Magnetresonantstomograafia

Allikas: Vikipeedia
Meditsiiniline magnetresonantstomograaf

Magnetresonantstomograafia (MRT) (inglise keeles magnetic resonance imaging; lühend MRI), ka tuumamagnetresonantstomograafia (TMRT) (nuclear magnetic resonance imaging), on peamiselt tuntud kui meetod kujutiste tekitamiseks elusate organismide läbipaistmatute elundite sisemusest ning vee hulga kindlakstegemiseks geoloogilistes struktuurides. Seetõttu kasutatakse meetodit põhiliselt eluskudede patoloogiliste või füsioloogiliste muutuste visualiseerimiseks ning selleks, et hinnata näiteks kivimite läbilaskvust süsivesinike suhtes. Laialdasemas kasutuses on võimalik uurida muidki aineid, mis sisaldavad teatud magnetmomenti omavaid aatomeid.

Magnetresonantsspektroskoopia annab kudedest tunduvalt detailsema pildi kui röntgenograafia.

Ajalugu[muuda | muuda lähteteksti]

Tuumamagnetresonantsi kui nähtust kirjeldas esmakordselt Isidor Isaac Rabi 1938. aastal, arendades edasi O. Sterni ja W. Gerlachi 1922. aastal tehtud pöördelise tähtsusega kvantmehaanilist katset, mis kujutas endast laetud osakeste juhtimist läbi heterogeense magnetvälja. I.I. Rabi sai avastuse eest 1944. aastal Nobeli füüsikaauhinna.

Rabi täheldas, et magnetilised aatomituumad nagu 1H (prooton) ja 31P (fosfor) suudavad neelata raadiosageduslikku energiat, kui need tuumad asuvad magnetväljas ning tuumasid mõjutav sagedus on valitud spetsiifiliselt konkreetsetet tüüpi aatomituumasid silmas pidades. See avastus pani aluse omaette uurimismeetodile – tuumamagnetresonantsile, mille abil on võimalik tuumasid mõjutava elektromagnetilise sageduse varieerimisega uurida erinevaid aatomituumasid ning lausa erinevaid ühendeid, mille koostises uurimise all olevad aatomituumad paiknevad.

1950. aastatel toimus valdkonnas hüppeline areng, mil nähtust kasutati laialdaselt erinevate orgaaniliste ühendite analüüsiks ja dokumenteerimiseks. 1971. aasta septembris leiutas P. C. Lauterbur H. Carri ühedimensioonilise TMR-i edasi arendades TMRT-d, mille teooria ja esimesed katsepildid avaldas ta 1973. aasta märtsis. Füüsik-matemaatik P. Mansfield aitas 1970. aastate lõpus välja arendada matemaatilise tehnika, mille abil muutus TMRT hulga kiiremaks. Esimene uuring elava inimese peal viidi läbi 1977. aastal, esimene kasvaja tuvastati MRT abil 1980. aastal.

Tuumamagnetresonantsspektroskoopiat, mis on ajalooliselt magnetresonantstomograafia meetodite aluseks, kasutatakse laialdaselt ainete struktuuri uurimiseks. Selle meetodi arendamise eest sai šveitslane Richard Ernst 1991 Nobeli füüsikaauhinna ja šveitslane Kurt Wüthrich 2002 Nobeli keemiaauhinna.

1960. aastatel tekkisid ideed uue meetodi kasutamiseks meditsiinis. 1977 tehti esimene MRT-pilt inimkehast. Tuumamagnetresonantsspektroskoopiast eraldus omaette valdkonnana magnetresonantstomograafia.

2003. aasta lõpu seisuga oli maailmas kasutusel umbes 22 000 MRT-aparaati. Aastal 2003 tehti maailmas umbes 60 miljonit MRT-uuringut. Ühe uuringu maksumus on umbes 500 eurot.[1]

Lihtsustatud seletus meditsiini valdkonnas[muuda | muuda lähteteksti]

Kõigepealt tekib magnetresonantstomograafi magneti tekitatud tugevas püsimagnetväljas koe molekulide magnetmomenti omavate aatomituumade (tüüpiliselt vesinikutuumade) spinnide orientatsioonide tasakaaluolek, st vastavate aatomite magnetväljad orienteerivad end välise magnetväljaga samas sihis.

