vektor tranzverzálnej magnetizácie pohybuje, vytvára elektrický prúd. Tento prúd je vlastne MR signál, ktorý má rovnakú frekvenciu ako rotujúce magnetické pole – teda precesnú frekvenciu.

Návrat rovnováhy

Okamžite po vyslaní RF pulzu je stav nasledovný: longitudinálna magnetizácia je znížená (nulová), naopak vznikla magnetizácia tranzverzálna. RF pulz je krátky a po jeho pôsobení sa systém snaží dostať do rovnovážneho stavu, teda do stavu s najnižšou energetickou náročnosťou – „relaxuje“. Teda longitudinálna magnetizácia sa znovu objavuje (tzv. longitudinálna relaxácia), zatiaľ čo tranzverzálna mizne (tzv. tranzverzálna relaxácia). Tranzverzálna a longitudinálna relaxácia sú dva od seba vzájomne nezávislé fyzikálne deje.

Longitudinálna relaxácia – T1

Po ukončení prísunu energie z vonkajšieho prostredia (RF pulzom) sa protóny zbavujú nadbytočnej energie a vracajú sa do paralelného – energeticky menej náročného – postavenia. Dochádza k výmene tepelnej energie. Výsledkom je postupný vzrast longitudinálnej magnetizácie v čase.

Energia sa teda postupne odovzdáva do okolia, ktoré označujeme pojmom mriežka, preto sa tento typ relaxácie označuje aj pojmom „relaxácia spin-mriežka“.

Na Obr.5. je graficky znázornený nárast longitudinálnej relaxácie v čase po ukončení RF pulzu. Táto krivka sa tiež nazýva T1 krivka. Ako T1 sa tiež označuje časová konštanta, ktorá hovorí, za aký dlhý čas určité tkanivo nadobudne 2/3 svojej pôvodnej maximálnej longitudinálnej relaxácie. Nejde o presne určené číslo, skôr vyjadruje rýchlosť, ako k tomu v jednotlivých tkanivách dôjde – podobne ako napr. polčas rozpadu.

Časová konštanta alebo tiež relaxačný čas T1 je 2 až 12-krát dlhší ako časová konštanta resp. relaxačný čas T2 (pozri nižšie). T1 v biologických tkanivách má rozsah 200 – 2000 ms, T2 30 – 150 ms. Hodnota T1 závisí na zložení tkaniva, jeho štruktúre. Výmena energie prebieha rýchlo, keď sa precesná frekvencia protónov blíži precesnej frekvencií okolia – „mriežky“ – teda sú v rezonancií. Napríklad ak je v okolí protónov čistá voda so svojimi malými a rýchlo sa pohybujúcimi molekulami, odovzdávanie energie je ťažké a pomalé – preto má voda dlhý relaxačný čas T1. Ak je „mriežka“ tvorená molekulami strednej veľkosti (väčšina tkanív ľudského tela je zmesou tekutiny a molekúl rôznej veľkosti), energia je odovzdávaná rýchlejšie. Za krátky relaxačný čas tukov sú zodpovedné uhlíkové väzby na konci dlhých reťazcov karboxylových kyselín. Relaxačný čas T1 ďalej závisí od sily vonkajšieho magnetického poľa – čím je táto vyššia, tým je dlhší. V silnejšom magnetickom poli je totiž precesná frekvencia vyššia (vyplýva to z Larmorovej rovnice) a odovzdávanie energie okoliu je ťažšie.

Tranzverzálna relaxácia – T2

Okamžite po ukončení pôsobenia RF pulzu sa protóny, ktoré dovtedy rotovali precesnou frekvenciou spoločne vo fáze, začnú „rozfázovávať“. Výsledkom je pokles tranzverzálnej magnetizácie v čase. Príčina tohoto procesu je zložitejšia, ako v prípade longitudinálnej magnetizácie. Za prvé: ani v tom najideálnejšom prípade nie je vonkajšie magnetické pole úplne homogénne (nemá rovnakú silu), čo spôsobuje odlišnosti v precesných frekvenciách (vyplýva to z Larmorovej rovnice). Za druhé: každý protón je inak ovplyvňovaný nehomogenitami magnetických polí vo svojom okolí – v samotnom tkanive (rôzna štruktúra, rôzna distribúcia molekúl, rôzne vlastné drobné magnetické polia). Efekt je rovnaký ako v prvom prípade – odlišné precesné frekvencie. Obe tieto príčiny spôsobia, že po ukončení RF pulzu dôjde k veľmi rýchlemu rozfázovaniu protónov a poklesu tranzverzálnej magnetizácie.

