MR ZOBRAZOVÁNÍ S MAGNETICKÝM POLEM 3 T: TEORETICKÉ ASPEKTY A PRAKTICKÁ SROVNÁNÍ S 1,5 T

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

MR ZOBRAZOVÁNÍ S MAGNETICKÝM POLEM 3 T: TEORETICKÉ ASPEKTY A PRAKTICKÁ SROVNÁNÍ S 1,5 T MR IMAGING IN MAGNETIC FIELD OF 3 T: THEORETICAL ASPECTS AND PRACTICAL COMPARISON původní práce

Jaroslav Tintěra

SOUHRN

SUMMARY

Základna radiodiagnostiky a intervenční radiologie IKEM, Praha

Tintěra J. MR zobrazování s magnetickým polem 3 T: teoretické aspekty a praktická srovnání s 1,5 T

Tintěra J. MR MR imaging in magneticfield of 3 T: theoretical aspects and practical comparison

Přijato: 17. 7. 2008.

Cíl. V posledních letech lze zaznamenat nárůst počtu instalovaných přístrojů s vysokým magnetickým polem 3 T a také nárůst zájmu o vysoká magnetická pole obecně. Velmi často se také můžeme setkat s velmi zjednodušeným úsudkem, že vysoké magnetické pole má pouze výhody oproti standardnímu poli 1,5 T. Jednoduše řečeno, je prostě lepší. Tento příspěvek se pokouší uvést věci co nejblíže současné realitě, a to jednak shrnutím teoretických fyzikálních faktů a také vlastním přímým porovnáním vyšetření různých oblastí těla. Metoda. Vyšetřovací protokoly s velmi podobným kontrastem obrazu a shodným akvizičním časem byly porovnány na přístrojích Siemens Avanto 1.5 T a Trio 3 T, vybavenými prakticky shodným hardwarem i softwarem. Výsledky. Výhody vysokého magnetického pole jsou zřejmé hlavně při vyšetření mozku, kde těží zejména z nárůstu poměru signál/šum (S/Š), ale i z delší relaxační doby T1 při MR angiografii (MRA) nebo nárůstu BOLD efektu u funkčního MR zobrazování. Při zobrazování páteřního kanálu už však nejsou na straně 3 T pouze výhody, vyšetření omezuje nárůst SAR a také artefaktů chemického posunu a pulzace mozkomíšního moku. Problémy se SAR provází i vyšetření hrudní a břišní dutiny, navíc přibývají artefakty způsobené dielektrickou rezonancí a nehomogenitou magnetického pole. Naopak pánevní oblast opět výrazně těží z nárůstu signálu, stejně tak jako vyšetření muskoloskeletálního systému.

Aim. In recent years, remarkable increase in number of newly installed MR system with high magnetic field 3 T and also an increase of the interest of high field systems generally can be seen. Very often only the advantages of high-field imaging are emphasized which can lead to raw simplification that high field systems are generally “better”. This contribution tries to put the argumentation as closed as possible to current reality using both theoretical physical effects and also by means of own direct comparison of examinations of various body parts. Method. Examination protocols with very similar image contrast and identical acquisition time were compared on MR systems Siemens Avanto 1.5 T and Trio 3 T equipped with the same hardware as well as software. Results. Brain MR imaging clearly profits from high magnetic field mainly due to increase of SNR but also due longer T1 relaxation time when performing MR angiography or due to enhanced BOLD effect in functional MR imaging. However, examination of the spine on 3 T has not only advantages because of SAR limitations and also due to CSF pulsation and chemical shift artifacts. High level of SAR causes also problems in chest and abdominal region; moreover images can suffer from inhomogeneity due to dielectric resonance and local magnetic field inhomogeneity. On the contrary, imaging of pelvis region and musculoskeletal system can significantly profit from increased SNR.

Korespondenční adresa: ing. Jaroslav Tintěra, CSc. Základna radiodiagnostiky a intervenční radiology IKEM Vídeňská 1958/59, 140 00 Praha 4 e-mail: [email protected]

strana 233

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Závěr. Nárůst S/Š na 3 T vede obecně k možnosti zvýšit prostorové rozlišení nebo zkrátit čas měření. Avšak řada dalších fyzikálních veličin ovlivňuje konkrétní vyšetření, a to jak pozitivně, tak i negativně. Klíčová slova: MR systém s vysokým polem, MR zobrazování.

Conclusion. The growth of SNR at 3T leads generally to possible higher spatial resolution and/ or shorter acquisition time. However, number of other physical aspects influences the examination in positive but also in negative sense. Key words: high-field-strength MR system, MR imaging.

ÚVOD I když bychom o principech magnetické rezonance (MR) věděli hodně málo, jedna věc je známá i v laické veřejnosti: Tato metoda je principiálně závislá na využití magnetického pole. Většinou také víme, že toto pole musí být ve srovnání s magnetickým polem naší země relativně vysoké, konkrétně pak nejméně od několika desetin Tesla až po jednotky Tesla (T). Pokud bychom se podívali na zastoupení magnetů u klinických MR systémů v České republice, pak bychom zjistili, že nejčastěji je zastoupeno magnetické pole 1,5 T, což také obráží odborné mínění o optimální hodnotě z hlediska použitelnosti, kvality obrazů i ceny. V posledních letech však můžeme sledovat jasný trend k vyšším magnetickým polím, a to i za cenu jejich vyšší pořizovací ceny. Je tento směr skutečně klinicky opodstatněný, nebo je to jen tlak ze strany konstruktérů a výrobců, který stojí za důvodem instalace nových systémů s magnety o velikosti pole 3 T i více? V této chvíli zcela určitě nejsme schopni na tuto jednoduchou otázku odpovědět, ale pokusme se alespoň vysvětlit motivaci tohoto trendu a ukázat výhody, ale i problémy spojené s klinickým MR zobrazováním na vyšším magnetickém poli 3 T.

METODA K porovnání máme ideální situaci dvou generačně stejných přístrojů, kdy jak Siemens Avanto 1,5 T, tak Siemens Trio 3 T jsou vybaveny stejně výkonným gradientním systémem (SQ a TQ engine, 45 mT/m), stejným počtem RF kanálů pro TIM (18) a také stejnou softwarovou verzí VB 15.