Seejärel rakendatakse püsimagnetväljaga risti olevas tasandis raadiosageduslikke impulsse, mis muudavad osa vesinikutuumade spinnide orientatsiooni ja toimub n-ö ergastus.

Ergastusimpulsside lõppedes relakseeruvad tuumade magnetmomentide suunad tagasi algsesse tasakaalulisse olekusse, mille käigus kiirgavad nad teatud raadiosagedusliku energiat, mida patsiendi ümber mähitud poolid registreerivad. Vastavaid signaale töötleb arvuti, mis genereerib teatud matemaatiliste algoritmide abil vastava koe detailse kujutise.

Kliinilises praktikas kasutatakse MRT-d patoloogilise koe (näiteks ajukasvaja) eristamiseks normaalsest koest. [2]

Teaduslik seletus[muuda | muuda lähteteksti]

Fourier' teisendusega TMR[muuda | muuda lähteteksti]

FT-TMR-i FID-signaali idealiseeritud nädis (indutseeritud pinge vs. aeg), mis annab Fourier' teisendusel pinge vs. sageduse graafikul ühe piigi.

Tänapäeval kasutatakse parema MRT-signaali saamiseks pidevkiirguse spektroskoopilise (CWS) meetodi asemel Fourier' teisendusega TMR-i (FT-TMR) meetodeid, mille põhimõtteks on tugevas magnetväljas (B0) olevate aatomituumade perioodiline mõjutamine lühikeste raadiosageduslike impulssidega (1–10 μs), mis tekitavad esialgse magnetväljaga risti oleva lisamagnetvälja B1. Viimase toimel orienteeruvad magnetmomenti omavad tuumad magnetväljas ümber (asustavad kõrgema(id) energiataseme(id)) ning pärast impulsi lõppemist lähevad tuumad teatud aja jooksul pretsesseerudes tagasi algolekusse (B0 magnetväljaga samasse sihti) – tuumad relakseeruvad. Algolekusse naasmine tekitab vastaval Larmori sagedusel (ω = – γ B0, kus γ on güromagnetiline suhe [Hz/T]) fluktueeruva magnetvälja, mis indutseerib ümbritsevas MRT-aparaadi mõõtemähises (poolis) ajas kahaneva amplituudiga pinge – vabainduktsioonsumbumise (ingl k. FID, free induction decay) – teisisõnu mõõdetakse B1-ga samas suunas relakseerumise tulemusel toimuvat magnetvälja muutust ajas, mida kuvatakse pärast Fourier' teisendust TMR-i spektri sagedusteljel piigina. [3][4]

Relaksatsioon ja resolutsioon[muuda | muuda lähteteksti]

Nii FT-TMR-i kui ka klassikalise MRT puhul määrab FID hääbumise kiirus ehk relaksatsioon matemaatilisel teisendusel saadava spektri või pildi resolutsiooni.

Pikirelaksatsiooni aega T1 nimetatakse ka spinn-võre relaksatsiooniajaks ning see iseloomustab relaksatsioonimehhanisme, milles tuumade spinnid annavad ümbritsevale keskkonnale energiat ära, saavutades termiliselt tasakaalulise jaotuse. Pikirelaksatsiooni nimetus tuleneb faktist, et vastavad mehhanismid üritavad spinnivektorite suunda muuta paralleelseks magnetvälja suunaga. Tüüpiliselt, mida tugevam on magnetväli, seda lühem on ka uurimise all oleva tuuma T1.