Tranzverzálna relaxácia sa preto tiež označuje ako relaxácia spin-spin, vyjadrujúc tak jednu z jej príčin – spinové interakcie.

Tak ako v prípade longitudinálnej magnetizácie, možno jej zmeny znázorniť v čase (Obr.6.) v podobe T2 krivky. A takisto existuje časová konštanta T2, ktorá hovorí, za aký dlhý čas v určitom tkanive klesne tranzverzálna magnetizácia na 1/3 jej pôvodnej maximálnej hodnoty.

Relaxačný čas T2 je 2 až 12-krát kratší ako T1 (30 – 150 ms). Napríklad voda alebo iná tekutina má okrem dlhého relaxačného času T1 dlhý aj čas T2. Rovnako i tkanivá s vyšším obsahom vody majú vyššie relaxačné časy T1 a T2 ako tie, ktoré vody obsahujú málo. Napríklad patologicky zmenené tkanivo má vyšší obsah vody ako okolité zdravé. Dlhší relaxačný čas T2 vody je podmienený tým, že jej malé molekuly sa rýchlo pohybujú, rovnako ako ich malé ale rovnaké lokálne magnetické polia. Tie sa rýchlym pohybom homogenizujú a tak voda nemá žiadne významnejšie lokálne nehomogenity magnetického poľa, ktoré by relaxačný čas T2 skracovali. Zmes vody a organických molekúl rôznej veľkosti vyvoláva väčšie lokálne nehomogenity a hodnota relaxačného času T2 je zreteľne nižšia.

Typy RF pulzov

Existujú rôzne typy RF pulzov. Jedným zo základných je tzv. 90° pulz. Dodá protónom také množstvo energie, že longitudinálnu magnetizáciu úplne vynuluje – v tkanive bude rovnaký počet paralelne i antiparalelne usporiadaných protónov. Zároveň vznikne tranzverzálna magnetizácia. Zjednodušene to vyzerá tak, akoby takýto typ RF pulzu „preklopil“ longitudinálnu magnetizáciu o 90° a vytvoril z nej tranzverzálnu (preto ten názov). Existuje mnoho iných druhov – napríklad 180° pulz, ktorý dodá také množstvo energie, že otočí pomer paralelne a antiparalelne usporiadaných protónov a „preklopí“ vektor longitudinálnej magnetizácie o 180°.

Celkový magnetický moment tkaniva a FID signál

T1 i T2 relaxácia po ukončení RF pulzu prebiehajú súčasne, ide však o dva na sebe nezávislé procesy. Ak sa použije 90° pulz, ktorý „preklopí“ longitudinálnu magnetizáciu do tranzverzálnej, po jeho ukončení sa automaticky systém začne vracať do rovnováhy (Obr.7.): tranzverzálna magnetizácia klesá (protóny sa postupne rozfázujú) a longitudinálna stúpa (protóny odovzdávajú nadbytočnú energiu „mriežke“). Oba procesy vytvárajú jeden spoločný vektor, ktorý tvorí celkový magnetický moment tkaniva. Tento vektor nie je statický, ale rotuje precesnou frekvenciou – výsledkom je, že sa jeho „hrot“ špirálovito zdvíha (ako sa skracuje tranzverzálna magnetizácia), zároveň sa zmenšuje jeho uhol voči smeru pôsobenia externého magnetického poľa, a nakoniec splynie s plne obnovenou longitudinálnou magnetizáciou. Pohyb sa podobá špirále na povrchu kužeľa, začínajúcej na báze a končiacej na jeho hrote.