VÝSLEDKY Poměr signál/šum (S/Š) Základním důvodem pro zvyšování magnetického pole je zcela jednoduchý fakt, že signál MR roste s magnetickým polem (máme k dispozici větší počet magnetickým polem polarizovaných jaderných spinů, které signál tvoří). Signál MR je na velikosti magnetického pole kvadraticky závislý, bohužel však s rostoucím polem roste i lineárně úroveň šumu. Poměr signál/šum, který je často brán jako objektivní měřítko kvality obrazů, se tak ve výsledku zvyšuje přibližně přímo úměrně použitému magnetickému poli (1). Příklad na obrázku 1 dokumentuje výhodu vysokého magnetického pole 3 T pro zvýšení poměru S/Š v případě použití vysokého prostorového

strana 234

Obr. 1. Výhoda vyššího S/Š v magnetickém poli 3 T (1B) oproti poli 1,5 T (1A) na frontálních řezech mozku Jasně patrný rozdíl je hlavně v případě vysokého prostorového rozlišení (v tomto případě 0,45 × 0,45 × 2,5 mm). Všechny parametry použité sekvence inversion recovery byly shodné: TE = 11 ms, TR = 5400 ms, TI = 500 ms, čas měření 6:14 min. Fig. 1. Demonstrates the benefit of higher SNR in magnetic field of 3 T (1B) compared to 1.5 T (1A) on coronal brain images Clear difference can be seen mainly in case of very high spatial resolution (voxel size of 0.45 × 0.45 × 2.5 mm in this example). All other parameters of the inversion recovery sequence used were identical: TE = 11 ms, TR = 5400 ms, TI = 500 ms, acquisition time 6:14 min.

rozlišení (velikost voxelu 0,45 × 0,45 × 2,5 mm). Naše původní otázka se tedy redukuje na strohou fyzikální úvahu: Vyváží dvojnásobný poměr signál/šum u 3 T magnetu zvýšené pořizovací náklady oproti 1,5 T MR systému? Abychom na tuto otázku alespoň částečně odpověděli, musíme zmínit další, a to velmi podstatné fyzikální děje, které nárůst magnetického pole doprovázejí a které také podstatně ovlivňují kvalitu MR obrazů i charakter celého vyšetření.

Relaxační čas T1 Tak, jak se zvyšuje magnetické pole, prodlužuje se také T1 relaxační čas, avšak ne stejně pro každou tkáň. Rozdíl v délce T1 v poli 1,5 T a 3 T je zhruba 30 % (2–5). Tento fakt má své pozitivní, ale i negativní důsledky. Teoreticky při delší T1 můžeme použít delšího TR k vytvoření stejně T1 vážených obrazů jako u standardně používaných polí, což například umožní náběr většího počtu vrstev, ale vede také k prodloužení měření. V praxi však můžeme u T1 vážených obrazů narazit na jiný podstatný problém, a to je ztráta kontrastu obrazu právě v důsledku rozdílného posunu T1 relaxačního času pro různé tkáně. Dobře tento fakt dokumentuje obrázek 2A, který zachycuje zmenšení rozdílu hodnot T1 pro bílou a šedou hmotu mozkovou se vzrůstajícím polem a tedy ztrátu kontrastu mezi těmito tkáněmi ve vysokém magnetickém poli. Praktické potvrzení této závislosti demonstruje obrázek 2B, C.

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Naopak stejného fenoménu lze velmi pozitivně využít při MR angiografii (MRA) metodou Time-of-Flight (TOF). Na rozdíl od statické mozkové tkáně se T1 proudící krve příliš nezmění a pochopitelně ani efekt přítoku krve, neboť dynamika našeho spinového systému je na velikosti magnetického pole nezávislá. Při použití obvyklých časových parametrů měřící sekvence tak dostaneme vyšší potlačení statické tkáně, a tím lepší nativní kontrast v obrazu TOF MRA. Tak je možné zobrazit i drobnější cévní struktury a jejich patologii. Navíc díky vyššímu signálu můžeme zvolit lepší prostorové rozlišení, aniž by kvalita obrazu neúnosně utrpěla (obr. 3). Jak uka-

Obr. 2A. Graf závislosti relaxační doby T1 bílé a šedé hmoty mozkové na velikosti magnetického pole (20) Je vidět jednak prodloužení T1 s rostoucím pole obou relaxačních konstant (klesá „relaxation rate“ = 1/T1), ale také jak se zmenšuje rozdíl mezi oběma hodnotami (klesá T1 kontrast). Obrázek 2B a 2C porovnává sagitální obrazy spinového echa (SE) naměřené na (B) Avantu a (C) Triu. Opět parametry SE byly prakticky shodné: TE = 9 ms, TR = 500 ms, čas měření 3:12 min. Fig. 2A. Shows the relation between T1 relaxation time for white and gray matter and magnetic field strength (20) With higher field longer T1 is observed in both cases (decrease of relaxation rate = 1/T1) but also the absolute difference between both values decreases (lower T1 contrast). Fig. 2B and 2C compares sagital brain images of spin-echo sequence acquired using (B) Avanto 1.5 T and (C) Trio 3 T system. Again, all sequence parameters were identical: TE = 9 ms, TR = 500 ms, acquisition time 3:12 min.

zuje obrázek 4, lepší poměr S/Š se velmi pozitivně uplatňuje i v případě MRA metodou fázového kontrastu (PC). V tomto případě dostatečná signálová rezerva umožňuje využít naplno paralelní techniky, takže díky akceleračnímu PAT faktoru 6 dosáhneme pokrytí celé hlavy s prostorovým rozlišením 1 × 1 × 1 mm3 a časem měření 6 minut. V praxi se tak ukazuje, že přínos vysokého magnetického pole u všech intrakraniálních MR angiografií je více než nezanedbatelný. V případě 3D PC MRA umožňuje plné využití paralelní techniky s relativně vysokým PAT faktorem, které je vynuceno akceptovatelným časem měření. Při TOF MRA může být také eventuálně paralelní technika využita ke zkrácení doby měření, avšak tato technika by měla být použita

opatrně s ohledem na klesající poměr S/Š se zvýšením PAT faktoru. Obrázek 5 porovnává TOF MRA u stejného dobrovolníka provedenou na systému Avanto 1,5 T bez použití paralelní techniky a systému Trio 3 T s PAT faktorem 2. Je všeobecně známým faktem, že paramagnetické MR kontrastní látky zkracují oba relaxační časy, v praxi se však valnou většinou využívá zvýšení signálu na T1 vážených obrazech, tedy zkrácení T1 relaxace. Publikované práce (6, 7) ukazují, že toto zkrácení zůstává v rozmezí magnetických polí 1 až 5 T prakticky stejné. Protože neopacifikované tkáně mají díky vyššímu poli delší T1, dostáváme větší rozdíl v signálu

Obr. 3. Porovnání TOF MRA u zdravého dobrovolníka na 1,5 T (A) a 3 T (B) Delší T1 vede k lepšímu potlačení statické tkáně (a tím lepšímu kontrastu), vyšší S/Š umožňuje použít vyšší prostorové rozlišení v případě 3 T (velikost voxelu (3A) 0,7 × 0,7 × 0,7 mm, (3B) 0,5 × 0,5 × 0,5 mm3). Čas měření v obou případech přibližně 6 min. Vyšší magnetické pole umožňuje zobrazit větší počet drobnějších tepen než pole 1,5 T. Fig. 3. Compares TOF MRA in one healthy volunteer on a) 1.5 T and 3 T Longer T1 leads to better static tissue suppression (and so to better image contrast). Higher SNR on 3 T also allows to choice higher spatial resolution (voxel size in 3A) was 0.7 × 0.7 × 0.7 mm3 while in 3B (0.5 × 0.5 × 0.5 mm3). Acquisition time was similar in both cases (approximately 6 min). Higher field clearly depicts more subtle vessels.