Põikrelaksatsiooni aega T2 nimetatakse ka spinn-spinn relaksatsiooniajaks või faasikoherentsuse kadumise ajaks ning see iseloomustab magnetvälja suunaga risti toimuvaid relaksatsiooni mehhanisme. Pärast B1 impulssi on tuumad esialgselt ühes suunas orienteeritud ja jätkavad pretsesseerumist ümber B0 telje. Samas kaotavad lühikese aja möödudes tuumade spinnide faasid koherentsuse – mõningate tuumade spinni faasid jäävad teistest maha – see põhjustab B0-ga risti oleva summaarse magnetmomendi hääbumise faaside ühtlase jaotumise tõttu ajas, mida iseloomustabki T2. Tuuma põikmagnetmomendi amplituud langeb T2 jooksul 37 protsendile.[5][6]

T2* on praktikas mõõdetav FID relaksatsiooniaeg, mis arvestab ka magnetvälja ebahomogeensust. Nii T2 kui ka T2 on võimalik mõõta Hahni kajakatses, misjuhul eksponeeritakse proovi kahe järjestikuse RF-impulsiga, millest esimene pöörab tuuma spinni 90 kraadi B0 telje suhtes ja teine 180 kraadi B0-ga risti oleval tasandil („peegeldab“ spinnivektoreid). Nendele kahele impulsile järgneb lühiajaline spinnivektorite koherentsus (maksimumis samasuunalisus), mida nimetataks kajaks. Kui impulssidevahelist aega pikendada, võib täheldada kaja amplituudi eksponentsiaalset vähenemist, millest avaldub T2. Kuigi reaalsed FID signaalid hääbuvad ajas väga kiiresti, kasutatakse praktikas „kadunud signaali“ taastamiseks eelpool mainitud kaja meetodit.

Järgnev võrratus kehtib alati: 2T1≥T2≥T2*

Koe tüüp T1 [ms] T2 [ms]
Rasvkude 240–250 60–80
Maksakude 490 40
Neerukude 650 60–75
Musklid 860–900 50
Hallollus 920 100
Valgeollus 780 90
Vesi 4200–4500 2100–2300

Tüüpilised ligikaudsed relaksatsiooniajad sõltuvalt inimkoe tüübist 1,5 T juures[7]

1D MRT[muuda | muuda lähteteksti]

TMRS puhul mõõdetakse kogu proovist saadud summaarset FID-d, millest saadakse Fourier' teisendusel resonantsi amplituudi ja sageduse (või keemilise nihke) spekter – need mõõtmised toimuvad tüüpiliselt võimalikult ideaalselt homogeenses magnetväljas.

(T)MRT puhul kasutatakse lisaks põhilisele magnetväljale B0 täpselt kontrollitud lineaarseid magnetvälja gradiente erinevates tasandites. Larmori sageduse valemist ω = – γ B, kus B = B0 + Blokaalne (viimane komponent kirjeldab ruumilist lisamagnetvälja komponenti) selgub, et lineaarselt muutuvas magnetväljas muutub ruumiliselt ka vastava tuuma resonantssagedus. Nähtus võimaldab magnetvälja gradiendi täpsel kontrollimisel registreerida ja viia vastavusse ka ühte tüüpi aatomite asukohta ning hulka gradiendiväljas sõltuvalt nende resonantssagedusest – seda protsessi nimetatakse ka ühedimensiooniliseks ehk 1D MRT-ks. [8]

2D MRT[muuda | muuda lähteteksti]

Uuritava viilu valimine[muuda | muuda lähteteksti]

Et uurida proovis vaid teatud tasandit ja koostada hiljem soovi korral erinevate tasandite TMR-piltidest 3D TMR-kujutist, tuleb esmalt teatud meetodite abil uuritav tasand valida. Tähistades z-teljega uuritavate tasanditega risti oleva telje, tuleb sarnaselt 1D MRT-ga rakendada mööda seda telge magnetvälja gradienti Gz-d, mis juhul muutub Larmori sagedus sõltuvaks z-koordinaadist:

ωRF(z0) = γB0 + γGzz0,

kus alaindeks RF tähendab raadiosagedusliku impulsi sagedust, mida peaks teatud koha z0 mõjutamiseks kasutama. Tasandil z = z0 püsivad pöörlevas taustsüsteemis spinnid paigal, samal ajal kui suurematel ja väiksematel z väärtustel pöörlevad spinnid erineva kiirusega, kuna mõjutav RF-impulss ei täida nende kihtide jaoks resonantsitingimust.