Tým, že tento magnetický vektor rotuje, dokáže v citlivých prijímacích cievkach indukovať elektrický prúd – a indukovať požadovaný signál. Signál má stabilnú frekvenciu, ktorá je rovná frekvencií precesie, no postupne klesajúcu intenzitu, ako sa vektor magnetického momentu „odkláňa“ od tranzverzálnej roviny (Obr.8.). Označuje sa ako FID signál – z anglického „free induction decay“. Intenzita tohoto signálu závisí od veľkosti longitudinálnej a tranzverzálnej magnetizácie. Preto sa často v ďalšom popise T1 a T2 kriviek namiesto termínov „veľkosť magnetizácie“ používa výraz signálová intenzita.

Odlíšenie jednotlivých tkanív – T1, T2 a PD váženie

Aby bolo možné jednotlivé tkanivá rozlíšiť, musia sa odlišovať rozdielnou signálovou intenzitou.

Ak sa do ľudského tela, ktoré sa skladá z mnohých typov tkanív, vyšle 90° pulz, dôjde k zániku longitudinálnej a vzniku tranzverzálnej magnetizácie. Ak budeme čakať dostatočne dlhý čas, longitudinálna magnetizácia sa postupne úplne obnoví vo všetkých tkanivách. Ak sa po tomto čase vyšle ďalší 90° pulz, prijatý signál bude zo všetkých tkanív rovnako silný. Čas medzi dvomi RF pulzami sa označuje skratkou TR – z anglického „time to repeat“ (čas do opakovania). Ak bude čas TR medzi RF pulzami tak krátky, že sa nestihne úplne obnoviť longitudinálna magnetizácia vo všetkých tkanivách, po druhom 90° pulze bude signál týchto tkanív slabší – a teda bude možné týmto spôsobom odlíšiť tkanivá podľa ich odlišnosti v longitudinálnej magnetizácií – v T1. Za krátky čas TR sa považuje čas pod 500 ms, za dlhý nad 1 500 ms.

Použitie dvoch a viacerých RF pulzov sa označuje termínom pulzová sekvencia. Existuje ich veľké množstvo, s odlišnými typmi RF pulzov a odlišnými časmi TR. Typ pulzovej sekvencie určuje, aký bude mať signál z tkaniva charakter. Predchádzajúci odsek jednu takú pulzovú sekvenciu popisoval. Skladala sa z dvoch 90° pulzov, ktoré šli za sebou po uplynutí času TR. Ak bol tento čas krátky, podarilo sa odlíšiť typy tkaniva podľa veľkosti ich longitudinálnej magnetizácie – podľa T1. Obraz, ktorý znázorní odlíšenie tkanív podľa T1, sa nazýva T1 vážený obraz. Čím je rozdiel väčší, tým väčší kontrast bude medzi príslušnými typmi tkanív.

Okrem T1 vážených obrazov možno vytvoriť príslušnými pulzovými sekvenciami i T2 vážené a tzv. protón denzitne (PD) vážené obrazy. Cielenými pulzovými sekvenciami sa dajú tieto jednotlivé charakteristiky tkanív – „váženia“ – zvýrazniť alebo potlačiť. Jednotlivé sekvencie si vyberá lekár pri vyšetrení podľa toho, čo je potrebné zobraziť a o akú predpokladanú chorobu ide.

Vznik T2 váženého obrazu vysvetľuje nasledujúca pulzová sekvencia. Začína 90° pulzom. Po ukončení jeho pôsobenia začnú protóny strácať fázovú koherenciu, čo má za následok pokles tranzverzálnej magnetizácie. Po určitom čase, ktorý sa označuje ako čas TE/2, nasleduje ďalší, tentoraz 180° RF pulz. Ten spôsobí, že protóny začnú precesnou frekvenciou vykonávať pohyb presne opačným smerom, ako ho vykonávali pred ním. Následkom je, že po určitom čase, ktorý je rovný času TE/2, dôjde opätovne k sfázovaniu protónov – znovu sa obnoví tranzverzálna magnetizácia. Silný signál, ktorý v tomto okamihu zaznamenajú prijímacie cievky, sa označuje ako echo alebo spinové echo. Potom sa protóny znovu rozfázuju. Možno ich sfázovať ďalším, prípadne niekoľkými ďalšími po sebe nasledujúcimi 180° pulzmi a zaznamenať ďalšie a ďalšie echá. Výslednú krivku znázorňuje obr.9. Je z nej zrejmé, že jednotlivé echá majú postupne čoraz nižšiu a nižšiu signálovú intenzitu. Dôvodom je, že 180° pulz neutralizuje len vplyvy spôsobujúce defázovanie, ktoré sú konštantné – teda len zmeny spôsobené stabilnou nehomogenitou vonkajšieho magnetického poľa. Meniace sa lokálne magnetické polia v samotnom tkanive nie sú týmto typom pulzu neutralizované. Typ krivky na obr.9. sa označuje ako T2 krivka.