Obr. 4. PC MRA Avanto (A) a Trio (B) Obrázek ukazuje vybraný MIP z 3D izotropních dat (v obou případech je velikost voxelu 1 mm3) a aby byla doba takového měření akceptovatelná (zde konkrétně 5:58 min), byl zapnut PAT faktor 6. Vysoký PAT faktor vede ke značnému snížení S/Š (na 40 % původní hodnoty) a vysoké magnetické pole naopak tuto ztrátu vykompenzuje, takže výsledné obrazy zachycují výrazně více vaskulárních struktur. Fig. 4. Shows PC MRA on (A) Avanto 1.5 T and (B) Trio 3 T system One selected MIP from the series reconstructed from 3D isotropic data (voxel size of 1 mm3 in both cases). To insure acceptable acquisition time (5:58 min), acceleration PAT-factor of 6 was used. Such high PAT-factor leads to significant SNR lost (down to 40%) and high magnetic field compensates this SNR lost so finally more vascular structures is visualized on 3 T.

strana 235

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Obr. 5. Použití paralelní techniky u TOF MRA ke zkrácení doby měření V případě 5A je vidět výsledek měření s trváním 9:50 min na sytému Avanto 1,5 T (MOTSA se třemi vrstvami, kontrast zlepšen pomocí magnetizačního transferu (MTC), TE = 4,5 ms, TR = 31 ms), zatímco 5B ukazuje stejnou sekvenci na Triu 3 T s PAT faktorem 2 a dobou trvání 7:40 min (TR = 43 ms); 5C ukazuje, že MTC ztrácí na 3 T svůj význam, neboť prakticky stejného potlačení statické tkáně lze dosáhnout kratším TR = 25 ms a bez MTC, doba měření je pak ještě kratší (4:33 min). Porovnáním vidíme, že na 3 T lze dosáhnou mírně lepší kvality TOF MRA i za méně než poloviční čas. Fig. 5. Demonstrates the acquisition time shortening using parallel technique in case of TOF MRA In fig. 5A “standard” measurement with acquisition time of 9:50 min on Avanto 1.5 T system is shown (MOTSA technique with 3 slabs, image contrast is enhanced using magnetization transfer (MTC), TE = 4.5 ms, TR = 31 ms). In fig. 5B the same sequence but with PAT-factor of 2 and acquisition time of 7:40 min on Trio 3 T system is shown (TR = 43 ms). Fig. 5C demonstrates limited value of MTC on 3 T because practically the same static tissue suppression can be achieved without MTC using shorter TR of 25 ms; acquisition time is so further reduced to 4:33 min. Comparing results in fig. 5a and 5c can be seen, that using 3 T even better MRA quality can be achieved in less than half acquisition time.

opacifikované a neopacifikované tkáně. Kontrastní T1 vážené obrazy mají tedy vyšší kontrast v poli 3 T než 1,5 T, a tak přinejmenším teoreticky vyšší schopnost detekce patologických ložisek (8, 9).

Relaxační čas T2 a T2* Zatímco relaxační čas T1 se s vyšším polem prodlouží, T2 relaxační čas je naopak přibližně o 15 % kratší při přechodu z 1,5 T na 3 T (2). Ale mnohem důležitější je změna relaxačního času T2* a souvisejících efektů susceptibility či lokální nehomogenity magnetického pole. Vliv rozdílné susceptibility různých tkání (např. kalcifikace či paramagnetických látek v měkké tkáni) vede vždy ke změně (poklesu) signálu, avšak při vyšším poli se tento efekt zesiluje. Můžeme si toho všimnout jak v normální mozkové tkáni (obr. 6), tak pochopitelně v případě kalcifikací, krvácení nebo patologické distribuce paramagnetických látek (např. feritin). Vyšší citlivost na změny T2* může být také pozitivně využita při perfuzních měřeních s použitím paramagnetické kontrastní látky. Určitě nejdůležitější aplikací, která pozitivně využívá tohoto efektu, je funkční MR zobrazování (fMRI) metodou BOLD. Velikost změny BOLD signálu je přibližně lineárně závislá na hodnotě magnetického pole, a tak detekce nevelkých signálových změn při fMRI je výrazně snazší. Prakticky to vede

strana 236

k přesnějšímu a relevantnějšímu určení lokalizace mozkové aktivace, ale často i ke zvětšení oblasti aktivace. Výhody vysokého magnetického pole lze při fMRI využít i ke zlepšení prostorového rozlišení (obr. 7) nebo studiu subtilních signálových změn při komplexnějších typech stimulace („event-related“ design). V případě klinického využití fMRI při plánování neurochirurgických zákroků získáme hodnověrnější mapy topologie např. kognitivních (řečových) funkcí na 3 T, i když často stupeň kooperace pacienta je výrazně nižší než u zdravých dobrovolníků (obr. 8).

Specific absorbtion rate (SAR) Zvýšení magnetického pole však s sebou nenese, jak již bylo řečeno, pouze výhody. Určitě největší nevýhodou je nárůst SAR, a to nárůst rozhodně nezanedbatelný. SAR totiž roste s druhou mocninou magnetického pole, takže při identické sekvenci dostáváme na 3 T čtyřnásobný SAR oproti poli 1,5 T. Tento výrazný nárůst bývá citelnou limitací zejména v případě vyšetření trupu, páteře, ale i při použití rychlých sekvencích – např. kontrastní MR angiografie či sekvencí True FISP. Tento důvod byl v nedávné minulosti jedním z těch, které vedly k jisté skepsi k perspektivám využití vysokých polí v těchto oblastech. V posledních letech však došlo k výraznému posunu ve vývoji vhodných vyšetřovacích sekvencí, které SAR velmi výrazně redukují.