Pöörlevas taustsüsteemis on viilu valikul seega oluline vaid z-telje suunaline magnetvälja gradiendi tugevus ja mõjutava RF-impulsi ribalaius: mida kitsam on RF-impulsi ribalaius ehk kasutatavate sageduste vahemik, seda õhem uuritav viil valitakse. Kasvava tugevusega magnetväljas tuleb sama tüüpi tuumadest koosneva viilu valimiseks kasutada üha kõrgemat ωRF-d.[9]

K-ruum[muuda | muuda lähteteksti]

K-ruumist MRT-kuvandi saamise skeem

Selleks, et saada MRT kuvandit kahes mõõtmes (eelnevalt välja valitud viilus), kasutatakse praktikas k-(väärtuste)ruumi, milles k tähistab samas faasis olevate spinnide ruumilist sagedust ehk lainearvu [1/m], mis avaldub ühedimensioonilisel juhul vastavalt:

kx = γGxt = 1/λx,

kus alaindeks x tähistab valitud telge, Gx tähistab vastava telje suunalist magnetvälja gradienti [T/m] (tüüpiliselt suurusjärgus 10–50 mT/m ja kestusega ~0,1ms), t gradiendi rakendamise algusest möödunud aega [s] ning λx lühimat vahemaad (lainepikkust) kahe samas faasis oleva spinni vahel piki valitud telge [m]. Seosest selgub, et mida kauem või mida tugevamat magnetvälja gradienti rakendatakse, seda suurem on lainearvu absoluutväärtus (lainearvu väärtus võib olla ka imaginaarne) ja seega seda väiksem reaalsetel juhtudel samas faasis olevate spinnide lainepikkus. Ruumiline sagedus k võimaldab kirjeldada iga tuuma spinni põikmagnetmomendi Mr ajalist käitumist ruumis (n-ö labori taustsüsteemis). Viimati mainitud suurus on kõige tähtsam avaldis MRT-piltide saamiseks: see on valitud viilu summaarse spinni signaali väärtus k-ruumis, mida mõõdetakse praktikas eelpool mainitud (spinn)kaja (FID) tekitamise ja registreerimise meetodil.[10][11]

Täieliku 2D MRT-pildi leidmiseks tuleb leida Mr väärtused erinevate ruumiliste lainearvude juures ja seejärel teha kahedimensiooniline Fourier' pöördteisendus.

Selgub, et kx = 0 ja ky = 0 juhul on kõik viilus olevad spinnid koherentsed ning registreeritakse maksimaalne võimalik summaarse spinni signaal – see moodustab k-ruumi keskpunkti ja paneb paika kontrasti taseme, kuid ei oma ruumilist informatsiooni. Ülejäänud punktid k-ruumis esindavad kompleksarvulisi 2D Fourier' teisenduse kordajaid, st iga k-ruumi punkt lisab reaalse (kuvandi)ruumi peale vahelduva heleduse ja tumedusega planaarlaineid, mille:

  • amplituud sõltub vastavas punktis mõõdetud summaarsest spinni amplituudist – tüüpiliselt on see esitatud k-ruumis hallskaala väärtusena, kus heledaim punkt vastab suurimale amplituudile, must madalaimale amplituudile ehk nullväärtusele – seega on k-ruum tegelikult kvaasi-3D-ruum;
  • sagedus sõltub kaugusest keskpunktist (kx = 0, ky = 0) – mida kaugemal asetseb k-ruumi punkt keskpunktist, seda kõrgema sagedusega planaarlaine tekitab ta reaalses ruumis ning mida rohkem suurema sagedusega laineid, seda detailsem pilt reaalses ruumis (võrdväärne rohkete järkudega kahedimensioonilise Fourier' seeriaga);
  • nurk reaalse ruumi x-telje suhtes sõltub ky väärtusest – kuna k-ruum koosneb peamiselt kompleksarvudest, võib seda pidada analoogseks tüüpilise kompleksarvude ruumiga, seega kuna kx esindab reaalarvulisi väärtusi ja ky imaginaarseid väärtusi, avaldub vastav nurk järgnevalt: θ = arctan(ky/kx);
  • resolutsioon sõltub kxmax ja kymax väärtustest.[12]