Pri použití pulzovej sekvencie zloženej len z jedného 90° a jedného 180° pulzu – a teda len s jedným echom – a vedením krivky len po vrcholoch sínusoidy signálu nad osou x (vyjadrujúcou čas) je výsledkom tzv. T2*-krivka. Vyjadruje pokles tranzverzálnej magnetizácie podmienenej samotnými vlastnosťami lokálnych magnetických polí tkaniva a má veľký význam v rýchlom zobrazovaní magnetickou rezonanciou.

Čas od ukončenia 90° pulzu až po snímanie echa sa označuje ako čas TE (z angl. „time to echo“) a je zložený z dvoch rovnakých časových úsekov TE/2. TE čas je možné zvoliť podľa toho, ako má byť výsledný obraz „vážený“. Čím je tento čas kratší, tým vyššia je intenzita echa. Naopak, čím je TE čas dlhší, tým je echo slabšie – zreteľne to vyplýva z obr.6. a 9. Ak je čas TE príliš krátky, dôjde vo ýslednom obraze k strate kontrastu, pretože za krátky čas sa sa rozdiely v tranzverzálnej magnetizácií nestihnú dostatočne vytvoriť (T2 krivky tkanív sú príliš blízko seba). Ak je príliš dlhý, vzhľadom na slabé echo sa znižuje schopnosť cievok odlíšiť ho od okolitého šumu – obrázok je zrnitý, má nízky odstup signál-šum (bežne sa používa skratka SNR z angl. „signal to noise ratio“).

Pulzové sekvencie

Klasické sekvencie

Spin-echo (SE) sekvencia

Sekvencia zložená z 90° a následného jedného alebo viacerých 180° RF pulzov sa nazýva spin-echo sekvencia. Patrí k základným pulzovým sekvenciám, využívaným v zobrazovaní magnetickou rezonanciou. Pomocou nej sa dajú získať nielen T2 ale i T1 a PD vážené obrazy. Na Obr.10 sú znázornené všetky zložky sekvencie i označenia časov.

Obr. 11. poskytuje predstavu, aký sa získa druh „váženého“ obrazu pri príslušných úpravách dĺžky časov TR a TE. Ukazuje, že množstvo longitudinálnej magnetizácie T1 (teda intenzita signálu) je určené dĺžkou času TR. Ten určuje, aké množstvo longitudinálnej magnetizácie bude „preklopené“ 90° RF pulzom a bude tvoriť základ pre tranzverzálnu magnetizáciu T2. Intenzitu signálu T2 potom určuje dĺžka času TE.

• Dlhé TR a krátke TE – Pri dlhom čase TR (2 až 3 s) tkanivá s rozdielnou longitudinálnou relaxáciou – teda s rozdielnym T1 – longitudinálnu magnetizáciu plne obnovia a rozdiely v T1 výsledný obraz nebudú ovplyvňovať. Ak je zároveň zvolený i krátky čas TE, zmeny tranzverzálnej magnetizácie – T2 – jednotlivých tkanív sa za tak krátky čas nie sú schopné dostatočne prejaviť a výsledný obraz preto nebudú ovplyvňovať ani rozdiely v T2. Výsledkom je obraz, ktorého kontrast je ovplyvnený hlavne rozdielom v protónovej hustote – teda tzv. PD vážený obraz.
• Dlhé TR a dlhé TE – pri dlhom čase TR (2 až 3 s) rozdiely v T1 výsledný obraz nebudú ovplyvňovať. Ak je zároveň zvolený dlhý čas TE, majú rozdiely v T2 dostatok času sa prejaviť. Výsledkom je tzv. T2 vážený obraz.
• Krátke TR a krátke TE – pri krátkom čase TR (300 – 800 ms) neobnovia všetky tkanivá svoju longitudinálnu magnetizáciu na maximum – v okamihu ďalšieho 90° RF pulzu teda budú vyjadrené rozdiely v T1. Následne krátke TR zabráni výraznejšiemu prejavu rozdielov v T2. Výsledkom je tzv. T1 vážený obraz. Čas TE má určitý limit v tom, aký môže byť najkratší, pretože je nutný určitý minimálny čas na vyslanie 180° RF pulzu a na to, aby sa jeho účinok prejavil.
• Krátke TR a dlhé TE – takéto nastavenie je možné, ale neúčelné. Krátke alebo veľmi krátke TR poskytne len malú longitudinálnu magnetizáciu. Následné dlhé TE spôsobí, že výsledný, už i tak slabý signál zanikne v šume pozadia. Výsledkom je diagnosticky nepoužiteľný obraz.