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Obr. 6 Obr. 6. Porovnání standardních T2-vážených obrazů TSE (TE = 89 ms, TR = 5600 ms, šířka pásma 130 Hz/pixel, čas měření 4:38 min): 6A – Avanto a 6B – Trio Mimo lepšího S/Š je také vidět zvýšený kontrast v oblasti bazálních ganglií (vyšší citlivost na T2 a T2* umožňuje zobrazovat talamická jádra sekvencemi SE i TSE). Fig. 6. Compares standard T2-weighted images of TSE sequence (TE = 89 ms, TR = 5600 ms, bandwidth of 130 Hz/pixel, acquisition time 4:38 min) A – Avanto 1.5 T; B – Trio 3 T system. Additional to higher SNR on 3 T also better contrast in region of basal ganglia can be seen (high T2 and T2* effect allows the visualization of thalamic nuclei using SE and TSE sequences).

Obr. 7 Obr. 7. Vyšší S/Š, ale hlavně vyšší citlivost na BOLD efekt umožňuje na 3 T zvýšit prostorové rozlišení při funkčním MR zobrazování Detekované mozkové aktivace při motorice ukazováčku pravé ruky je vidět při prostorovém rozlišení měření 7A – 3 × 3 × 3 mm3 a 7B – 2 × 2 × 2 mm3. Fig. 7. Higher SNR but mainly higher BOLD effect sensitivity on 3T allows to increase spatial resolution in functional brain MR imaging Detected activation during single finger motor task can be compared when spatial resolution of (7A) 3 × 3 × 3 mm3 and (7B) 2 × 2 × 2 mm3 was used.

Obr. 8. Funkční MR zobrazování jako součást předoperačního plánování u pacienta s mozkovým nádorem ukazuje aktivace při motorické úloze (červená) a verbální úloze (zelená). I u méně spolupracujících pacientů, a tedy menší statistické síle vyhodnocených aktivací je vysoké magnetické pole velkou výhodou. Fig. 8. Functional MRI was a part of the brain surgery planning in patient with brain tumor and shows activations during motor (red) and verbal (green) task. Higher magnetic field and so higher statistical relevance of activations can be appreciate namely in case of less cooperative patients.

Tyto sekvence využívají změny profilu RF pulzů (10) nebo hodnot použitých sklápěcích úhlů RF pulzů. Velmi elegantní metodou je tzv. hyper echo, kdy většina sklápěcích úhlů v sekvenci turbo spinového echa (TSE) má výrazně nižší sklápěcí uhel než obvyklých 180° a pouze signál ve středu k – prostoru je generován pomocí 180° RF pulzu (11). Trochu podobný princip využívá i sekvence SPACE, ale v tomto případě se velikost sklápěcího úhlu v sekvenci postupně mění poněkud bizarním způsobem (nesymetricky a nemonotónně), a to tak, aby použitelný T2 kontrast zůstával v obrazu i při extrémně vysokých turbo faktorech (dlouhých ETL) (12, 13). Posledně zmiňovaná sekvence se tak nejčastěji využívá při 3D měřeních

T2 vážených obrazů (obr. 9). Snížení SAR v obou případech je výrazné. Zůstává otázkou, zda tyto modifikace TSE nezpůsobí degradaci kontrastu obrazů a jejich schopnost detekce patologie. Při použití nižších sklápěcích úhlů než 180° dochází ke zvýšené generaci stimulovaných ech (a to zvláště na 3 T, kdy je delší T1), které svou interferencí se signálem spinového echa mohou snížit T2 kontrast obrazu až o 15 % (14). Porovnání obvyklé sekvence TSE a sekvence s hyper echem ukazuje obrázek 10. Je vidět, že schopnost detekce i drobných post-ischemických změn není v tomto případě použitím hyper echa nijak zmenšena, avšak systematické studie potvrzující tento fakt pro všechny myslitelné patologie v současnosti teprve probíhají.

strana 237

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Obr. 9. Obrazy 3D FLAIR sekvence použitím SPACE s izotropním prostorovým rozlišením 1 mm3 u pacienta s roztroušenou sklerózou (RS) Obrazy jsou naměřeny v sagitální orientaci, ale jak je vidět z kolmých multi-planárních rekonstrukcí, objemová data umožňují stejně kvalitní rekonstrukci v libovolném směru a významně se podílejí na přesnosti určení objemu ložisek RS, pokud je tento objem sledovaným parametrem. Fig. 9. Shows images of 3D FLAIR sequence (using flip angle sweep – SPACE) with isotropic resolution of 1 mm3 in multiple sclerosis (MS) patient Images were measured in sagital orientation but due to volume acquisition any multi-planar reconstruction can be done. This feature is valuable if volume of MS plaques is to be quantified.

Obr. 10. Sekvence FLAIR ve standardní 2D verzi A – s obvyklou konstantní hodnotou sklápěcího úhlu refokuzačního RF pulsu TSE (170°); B – s použitím hyper echa (sklápěcí úhel většiny RF pulzů je výrazně nižší než 170°); 10C – kombinace hyper echa a PAT faktoru 2. Přestože díky hyper echu klesne SAR zhruba na polovinu, detekce drobných postischemických lézí se nijak nesníží (bílá šipka). Další snížení SAR pomocí PAT je však již doprovázeno zřetelnou degradací obrazu (C). Fig. 10. FLAIR sequence in “standard” 2D version A – using constant value of the refocusing pulse flip angle (170°); B – using hyper echo (most of flip angles used during echo train are significantly lower than 170°); C – a combination of hyper echo with parallel technique (PAT-factor of 2). Even though the SAR decreases roughly to one half using hyper echo the detection ability in case of small post-ischemic lesions is not lower. However, next SAR reduction with PAT=2 leads already to visible image quality degradation.

RF interference, dielektrická rezonance Pokud se pozorně podíváme na abdominální MR obrazy naměřené v poli 3 T, můžeme si povšimnout určité nehomogenity obrazu, kdy se nepravidelně (a nutno říci nepředvídatelně) střídají oblasti vyššího a nižšího signálu. Tento efekt je způsoben tzv. dielektrickou rezonancí (v novějších pracích je také nazýván „RF interference“), kdy dochází k intereferenci rezonanční frekvence s orgány břišní dutiny. Délka vlny na frekvenci odpovídající magnetickému poli 3 T (zhruba 130 MHz) je totiž v lidském organismu přibližně stejná jako rozměry některých orgánů v břišní dutině, a tak díky interferenci výrazně klesne homogenita excitace RF pulzy zobrazovací sekvence. Efekt dielektrické rezonance můžeme vidět na srovnání identického vyšetření břicha na 1,5 T a 3 T (obr. 11). Snížená homogenita obrazů v břišní a hrudní oblasti spolu s vysokým SAR jsou nejčastěji zmiňované limitace vysokých magnetických polí pro zobrazení těchto oblastí. Odstranit problém nehomogenity obrazů (nebo-li nehomogenity RF excitace)

strana 238

není vůbec jednoduché. Poslední vývojové trendy naznačují, že cesta by mohla vést přes multi-kanálovou excitaci pomocí řady prostorově distribuovaných vysílacích RF cívek (analogicky k dnes již běžně používaným přijímacím cívkám). Každá z jednotlivých vysílacích cívek by měla upravenou úroveň RF pulzu tak, aby byl výsledný obraz co nejhomogennější. Na druhé straně, i v případě zobrazení břišní dutiny můžeme těžit z výhody lepšího poměru S/Š a měření provádět s vyšším prostorovým rozlišením anebo rychlostí. Například při MR cholangiografii, kdy zobrazujeme detaily žlučových cest s maximálním prostorovým rozlišením, je opět výhodou lepší poměr S/Š, jak to dokumentuje obrázek 12.