3D MRT[muuda | muuda lähteteksti]

Leidub palju mõõtmisskeeme, millel kõigil on omad eelised ja puudused, kuid kõik annavad lõpuks k-ruumi, kus iga punkt tähistab hallskaalas vastava konfiguratsiooni summaarse spinni väärtust. Pärast kahedimensioonilist k-ruumi Fourier’ teisendust saab difraktsioonimustrit meenutavast ruumilise info pildist reaalse ruumi kuvand. Skaneerides 2D MRT-kuvandeid järjestikku asetsevate viilude jaoks, on võimalik saada ka 3D MRT-kuvand.

Mõõteprotsess[muuda | muuda lähteteksti]

Tüüpiline lihtsustatud MRT mõõteprotseduur

Tüüpilise spinn-kajakuva mõõtmine koosneb järgnevatest etappidest (vt seletav skeem):

  1. uuritava viilu valimine teatud magnetgradientvälja Gz rakendamisega (B0 on juba varem rakendatud),
  2. 90-kraadise ehk π/2 raadiosagedusliku impulsi rakendamine,
  3. hajunud spinnifaaside refokuseerimine nõrgema vastassuunalise Gz väljaga,
  4. Gy ja Gx rakendamine (3. samm võib toimuda samal ajal),
  5. 180-kraadise ehk π RF-impulsi rakendamine kaja moodustamiseks,
  6. tekkinud kajasignaali mõõtmine Gx rakendamisega,
  7. protsessi kordamine uue Gy väärtusega pärast TR möödumist = uus rida k-ruumis.

Kui proovile rakendatakse x-teljelist gradienti Gx, mis muudab kx väärtusi, nimetatakse protsessi ruumiliseks sageduskodeerimiseks, kui aga y-teljelist gradienti Gy, nimetatakse seda faasiliseks kodeerimiseks, kuigi sisuliselt on protsessid samaväärsed.

Kirjeldatud mõõteprotseduuriga täidetakse k-ruum rida-rida haaval, kuid võimalikud on ka teistsugused skeemid, mis kasutavad suuresti ära k-ruumi sümmeetriat ning millest igaühel on omad eelised ja puudused. Kõik need annavad 2D Fourier' teisendusel (praktikas 2D DFFT-d kasutades) reaalses ruumis 2D MRT-pildi. Sealhulgas võidakse kasutada kontrasti suurendamiseks T1 ja T2 väärtustega kaalufunktsioone või teatud kontrastaineid.[13][14]

Mõõteseadmed[muuda | muuda lähteteksti]

Tuumamagnetresonantsi tekitavad ja registreerivad MRT-seadmed koosnevad tavaliselt mitmekihilisest koaksiaalsest silindrilisest mähissüsteemist, mille abil:

  • väliseima ja ka suurima kihiga luuakse põhiline magnetväli, mis polariseerib spinnid;
  • keskmise kihiga tehakse ruumilisi korrektuure magnetvälja heterogeensuse vähendamiseks või TMRT puhul vastupidiselt täpse magnetvälja gradiendi loomiseks, samuti kasutatakse seda ruumiliseks signaalituvastuseks;
  • kõige seesmisema kihiga genereeritakse raadiosageduslik häiritus, samuti kasutatakse seda TMR-signaali tuvastuseks, kusjuures mõõdetakse alati mitme tuuma koondsignaal.

MRT peamine kasutusvaldkond on meditsiin, kus uuritakse inimeste pehmeid kudesid, kuna need sisaldavad hulgaliselt vett, mis omakorda koosneb MRT-uuringuteks sobilikest 1H isotoopidest. Meditsiinis on statsionaarse magnetvälja tugevused tavaliselt 1,5 või 3 teslat. MRT-seadmed, mis kasutavad tugevamaid magnetvälju, ei kasutata inimeste uurimisel.