„Saturation recovery“ a „Partial saturation“ sekvencie

Ide o typ pulzových sekvencií, ktoré využívajú čisto 90° RF pulzy. Slovenský preklad ich názvov – „sekvencia s úplným návratom saturácie“ a „sekvencia s čiastočným návratom saturácie“ sa v praxi nepoužíva. Jediný rozdiel medzi nimi je v čase TR. Prvá sekvencia má dlhé TR – dochádza tak k takmer úplnému obnoveniu longitudinálnej magnetizácie pred ďalším 90° pulzom – „saturation recovery“. Výsledný obraz je PD vážený. U druhej je naopak TR krátke a longitudinálna magnetizácia sa kompletne neobnoví – „partial saturation“. Výsledný obraz je T1 vážený.

„Inversion recovery“ (IR) sekvencia

Ide v podstate o obrátenú sekvenciu spin-echo (SE). Začína 180° RF pulzom, po ktorej nasleduje 90° RF pulz. Prvý, 180° pulz „prevráti“ longitudinálnu magnetizáciu o 180°, teda proti smeru vektora vonkajšieho magnetického poľa. Aby sa dal získať merateľný signál, nastupuje druhý, 90° pulz. Tkanivo s rýchlejším návratom longitudinálnej magnetizácie – teda kratším časom T1 – bude produkovať slabší signál, pretože 90° pulz „preklopí“ tranzverzálne menšiu zostatkovú magnetizáciu.

O tom, aký bude mať obraz charakter, rozhoduje tzv. inverzný čas TI – teda čas medzi 180° a 90° pulzom. Čas TR je čas medzi dvomi 180° pulzami. Tento typ sekvencie produkuje T1 vážené obrazy, ktoré sú „ťažšie vážené“ ako v prípade „partial saturation“ sekvencií – vytvárajú väčší kontrast medzi tkanivami s rôznym časom T1. Umožňuje napríklad veľmi dobré odlíšenie sivej a bielej hmoty mozgu.

Rýchle sekvencie

Vyššie uvedené sekvencie majú jednu nevýhodu – sú pomalé, majú dlhý tzv. akvizičný čas. Pulzové sekvencie trvajú dlho, slabý signál vyžaduje opakované merania z rovnakej oblasti, aby sa zvýšil odstup signálu od šumu pozadia, akvizičný čas sa predlžuje so zvyšovaním rozlíšenia jednotlivých obrazov (so zmenšovaním veľkosti obrazových prvkov (pixelov)). Vyšetrenie trvá dlho, pacient často nevydrží bez pohybu a následkom sú poruchy obrazu. Navyše človek vykonáva pohyby, ktoré sa nedajú vôbec, alebo dlhodobo vôľou ovplyvniť – napr. dýchanie, pohyb čriev (peristaltika) či srdcová činnosť. Čiastočným riešením tohoto problému sú rýchle zobrazovacie sekvencie, ako napríklad FLASH (z angl. fast low angle shot) alebo GRASS (z angl. gradient recalled acquisition steady state), a mnohé ďalšie, so skratkami, ktoré sa často odlišujú podľa jednotlivých výrobcov MR prístrojov.