Chemický posun Díky vyšší rezonanční frekvenci je také na vyšším poli výraznější efekt chemického posunu (a také artefakt jím způsobený). Jedná se o známý posun signálu tuku a vody ve směru frekvenčního

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Obr. 11. Zobrazení břišní dutiny (játra, slezina) zdravého dobrovolníka na 1,5 T (A) a 3 T (B) Obrazy jsou nabrány během volného dýchání navigátorovou technikou. Můžeme si povšimnout (B) jisté nehomogenity obrazů způsobené RF interferencí (střídání tmavých a světlých oblastí). I když obrazy na 3 T trpí tímto artefaktem, jejich S/Š je i v této vyšetřované oblasti vyšší než na 1,5 T. Fig. 11. Shows abdominal imaging in healthy volunteer on (A) 1.5 T a (B) 3 T Images are acquired during free breathing using navigator technique. Clear image inhomogeneity can be seen in (B) caused by RF interference. Even suffering from these artifacts, 3 T images have again higher SNR compared to 1.5 T.

Obr. 12. Pozitivní vliv zvýšeného poměru S/Š lze využít i v abdominální oblasti při MR cholangiografii (MRC). Rozměry žlučovodů kladou vysoké nároky na prostorové rozlišení. V obou srovnávaných příkladech jsou data nabírána sekvencí 3D SPACE s izotropním rozlišením 1 mm3 a navigátorovou technikou s volným dýcháním. Fig. 12. Demonstrates the positive influence of SNR enhancement in abdominal imaging, specifically during MR cholangiography. Small size of biliary tract requires high spatial resolution. In both shown cases, data were acquired using 3D SPACE sequence with isotropic resolution of 1 mm3, free breathing and navigator technique.

kódování MR obrazu, který může být až několik pixelů v závislosti na použité šířce pásma zobrazovací sekvence. Jednoduchou pomocí je zvýšit šířku pásma. Při přechodu z 1,5 T na 3 T bychom tedy měli zdvojnásobit šířku pásma, to však bohužel vede ke snížení S/Š. V celkové bilanci kalkulace S/Š i přesto dostaneme pozitivní výsledek, neboť S/Š se s polem zdvojnásobí, ale díky zvýšené šířce pásma klesne zhruba o 30 %, takže výsledný benefit poměru S/Š je kolem 40 %. Artefakt chemického posunu v oblasti krční páteře ukazuje obrázek 13. Zvýšení chemického posunu s růstem magnetického pole samozřejmě nemá jen negativní vliv, ale je zásadní výhodou pro MR spektroskopii a teoreticky i pro selektivní potlačení signálu tuku.

Susceptibilita, lokální nehomogenity magnetického pole B0

V předchozím textu již byl popsán pozitivní vliv zesílení vlivu susceptibility na citlivost funkčního MR zobrazování me-

Obr. 13. Artefakt způsobený posunem rezonančních frekvencí vody a tuku (chemický posun), kdy signál tuku je v obrazu posunut o několik pixelů ve směru frekvenčního kódování (šipka na 13A) Řešením je zvýšení šířky pásma z 200 Hz/pixel na 395 Hz/pixel a optimalizace dalších časových parametrů sekvence (13B). Další parametry obou sekvencí byly následující: TE = 77 ms, TR = 3600 ms, voxel 0,7 × 0,7 × 3 mm. Fig. 13. Shows chemical shift artifact when fat signal is shifted several pixels in frequency coding direction (see arrow in 13A) To solve this problem, a bandwidth has to be increased (from 200 to 395 Hz/pixel) and eventually an optimization of related sequence parameters. Some other sequence parameters were as follows: TE = 77 ms, TR = 3600 ms, voxel size of 0.7 × 0.7 × 3 mm3.

todou BOLD. Umocnění efektů spojených obecně s homogenitou magnetického pole však nemá pouze vítaný přínos. Každý, kdo se zabývá MR spektroskopií, zjistí, že v poli 3 T je v některých oblastech mozku obtížnější zajistit dostatečnou homogenitu pole (nashimovat), než je tomu na 1,5 T. Každý, kdo používá sekvence EPI (echo planar imaging), si určitě povšimne, že distorze obrazů v některých oblastech je vyšší než na 1,5 T (obr. 14). A také každý, kdo provádí vyšetření kinetiky srdce sekvencí True FISP, ví, že dosáhnout kvalitních obrazů bez typických artefaktů je mnohem obtížnější na 3 T než na 1,5 T (obr. 15). (Tyto artefakty bývají někdy nazývány „1/TR artefakt“, protože vzdálenost pásů výpadků signálu je periodická a je právě úměrná 1/TR.) Všechny zmíněné efekty bývají obecně označované jako „B0 efekty“ nebo také „off-resonance efekty“, a jak již tato označení říkají, jedná se vždy o negativní vliv nedostatečné lokální homogenity magnetického pole. A zde musíme jednoduše konstatovat, že tyto efekty hrají výraznější roli na vyšším poli.

strana 239

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

zvýšit prostorové rozlišení (obr. 17) anebo zkrátit měření. Zda tyto benefity mají také signifikantní vliv na diagnostiku a zejména na zlepšení následné terapie není ještě ve všech případech prokázáno; jedním z důvodů může být i fakt obtížnosti v intraindividuálním porovnávaní u pacientů (nikoli dobrovolníků). Jako příklad uveďme studii s 25 pacienty s roztroušenou sklerózou (15), kdy autoři publikovali 10% nárůst počtu detekovaných lézí, 21% nárůst v počtu detekovaných opacifikujících se lézí a dokonce 30% nárůst objemu těchto lézí na 3 T ve srovnání 1,5 T. U tumorové diagnostiky lze profitovat ze zvýšeného kontrastu po aplikaci kontrastní látky, což někteří autoři (16) využili ke snížení dávky k.l., a to by mohlo mít určitý význam u pacientů s renální insuficiencí. Také při perfuzních studiích aplikací paramagnetické k.l. lze výrazně snížit dávku k.l., aniž by došlo ke snížení citlivosti metody. Avšak podobně jako v případě volby mezi zlepšením prostorového rozlišení či zkrácení doby měření, i zde můžeme volit mezi strategiemi snížení dávky k.l., nebo zvýšení kontrastu obrazu při aplikaci dávky standardní.