Eelised[muuda | muuda lähteteksti]

MRT peamised eelised:

Puudused[muuda | muuda lähteteksti]

MRT peamised puudused:

  • töötavale masinale ei tohi läheneda metallist esemetega, sh südamestimulaatoritega, mis sisaldavad metallilisi osi, metallist implantaatidega jne;
  • elusorganismide puhul piiratud magnetvälja tugevus ja keskkonna temperatuur ohutuse tagamiseks = piiratud registreeritava signaali tugevus;
  • väga kulukas osta, pidada ja skaneerida: parema ja ohutuma magnetvälja saamiseks jahutatakse peamähist vedela heeliumiga ning seda läbivat voolu hoitakse pidevalt sees;
  • kuvandi artefaktid (defektid) ebapädeval kasutamisel;
  • meetod on aeganõudev ja uuritava suhtes liikumistundlik.[15]

Pildinäiteid[muuda | muuda lähteteksti]

Valdkonna terminite tüüpilised lühendid[muuda | muuda lähteteksti]

  • CWS – Continuous Wave Spectroscopy" (pideva kiirguse spektroskoopia)
  • DFFT – Discrete Fast Fourier Transform (diskreetne kiire Fourier' teisendus)
  • FID – Free Induction Decay (vaba induktsiooni sumbumine/hääbumine)
  • FOV – Field Of View (vaateväli)
  • FT-NMR – Fourier Transform Nuclear Magnetic Resonance (Fourier'-teisendusega tuumamagnetresonants)
  • MRI – Magnetic Resonance Imaging (magnetresonantspildi tegemine)
  • MRT – Magnetic Resonance Tomography (magnetresonantstomograafia)
  • NMR – Nuclear Magnetic Resonance (tuumamagnetresonants)
  • NMRI – Nuclear Magnetic Resonance Imaging (tuumamagnetresonants-kuvamine)
  • NMRT – Nuclear Magnetic Resonance Tomography (tuumamagnetresonantstomograafia)
  • RF – Radio Frequency (raadiosagedus(lik))
  • TE – Time of Echo (kajaregistreerimisaeg)
  • TMR – tuumamagnetresonants
  • TMRS – tuumamagnetresonantsspektroskoopia
  • TMRT – tuumamagnetresonantstomograafia (samaväärne MRI, MRT, NMRI ja NMRT-ga)
  • TR – Time of Repetition (impulssmeetodi RF kordavusaeg)

Viited[muuda | muuda lähteteksti]