V globále sa rýchle sekvencie snažia o skrátenie času TR, ktorý patrí k najväčším „spomaľovačom“ samotného vyšetrenia. Nesie to so sebou množstvo technických problémov – jedným z nich je to, že pri príliš krátkom TR nemožno z časových dôvodov použiť 180° RF pulz na vytvorenie echa, ako je to v SE sekvencií. Ďalším je to, že skrátenie TR so sebou nesie i skrátenie času na regeneráciu longitudinálnej magnetizácie a tým pádom i slabší signál – zostane málo longitudinálnej magnetizácie, ktorú môže nasledujúci pulz preklopiť.

"Turbo spin-echo" (TSE) alebo „fast spin-echo“ (FSE) sekvencieupraviť | upraviť zdroj

Čo sa týka T2 váženej SE sekvencie, je nepodstatné či TE je 60 alebo 100 ms. Získaný signál je veľmi podobný. Práve viacnásobné echá využívajú TSE alebo FSE techniky na vyplnenie k-priestoru potrebnými informáciami k tvorbe obrazu. Skrátenie času trvania sekvencie je priamo úmerné počtu použitých ech. Čo sa týka T2 vážených obrazov, prakticky úplne nahradili štandardné SE sekvencie. Oproti nim majú totiž len jednu vážnejšiu nevýhodu – sú menej citlivé na krvácanie. Strata menších detailov je nahradená predĺžením TR (zlepšenie kontrastu) a zvýšením priestorového rozlíšenia. T2 vážené TSE/FSE obrazy majú ešte jednu do istej miery nepríjemnú vlastnosť – zvyšujú signálovú intenzitu tukového tkaniva. Na druhej strane zo svojej podstaty využívajú magnetizačný transfer (pozri ďalej), ktorý zlepšuje kontrast výsledného obrazu.

Kombinácia IR sekvencie s TSE/FSE metódami sa nazýva TIR alebo TIRM. Tieto sekvencie sú často používané v nastavení, ktoré potláča signál likvoru alebo tuku (pozri ďalej).

TSE/FSE technika sa kombinuje i s ďalšími metódami na skrátenie času, napríklad s technikami neúplného zberu k-priestoru (pozri ďalej). Takouto kombináciou je sekvencia HASTE. Existujú i sekvencie kombinujúce GE a TSE/FSE.

„Gradient-echo“ (GE) sekvencieupraviť | upraviť zdroj

Namiesto 180° RF pulzu používajú magnetický gradient – k existujúcemu vonkajšiemu magnetickému poľu sa pridá na veľmi krátky čas ďalšie. Výsledkom je riadené zvýšenie jeho nehomogenity a rýchlejší zánik tranzverzálnej magnetizácie – kratší čas T2. Potom sa gradient vypne a krátko nato zapne – v rovnakej sile, ale opačnom smere. Má to v podstate rovnaký účinok ako 180° pulz, ale je to časovo výrazne menej náročný proces. Výsledkom je echo, tentoraz tzv. gradientové echo, a sekvencie, ktoré tento systém používajú sa označujú ako sekvencie gradientového echa, alebo častejšie skratkou GE. Čím je čas TE dlhší, tým je výsledný obraz viac T2* vážený (gradient totiž ovplyvňuje aj vnútorné nehomogenity magnetického poľa). Namiesto 90° RF pulzu, ktorý spôsobí kompletné vymiznutie longitudinálnej magnetizácie, používajú 10 – 30° RF pulz – „nespotrebuje“ sa celá longitudinálna magnetizácia a zostane jej dosť aj pre nasledujúce série pulzov, a to i v prípade veľmi krátkeho času TR. Zároveň je samotný RF pulz kratší. Čím má tento pulz vyšší uhol, tým je výsledný obraz viac T1 vážený.
Typickým prípadom zobrazovacej sekvencie, ktorá využíva takéto riešenia, je FLASH (skratka je z anglického „fast low angle shot“), ktorá patrí k najpoužívanejším rýchlym GE sekvenciám a umožňuje i objemové (3D) zobrazovanie.