Zobrazení hrudní a bederní páteře Obr. 14. Porovnání rozsahu distorzí obrazů na 1,5 T (A, B) a 3 T (C, D) v případě difuzního zobrazování mozku sekvencí SE EPI Na A, C jsou obrazy s faktorem difuzního vážení b = 0 s/mm2 a na B, D pak s b = 1000 s/mm2. Jasně větší rozsah artefaktů v oblasti frontálních laloků vykazují obrazy na 3 T. Fig. 14. Allows to compare an extent of the image distortions in (A, B) 1.5 T and (C, D) 3 T in case of brain diffusion imaging with SE EPI sequence. In fig. A, C are images with b = 0 s/mm2 and with b = 1000 s/mm2 in B, D. Clearly higher artifact extent in frontal region is observed on 3 T systems.

Naštěstí i zde jsou možnosti, jak negativní vliv lokální nehomogenity pole alespoň významně zmírnit. Úplné odstranění výpadků signálu u sekvence True FISP je nemožné, ale prakticky vždy se podaří tyto výpadky posunout v obraze mimo oblast zájmu. To se provádí posunem rezonanční frekvence a také maximálně možným zkrácením TR (zde hraje výraznou roli výkon gradientního systému), situaci demonstruje obrázek 15. V případě sekvence EPI je opět velmi výhodné uplatnit paralelní techniku. Díky kratšímu a rychlejšímu průchodu k-prostorem je distorze obrazů výrazně menší a dokonce i poměr S/Š může být vyšší. (Při rychlejším náběru dat se méně uplatní úbytek signálu T2* relaxací). Na obrázku 16 je vidět pozitivní vliv PAT faktoru při snížení distorze difuzně vážených obrazů EPI. Po tomto obecném rozboru se v následujícím textu pokusme o stručné srovnání výhod a limitací 3 T pro jednotlivé klinické oblasti.

Zobrazení CNS: mozek a krční páteř Přínos vysokého pole ke kvalitě MR obrazů v této oblasti je potvrzen vysokým počtem publikovaných prací. Zobrazování není prakticky omezováno limity v jiných oblastech a těží ze zvýšeného poměru S/Š, lepšího kontrastu MRA (vyššímu potlačení statické tkáně) a také zvýšení rozdílu mezi opacifikovanou a mateřskou tkání při aplikaci paramagnetických kontrastních látek. Menší nevýhodou je pouze úbytek kontrastu na nativních T1 vážených obrazech. Přínos v S/Š umožňuje

strana 240

Podobně jako u zobrazení mozku, velmi důležitou výhodou 3 T je možnost zvýšit prostorové rozlišení anebo zkrátit měření pro zmenšení rizika pohybových artefaktů u méně kooperujících pacientů. Bohužel nárůst SAR a také artefaktů z pulzace mozkomíšního moku v této oblasti omezuje plné využití zlepšeného poměru S/Š. Excitační RF pulzy mohou být kvůli SAR určitým kompromisem, což pak vede ke zhoršení profilu vrstev, a tak opětovnému snížení prostorového rozlišení. Možná to je i důvod malého počtu publikovaných prací, které by srovnávali klinické výsledky na 3 T a 1,5 T.

Muskolo-skeletální oblast I tato oblast patří primárně mezi ty, kde MR zobrazení může těžit ze zvýšeného prostorového rozlišení. I zde však typické neduhy vysokých polí jako artefakt chemického posunu nebo vysoký SAR ztěžují plné uplatnění signálového navýšení. Oproti abdominální oblasti však tyto problémy nejsou veliké. Ani v této široké oblasti nejsou zatím publikována žádná data o přímém srovnání s 1,5 T, nejvíce prací se celkem logicky zabývá zobrazením chrupavky. Avšak ani při zobrazení chrupavky zatím není prokázán jednoznačný klinický benefit z pole 3 T. Pokud ale vyžadujeme extrémně vysoké rozlišení (např. 0,6 × 0,6 × 0,6), pak doba měření (bez paralelní techniky) sekvencí DESS je na 1,5 T klinicky neakceptovatelných 19 minut, zatímco na 3 T s PAT faktorem 2 v nezhoršené kvalitě trvá měření 10 minut (obr. 18).

Abdominální oblast Při zobrazení břišní a hrudní dutiny nejvíce narážíme na problémy spojené s aplikací vysokého pole: vysoký SAR a nehomogenita obrazů díky RF interferenci. Také samotná velikost většiny orgánů nevyžaduje příliš vysoké rozlišení, a tak na první pohled není důvod, proč v této oblasti preferovat 3 T (a také se to tak často děje, včetně našeho pracoviště v IKEM). I zde ale najdeme aplikace, kdy může být vysoké pole výhodou. Je to například při MR cholangiografii (MRC), kdy díky zlepšenému S/Š a vyššímu prostorovému rozlišení byla vyšší

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Obr. 15

Obr. 15. Příklad artefaktu u sekvence TrueFISP při vyšetření kinetiky srdce (tmavé pásy výpadku signálu označené šipkami) Posun hypointenzních pásů (A, B, C) je způsoben posunem rezonanční frekvence o 100 Hz. Je vidět, že v tomto konkrétním případě ani jedno řešení není optimální. Fig. 15. Shows an example of the typical TrueFISP artifact in an examination of the myocardial kinetics (dark bands signed by arrows) Shift of bands shown in fig. A, B, C is caused by the frequency shift of 100 Hz. In this particular case no optimal frequency shift was found. Obr. 16. Snížení distorzí obrazů EPI pomocí paralelní techniky Obrazy s b = 1000 s/mm2 byly naměřeny v případě (A) bez paralelní techniky, v případě (B) je PAT faktor 2 a na (C) je PAT roven 3. Rozsah artefaktů v čelních lalocích zřetelně klesá s rostoucím PAT faktorem, avšak s ním klesá i S/Š. Fig. 16. Demonstrates improvement of EPI image distortion using parallel technique Images with b = 1000 s/mm2 were measured: A – without parallel technique; B – with PATfactor of 2; C – with PAT-factor of 3. The artifacts extent clearly decreases with increase of PAT-factor but also SNR drops down.

