ZNAJDŹ WETERYNARZA

niedziela, 25 października 2020
Zobacz:
stomatologianews

Rezonans magnetyczny w medycynie weterynaryjnej. Cz. III*

Odpowiedzmy na pytanie, dlaczego po bardzo długim czasie TR pomiędzy impulsami sygnały, choć bardzo podobne, nie są w 100% jednakowe i jaki ma to związek z obrazami zależnymi od gęstości protonowej? Wytłumaczenie przebiegu tych zjawisk, choć w nieco innym kontekście, zostało już podane. 

Intensywność sygnału, jak wiemy, zależy od wielu czynników. Po upływie odpowiednio długiego czasu, czyli po zastosowaniu długiego interwału czasowego TR, kontrast tkankowy nie zależy już od T1, ale ciągle różnica może wynikać z odmiennej gęstości protonowej badanej tkanki [7, 8, 14]. Z tego właśnie powodu po bardzo długim czasie TR różnica sygnału jest związana głównie z różnicami gęstości protonowej i właśnie dlatego otrzymane obrazy nazywamy zależnymi od gęstości protonowej lub gęstości spinów, czyli obrazami PD-zależnymi (ang. Proton Density) [7, 8, 14].

Tak oto poznaliśmy sposób pozyskiwania obrazów zależnych od czasu T1 oraz od gęstości protonowej PD. Jak otrzymywane są obrazy zależne od różnic czasów T2? Jest to proces nieco bardziej skomplikowany.

Wyobraźmy sobie sytuację, w której na początku wysyłamy impuls 90°, którego zadaniem jest pochylenie wektora magnetyzacji podłużnej i wytworzenie magnetyzacji poprzecznej. Jak pamiętamy, zaraz po ustaniu nadawania impulsu RF wektor magnetyzacji podłużnej zacznie się odtwarzać, a poprzecznej zanikać. O przyczynach zaniku magnetyzacji poprzecznej i ich wpływie na cały układ spinów pisaliśmy wcześniej. Wiemy również, że utrata zgodności fazy poruszających się protonów powoduje stopniowy zanik sygnału płynącego z tkanki. Pamiętamy również o tym, że magnetyzacja poprzeczna zanika na skutek niejednorodności w wewnętrznych, lokalnych polach magnetycznych sąsiadujących ze sobą protonów, a także w wyniku braku jednorodności pola zewnętrznego, w którym pacjent jest umieszczany w trakcie badania.

Stosując „sztuczkę”, o której zaraz powiemy, jesteśmy w stanie zniwelować wpływ tych zewnętrznych niejednorodności. Na brak jednorodności wewnętrznych pól magnetycznych nie jesteśmy w stanie nic poradzić [7, 8, 11, 14, 16]. Na czym więc polega rzeczona sztuczka? Po określonym czasie, który nazwiemy TE/2, czyli połowicznym TE, wysyłamy impuls 180°. Co dzieje się wówczas z magnetyzacją poprzeczną (fot. 9 i 9a)? Impuls 180° działa jak gumowa ściana, odwracając ruch protonów tak, że wykonują one precesję w dokładnie przeciwnym kierunku niż dotychczas.

Po wysłaniu impulsu takiego rodzaju protony, które charakteryzuje wyższa częstotliwość precesji, znajdą się za protonami o niższej częstotliwości precesji. Po upływie kolejnego TE/2 szybsze protony „dogonią” i zrównają się z wolniejszymi, a cały układ znów, ale tylko przez chwilę, będzie poruszał się w zgodnej fazie, co w konsekwencji zainicjuje pojawienie się magnetyzacji poprzecznej i silnego sygnału [7, 8, 11, 14, 16]. Zaraz po tym szybsze protony znów wyprzedzą te wolniejsze i intensywność sygnału ponownie spadnie [7, 8, 11, 14, 16].