Ich veľkou výhodou je vysoká citlivosť k degradačným produktom hemoglobínu, látkam, ktoré majú schopnosť lokálne narušiť magnetické pole – používajú sa teda často napríklad k diagnostike krvácania (najmä staršieho) do mozgového tkaniva. Táto citlivosť je však i na škodu: tento typ sekvencií má problémy zobraziť rozhrania kosť-tkanivo alebo vzduch-tkanivo.

"Steady-state" alebo tzv. rovnovážne technikyupraviť | upraviť zdroj

Ide o rozšírenie konceptu FLASH techniky, pri ktorých sa využíva iba časť longitudinálnej magnetizácie (RF pulzy menšie ako 90°). Zjednodušene ide o použitie tak malých uhlov RF pulzov, pri ktorých dôjde k úplnému obnoveniu longitudinálnej magnetizácie ešte pred ďalšou excitáciou – nastane rovnovážny stav. Minimalizuje sa vplyv T1, a naopak sa zvýrazňuje vplyv T2* relaxácie a to i napriek krátkemu TR. Obraz je T2* vážený.
Do tejto skupiny patria sekvencie trueFISP, FISP, PSIF, CISS, DESS a ďalšie, väčšinou používané v zobrazovaní kĺbov.

MP-GE technikyupraviť | upraviť zdroj

Sú do istej miery podobné IR sekvenciám. Na zvýraznenie požadovaného kontrastu sa pred zberom dát tiež používa inverzný pulz. Rozdiel je v tom, že IR sekvencia ho používa pri každom jednotlivom meraní, zatiaľ čo v tomto prípade je to pulz preparačný (preto skratka MP, z anglického „magnetization prepared“), pred zberom dát z celej oblasti záujmu. Podobne ako IR sekvencia zvýrazňujú rozdiely v T1.
Typickým príkladom je tzv. turboFLASH sekvencia, ktorá sa dnes využíva napríklad v dynamických štúdiách distribúcie kontrastnej látky v tkanivách. Z 3D techník do tejto skupiny patrí MP-RAGE, ktorá má dokonca lepší kontrast ako T1 SE sekvencia.

„Multislice“ technikyupraviť | upraviť zdroj

Ďalším zo spôsobov, ako sa vysporiadať s dlhým časom TR je tzv. „multislice“ technika. Dlhý čas TR umožňuje s určitým vzájomným časovým posunom snímať signály z viacerých vrstiev z oblasti záujmu. Analyzuje sa teda v čase TR nie jeden, ale niekoľko výsledných obrazov/rezov naraz.

Techniky paralelnej akvizícieupraviť | upraviť zdroj

Podstata je v spojení viacerých samostatných cievok s vysokou lokálnou citlivosťou a nízkym odstupom signál-šum. Každá je pripojená na samostatný prijímač signálu (až 128-kanálov), ktorý sníma paralelne s ďalšími okolitými cievkami, a každá vytvára samostatný, vysoko kvalitný obraz, ktorý sa následne skombinuje do konečnej podoby. Výsledkom je vysoko kvalitné zobrazenie, ktoré by tradičným spôsobom bolo podstatne časovo náročnejšie.

Techniky využívajúce neúplný „zber“ k-priestoruupraviť | upraviť zdroj

Časovo najnáročnejšou časťou pri konvenčných SE alebo GE sekvenciách je „plnenie“ k-priestoru v smere fázu kódujúceho gradientu. Preto sa vyvinuli postupy, ktoré sa snažia tento čas rôznymi spôsobmi skrátiť – napríklad sa meria len každý druhý „riadok“ a chýbajúce dáta sa interpolujú; napríklad sa za ne dosadia nulové hodnoty. Výsledkom je skrátenie času sekvencie, mierna strata ostrosti, no zlepšenie odstupu signál-šum. Tento postup je možné uplatniť v 2D i 3D zobrazovaní. K 3D sekvenciám, ktoré ho využívajú, patria tzv. VIBE a turboMRA.