Obr. 16

Obr. 17

Obr. 17. Příklad zobrazení hlavových nervů a struktur vnitřního ucha sekvencí CISS s vysokým prostorovým rozlišením 0,5 × 0,5 × 0,5 mm3 na 1,5 T (A, B) a 3 T (C, D) Parametry sekvence byly identické, čas měření 8 minut. Umožňuje posoudit přínos v kvalitě jednotlivých obrazů při 3 T (A, C), o něco menší rozdíl zaznamenáme v obraze MIP (B, D). Fig. 17. An example of the head nerves visualization and inner ear imaging using CISS sequence with very high spatial resolution of 0.5 × 0.5 × 0.5 mm3 acquired on (A, B) 1.5 T and (C, D) 3 T Sequence parameters were identical; acquisition time 8 min. Fig. A and C allows to compare an original image improvement while smaller difference can be seen on MIP (B, D). Obr. 18. Také při zobrazení chrupavky v kolením kloubu je třeba co nejvyšší prostorové rozlišení, v tomto případě sekvence DESS bylo použito izotropní rozlišení 0,5 × 0,5 × 0,5 mm3. Pokrytí celého klubu relativně velkým počtem vrstev (s malou tloušťkou) vede k enormě dlouhé době měření kolem 18 minut na 1,5 T (A). Tato neakceptovalená doba může být zkrácena na únosných 10 minut kombinací 3 T a paralelní techniky (PAT faktor 2), aniž by došlo ke snížení kvality obrazů a rekonstrukcí (B). Multi-planární rekonstrukce jsou vedeny tak, aby nejlépe ukázaly tloušťku chrupavky v místě jejího největšího úbytku. Fig. 18. Also for cartilage imaging high spatial resolution is required; in this case of DESS sequence isotropic resolution of 05 × 0.5 × 0.5 mm3 was used. Covering of the entire knee joint with relative high number of slices leads to unacceptable acquisition time of 18 min on 1.5 T (A). Acquisition time can be significantly reduced down to 10 min using th combination of the high field with parallel technique (PAT-factor of 2) without image quality reduction (B).

Obr. 18

strana 241

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

Vaskulární aplikace, MR angiografie

Obr. 19. Vyšetření kinetických parametrů myokardu pomocí metody „RF tagging“, kdy hyposignální mříž je vytvořena přípravným RF pulzem v úvodu R-R intervalu a na dynamických obrazech je možno sledovat její vývoj. Generovaná mříž se však s časem postupně z obrazů ztrácí, a to díky T1 relaxaci. Kvalitu a hodnotitelnost mříže na 1,5 T (A, B) můžeme srovnat s obrazy naměřenými na 3 T (C, D). Zatímco na počátku R-R cyklu (A, C) je mříž zcela zřetelná, na konci cyklu už v případě 1,5 T nejsou body mříže vůbec viditelné (B), avšak na 3 T i v této době jsou slušně detekovatelné (D). Fig. 19. Presents an examination of the myocardial kinetic parameters using RF tagging. A grid generated at the beginning of the R-R cycle disappears during time evolution due to T1 relaxation. The quality of the grid in later cardiac phase is much better on 3 T (C, D) than on 1.5 T (A, B) due to longer T1 in higher magnetic field.

shoda v zachycení intrahepatických variant žlučových cest na 3 T než na 1,5 T (17). I tato a podobné studie však zatím trpí relativně malým počtem pacientů, nebo jsou prováděny jen na dobrovolnících. Výhoda vyššího prostorového rozlišení, vyššího S/Š a prodloužení T1 by mohla být využita i při vyšetření tenkého střeva MR enterografií, a to zejména na post-kontrastních skenech.

Oblast malé pánve Přestože přínos vysokého pole v této oblasti není zkoumán dlouho, je již potvrzen několika publikovanými pracemi (14, 18). Vyšší rozlišení a kratší doby měření se pozitivně uplatňují například v diagnostice ovariálních tumorů, kde správná diferenciace sept a nodulů hraje zásadní roli v klasifikaci patologie. Zatímco běžně dosahované prostorové rozlišení na 1,5 T je 2–3 mm3 (doba měření 4–5 minut), prostorové rozlišení 0,83 mm3 za čas 39 s již bylo klinicky použito a publikováno na 3 T. Při hledání drobných tumorů prostaty je kvalita a rozlišení MR obrazů zcela zásadní a řada pracovišť proto používá na 1,5 T endorektální cívky. Autoři práce (19) poprvé ukázali, že kvalita MR obrazů získaných povrchovou „phase-array” cívkou v poli 3 T je plně srovnatelná s těmi, které byly naměřeny za pomoci endorektální cívky v poli 1,5 T. Také MR spektroskopie, která se v posledních letech ukazuje jako zásadně přínosná pro diagnostiku tumorů prostaty, těží z vyššího S/Š a spektrálního rozlišení na 3 T.

strana 242

Výhody 3 T při intrakraniální (nativní) MRA byly již dostatečně probrány v úvodní části, a tak zde shrňme některé aspekty při extrakraniálních aplikacích kontrastní MRA (CeMRA). Pro úspěšnou CeMRA jsou rozhodující dva faktory a jejich kompromis: prostorové rozlišení a rychlost akvizice. Je zřejmé, že v obou směrech se vysoké magnetické pole pozitivně uplatňuje, a to zejména tím, že vyšší S/Š umožní zvýšit prostorové rozlišení a současně zkrátit dobu měření použitím paralelní techniky s vyšším PAT faktorem. Nejvíce se výhoda projeví při dynamické („time-resolved“) kontrastní MRA. Na našem pracovišti se dynamická MRA provádí hlavně v případě zobrazení plicních žil nebo tepen. Při CeMRA je většinou zkrácen repetiční čas na minimum, to však (i přes nižší sklápěcí úhly) vede opět k nárůstu SAR přes povolený limit. Je tak nutné použít RF pulzy s nižší energetickou zátěží (tzv. „low SAR“ RF pulsy), ty však mají delší trvání a prodlouží TR, což vede i k delší době měření. Tento nárůst můžeme kompenzovat zvolením vyššího PAT faktoru, ale opět za cenu poklesu S/Š. Je vidět, že i v relativně nečekaných souvislostech narážíme na komplexnost při optimalizaci vyšetřovacích protokolů na 3 T tak, aby byla plně využita výhoda vyššího magnetického pole. A z tohoto pohledu se zdá, že přínos vysokého pole pro CeMRA není obecně zřejmě tak zásadní jako v některých jiných oblastech. Najdeme však i zde aplikace a techniky, kdy je výhodou.