  1. A Short History of the Magnetic Resonance Imaging (MRI) - MRT lühiajalugu (vaadatud: 30.12.2014)
  2. How MRI works? - Lihtne MRT tööpõhimõtte seletus (inglise keeles) (vaadatud: 30.12.2014)
  3. Lepzig University - Nuclear Magnetic Resonance - Leipzig'i Ülikooli õppematerjal MRT kohta (vaadatud: 30.12.2014)
  4. Analüütiline keemia II- tuumamagnetresonantsspektroskoopia (vaadatud: 30.12.2014)
  5. London's Global University - Nuclear Magnetic resonance - relaxation - MRT relaksatsiooni seletus (vaadatud: 30.12.2014)
  6. Danish Research Center for Magnetic Resonance - A classical explanation of Magnetic Resonance and relaxation - Taani Magnetresonantsi Teaduskeskuse materjal "Magnetresonantsi ja relaksatsiooni klassikaline seletus" (vaadatud: 30.12.2014)
  7. Brady M. Basics of MRI. Oxford Univ. 2004 - MRT kokkuvõtlik ülevaade meditsiini valdkonnas, relaksatsiooniaegadega kaalutud kuvandid (vaadatud: 30.12.2014)
  8. [http://physics.wustl.edu/classes/SP2013/134/public/lec06.pdf Chang V. k-space and 1D NMR. Phys. 134 2013:4[ - 1D MRT ja k-ruum (vaadatud: 30.12.2014)
  9. Hashemi, Ray Hashman Bradley Jr W, Lisanti C. Image construction: Part I (Slice selection). In: MRI: The Basics. 3rd ed. Lippincott Williams & Wilkins; 2010. - MRT viilu valimine (vaadatud: 30.12.2014)
  10. Moratal D, Valles-Luch A, Marti-Monmati L, Brummer ME. K-Space Tutorial: An MRI Educational Tool for a Better Understanding of K-Space (and MRI Image Artefacts).; 2008. - MRT k-ruumi õppetööriist (põhimõte ning k-ruumi mõju kuvandite defektidele) (vaadatud: 30.12.2014)
  11. Reverse MRI - K-space tool - interaktiivne k-ruumi muutev tööriist (võrdlusena k-ruum ja teisendusel saadav kuvand) (vaadatud: 30.12.2014)
  12. Moore C. Overview of MRI physics, k-space, and image reconstruction. 2006. - MRT füüsika, k-ruumi ja kuvandi rekonstrueerimise ülevaade (vaadatud: 30.12.2014)
  13. UC San Diego School of Medicine - Bioengineering - MRI - Hahn spin echo - Hahni kajakatse skemaatiline seletus (vaadatud: 30.12.2014)
  14. Physical review 1950: spin echoes - kajakatse ülevaade (vaadatud: 30.12.2014)
  15. Doc2doc radiology forums: pros and cons of MRI - MRT eelised ja puudused (arvamus) (vaadatud: 30.12.2014)

Bibliograafia[muuda | muuda lähteteksti]

  • Ian L. Pykett (1982-05-01). "NMR Imaging in Medicine". Scientific American 246 (5): 78–88. doi:10.1038/scientificamerican0582-78. 
  • Simon, Merrill; Mattson, James S (1996). The pioneers of NMR and magnetic resonance in medicine: The story of MRI. Ramat Gan, Israel: Bar-Ilan University Press. ISBN 0-9619243-1-4. 
  • Haacke, E Mark; Brown, Robert F; Thompson, Michael; Venkatesan, Ramesh (1999). Magnetic resonance imaging: Physical principles and sequence design. New York: J. Wiley & Sons. ISBN 0-471-35128-8. 
  • Lee SC; Kim K; Kim J; Lee S; Han Yi J; Kim SW; Ha KS; Cheong C (2001). "One micrometer resolution NMR microscopy". J. Magn. Reson. 150 (2): 207–13. Bibcode:2001JMagR.150..207L. doi:10.1006/jmre.2001.2319. PMID 11384182. 
  • P Mansfield (1982). NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance. Elsevier. ISBN 9780323154062. 
  • Eiichi Fukushima (1989). NMR in Biomedicine: The Physical Basis. Springer Science & Business Media. ISBN 9780883186091. 
  • Bernhard Blümich; Winfried Kuhn (1992). Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine. Wiley. ISBN 9783527284030. 
  • Peter Blümer (1998). Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima, toim. Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware. Wiley-VCH. ISBN 9783527296378. 
  • Zhi-Pei Liang; Paul C. Lauterbur (1999). Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective. Wiley. ISBN 9780780347236. 
  • Franz Schmitt; Michael K. Stehling; Robert Turner (1998). Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application. Springer Berlin Heidelberg. ISBN 9783540631941. 
  • Vadim Kuperman (2000). Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications. Academic Press. ISBN 9780080535708. 
  • Bernhard Blümich (2000). NMR Imaging of Materials. Clarendon Press. ISBN 9780198506836. 
  • Jianming Jin (1998). Electromagnetic Analysis and Design in Magnetic Resonance Imaging. CRC Press. ISBN 9780849396939. 
  • Imad Akil Farhat; P. S. Belton; Graham Alan Webb; Royal Society of Chemistry (Great Britain) (2007). Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man. Royal Society of Chemistry. ISBN 9780854043408. 

Vaata ka[muuda | muuda lähteteksti]