Ďalšou možnosťou, ako „oklamať“ k-priestor spočíva v jeho ďalšej zaujímavej vlastnosti: „dolná“ polovica je akoby „zrkadlovým odrazom“ hornej a k-priestor tak obsahuje nadbytočné informácie, ktoré nie sú k tvorbe obrazu nutné. V praxi ale nie je tento „odraz“ absolútny, a preto sa plní o niečo viac ako 50% Fourierovho k-priestoru. Pri použití tejto techniky dochádza k zníženiu odstupu signál-šum, pretože naplnenie kompletného k-priestoru má podobný efekt ako kontrolné alebo dvojité meranie. Sekvencia využívajúca túto techniku je napríklad HASTE (z anglického „half-Fourier acquired single-shot turbo spin-echo“).

Ultra-rýchle sekvencieupraviť | upraviť zdroj

Tento termín je vyhradený technikám echo-planárneho zobrazovania (EPI). Vytvorenie jedného obrazu trvá 80 – 120 ms. Klasický typ používa jeden excitačný pulz a viacpočetné fázu kódujúce echá. V obraze sa objavujú artefakty z veľkého počtu ech a z rozhraní kosť/tkanivo a vzduch/tkanivo. Nutnosťou je dokonalé potlačenie signálu tuku, nevýhodou obmedzené priestorové rozlíšenie. Napriek všetkému dnes existujú viaceré aplikácie, ktoré by bez tejto techniky neboli možné – sú nevyhnutnou súčasťou difúzne váženého zobrazovania (DWI) pri včasnej diagnostike mozgového infarktu; umožňujú rýchle zobrazenie veľkých objemov tkanív, ktoré je nutné pri funkčnom MR zobrazovaní (fMRI) a zobrazení cievneho zásobenia srdca.^[4]

Tvorba obrazuupraviť | upraviť zdroj

Výber a hrúbka vrstvyupraviť | upraviť zdroj

Aby zo signálu, ktorý sa získa z ľudského tela, vznikol skutočný obraz, je potrebné presne vedieť, odkiaľ z ľudského tela prichádza. Princíp je relatívne jednoduchý – pacient v skutočnosti neleží v magnetickom poli, ktoré má v celom rozsahu rovnakú silu, ale toto pole sa plynule mení – napr. je najslabšie pri hlave a plynule sa zosilňuje smerom k nohám. Toto prídavné magnetické pole sa nazýva gradientové pole a vytvárajú ho tzv. gradientové cievky. Výsledkom je rôzna sila vonkajšieho magnetického poľa v každom z ľubovoľných rezov pacientom, ktoré si rádiológ vyberie. Preto protóny v jednom priečnom reze majú inú precesnú frekvenciu (vyplýva to z Larmorovej rovnice) ako protóny v reze inom – takže aj ich signál má inú frekvenciu. Stačí teda vyslať RF pulz s frekvenciou, ktorá zodpovedá napríklad frekvencií protónov z priečneho rezu hlavy, dôjde k ich rezonancií (protóny v okolitých vrstvách majú iné frekvencie a preto u nich k prenosu energie nedôjde) a výsledkom je signál z požadovanej vrstvy.

Hrúbka želanej vrstvy sa dá ovplyvniť dvomi spôsobmi. Prvým je to, že sa do pacienta nevyšle RF pulz s jednou určitou frekvenciou, ale s určitou šírkou frekvenčného pásma (angl. bandwidth), napríklad 42 až 42,5 MHz. Čím bude rozpätie väčšie, tým bude vrstva hrubšia, pretože prenos energie bude možný vo väčšom rozsahu precesných frekvencií protónov. Druhý spôsob spočíva v možnosti meniť strmosť gradientového poľa. Ak je toto pole strmšie – rozdiel sily vonkajšieho magnetického poľa napr. pri nohách je oproti poľu pri hlave vysoký – precesné frekvencie sa s jednotkou vzdialenosti odlišujú výraznejšie. Teda ak sa strmosť gradientového poľa zväčší na dvojnásobok, pričom RF pulz bude mať rovnakú šírku frekvenčného pásma, hrúbka vrstvy bude polovičná. Pôsobiaci gradient sa nazýva vrstvu kódujúci gradient.

Vrstvu určujúci gradient sa zapína len počas trvania RF pulzu.

Zdroj:
Text je dostupný za podmienok Creative Commons Attribution/Share-Alike License 3.0 Unported; prípadne za ďalších podmienok. Podrobnejšie informácie nájdete na stránke Podmienky použitia.

---