Vyšetření srdce Také tato vyšetřovací oblast je při porovnání 1,5 T versus 3 T kontroverzní. I v tomto případě můžeme být omezováni SAR limitem, ale ještě větším problémem je využití sekvence True FISP při zobrazení srdeční kinetiky. Jak již bylo zmíněno v předchozím textu, na hranicích oblastí rozdílné susceptibility, ale také v myokardu vznikají oblasti výpadku signálu, které není vždy jednoduché či vůbec možné eliminovat. Ukazuje se, že v některých případech je lépe použít „starou dobrou“ sekvenci FLASH, která sice nedisponuje takovým kontrastem mezi srdečními dutinami a myokardem, ale zato netrpí artefakty typickými pro True FISP. V tomto bodu tak musíme konstatovat, že magnetické pole 3 T oproti 1,5 T žádné výhody nepřináší. Pokud však budeme používat kinetické sekvence, které používají tzv. „RF tagging“, pak je vyšší pole výraznou výhodou (na počátku RR intervalu je v obraze vytvořena mříž, která umožňuje sledovat deformaci myokardu i uvnitř tkáně). Během evoluce srdečního cyklu totiž mříž vytvořená RF pulzem postupně mizí hlavně díky T1 relaxaci. Protože s polem se prodlouží i T1, vydrží hodnotitelnost mříže mnohem déle v srdečním cyklu na obrazech získaných na 3T než na 1,5 T (obr. 19).

ZÁVĚR Tento příspěvek nemá a ani nemůže mít ambice podat jednoznačné závěry o výhodnosti či nevýhodnosti MR systému operujícího s magnetickým polem 3 T oproti běžnému poli 1,5 T. Ještě zdaleka není ukončen vývoj nových metod a optimalizace protokolů, které budou pro vyšší pole vhodnější a užitečnější. Samozřejmě i nové technologie posunou po-

Ces Radiol 2008; 62(3): 233–243

tenciál vysokých polí ještě více do plného klinického využití. Je také zřejmé, že řada studií, které obě magnetická pole porovnávají v různých oblastech, stále probíhají, takže úplná data ještě nejsou k dispozici. Přes řadu uvedených problémů, se kterými se na 3 T setkáváme, je ve většině případů zřejmý

LITERATURA 1. Hoult DI, Phil D. Sensitivity and power deposition in a high-field imaging experiment. J Magn Reson Imaging 2000; 12: 46–67. 2. Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, et al. T1, T2 relaxation and magnetization transfer in tissue at 3T. Magn Reson Med 2005; 54: 507–512. 3. Lu H, Clingman C, Golay X, van Zijl PC. Determining the longitudinal relaxation time (T1) of blood at 3.0 Tesla. Magn Reson Med 2004; 52: 679–682. 4. Weigel M, Hennig J. Contrast behavior and relaxation effects of conventional and hyperecho-turbo spin echo sequences at 1.5 and 3 T. Magn Reson Med 2006; 55: 826–835. 5. Gold GE, Han E, Stainsby J, Wright G, Brittain J, Beaulieu C. Musculoskeletal MRI at 3 T: relaxation times and image contrast. AJR Am J Roentgenol 2004; 183: 343–351. 6. Rinck PA, Muller RN. Field strength and dose dependence of contrast enhancement by gadolinium-based MR contrast agents. Eur Radiol 1999; 9: 998–1004. 7. Rohrer M, Bauer H, Mintorovitch J, Requardt M, Weinmann HJ. Comparison of magnetic properties of MRI contrast media solutions at different magnetic field strengths. Invest Radiol 2005; 40: 715–724.

obecný přínos ke kvalitě MR obrazů (zvýšení prostorového rozlišení, zkrácení akvizice nebo i zvýšení kontrastu obrazů). Otázkou, která i nadále zůstává otevřená, je, zda se tento přínos v kvalitě obrazů projeví i ve změně terapeutických přístupů na základě přesnější diagnostiky.

8. Ba-Ssalamah A, Nobauer-Huhmann IM, Pinker K, et al. Effect of contrast dose and field strength in the magnetic resonance detection of brain metastases. Invest Radiol 2003; 38: 415–422. 9. Krautmacher C, Willinek WA, Tschampa HJ, et al. Brain tumors: full- and half-dose contrast-enhanced MR imaging at 3.0 T compared with 1.5 T-initial experience. Radiology 2005; 237: 1014–1019. 10. Hargreaves BA, Cunningham CH, Nishimura DG, Conolly SM. Variable-rate selective excitation for rapid MRI sequences. Magn Reson Med 2004; 52: 590–597. 11. Hennig J, Scheffler K. Hyperechoes. Magn Reson Med 2001; 46: 6–12. 12. Mugler JP, III, Kiefer B, Brookeman JR. Three-dimensional T2-weighted imaging of the brain using very long spin-echo trains (abstr) In: Proceedings of the Eighth Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine 2000; 1630. 13. Hennig J, Weigel M, Scheffler K. Multi echo sequences with variable refocussing flip angles: optimization of signal behaviour using smooth transitions between pseudo steady states (TRAPS). Magn Reson Med 2003; 49: 527–535. 14. Morakkabati-Spitz N, Gieseke J, Kuhl C, et al. Female pelvis: MR imaging at

3.0 T with sensitivity encoding and flip-angle sweep technique. Radiology 2006; 241: 538–545. 15. Sicotte NL, Voskuhl RR, Bouvier S, Klutch R, Cohen MS, Mazziotta JC. Comparison of multiple sclerosis lesions at 1.5 and 3.0 Tesla. Invest Radiol 2003; 38: 423–427. 16. Krautmacher C, Willinek WA, Tschampa HJ, et al. Brain tumors: full- and half-dose contrast-enhanced MR imaging at 3.0 T compared with 1.5 T-initial experience. Radiology 2005; 237: 1014–1019. 17. Merkle EM, Haugan PA, Thomas J, Jaffe TA, Gullotto C. 3,0 versus 1.5 T MR Cholangiography: a pilot study. AJR Am J Roentgenol 2006; 186: 516–521. 18. Kataoka M, Kido A, Koyama T, et al. MRI of the female pelvis at 3 T compared to 1.5 T: evaluation on high resolution T2-weighted and HASTE images. J Magn Reson Imaging 2007; 25: 527–534. 19. Hricak H, Choyke PL, Eberhart SC, Leibel SA, Scardino PT. Imaging prostate cancer: a multidisciplinary perspective. Radiology 2007; 243: 28–53. 20. Fischer HW, Rinck PA, Van Haverbeke Y, Muller RN. Nuclear relaxation of human brain gray and white matter: analysis of field dependence and implications for MRI. Magn Reson Med 1990; 16: 317–334.

strana 243