Protony jak gdyby odbijające się od niewidzialnej ściany przypominają fale dźwiękowe odbijające się od wierzchołków gór w postaci echa. Dlatego właśnie powstający w wyniku tych działań sygnał nazywamy echem lub echem spinowym. Po wysłaniu sygnału naszego echa spinowego fazy precesji protonów ponownie „rozchodzą się” i szybsze protony wysuwają się na czoło. Całą sekwencję impulsów echa spinowego możemy powtarzać wielokrotnie i na tej podstawie przedstawić wykres intensywności sygnału w czasie, tak jak na fot. 10 i 10a. Na krzywej tam przedstawionej widać, że powstający sygnał echa spinowego zmniejsza się w czasie. Ma to związek z faktem, że nasza „sztuczka”, czyli wysyłanie impulsów 180°, neutralizuje jedynie zewnętrzne przyczyny braku jednorodności pola magnetycznego, a więc te wynikające z niedoskonałości pola magnetycznego generowanego przez magnes aparatu MR. Zastosowanie tego wybiegu niestety nie wywiera korzystnego wpływu na zniwelowanie niejednorodności miejscowych wewnętrznych pól magnetycznych tkanki, które nie mogą być w żaden sposób wyrównane [7, 8, 11, 14, 16].

W związku z tym od echa do echa intensywność sygnału maleje. Jest to nazywane tzw. efektem T2. Jeśli nie użylibyśmy impulsu 180° do neutralizacji stałych niejednorodności zewnętrznych, różnice natężenia pola magnetycznego oddziałującego na protony po wyłączaniu impulsu RF będą większe. By odróżnić zatem ten krótszy czas relaksacji poprzecznej od T2 po impulsie 180°, oznaczono go jako T2* (ang. T2 – star; T2 z gwiazdką), a towarzyszące temu zjawiska nazwano efektami T2* [7, 8, 11, 14, 16]. Sekwencja impulsów użyta w naszym przykładzie to klasyczna sekwencja echa spinowego złożona z impulsów 90° i 180°, czyli tego odpowiedzialnego za powstanie echa. Ten rodzaj sekwencji jest bardzo ważny w obrazowaniu MR, stanowi ona nieodłączny element każdego badania MR [7, 14]. Mówiąc inaczej, sekwencja ta jest swoistą „lokomotywą” wśród różnych rodzajów sekwencji, którą można wszechstronnie wykorzystać. Teraz przyjrzyjmy się bliżej sekwencji echa spinowego zależnej od T2.

SEKWENCJA ECHA SPINOWEGO ZALEŻNA OD T2

Po wysłaniu impulsu 90° pojawia się magnetyzacja poprzeczna. Bezpośrednio po impulsie 90° magnetyzacja poprzeczna osiąga swoje maksimum. Następnie zaczyna zanikać w związku z efektem relaksacji poprzecznej. Przebieg tego zjawiska przedstawia krzywa T2. Na fot. 11 mamy krzywe T2 dla dwóch różnych tkanek: tkanki A o krótkim T2 (np. mózg) i tkanki B o długim T2 (np. woda lub płyn mózgowo-rdzeniowy). Obie krzywe zaczynają się w punkcie „0”, odpowiadającym chwili bezpośrednio po wyłączeniu impulsu 90°. Po określonym czasie TE/2, gdy magnetyzacja poprzeczna jest mniejsza, wysłany zostaje impuls 180°. Po upływie kolejnego okresu TE/2 (czyli w sumie po czasie TE od chwili wyłączenia impulsu 90°) otrzymamy sygnał – echo spinowe. Intensywność tego echa wyznaczona jest na krzywej T2 przez czas TE. Czas pomiędzy impulsem 90° i echem spinowym jest nazywany czasem echa, w skrócie TE (z ang. Time to Echo). Czas TE może być dobierany swobodnie przez operatora. Jak widać z krzywych T2, czas TE ma wpływ na powstający sygnał, a więc i na ostateczny obraz.

Zasadniczo należy stwierdzić, że im krótszy czas TE, tym silniejszy sygnał odbierany z tkanki [7, 14]. By otrzymać najlepszy, silny sygnał, celowe mogłoby się wydawać użycie krótkiego TE, ponieważ intensywność sygnału obniża się przy wydłużeniu TE. Jednak przy krótkim TE pojawia się problem. W przykładzie z fot. 11 obie krzywe T2 zaczynają się w tym samym punkcie. Gdy czas TE jest krótki, różnica w intensywności sygnału pomiędzy tkankami A i B jest bardzo mała, więc trudno je od siebie odróżnić [7, 14]. Tak więc przy krótkim TE różnice w T2 nie wpływają istotnie na kontrast tkankowy między tkankami. Ponieważ obie krzywe „rozchodzą się” przy dłuższym TE, różnice między krzywymi T2, czyli różnice w intensywności sygnału, są większe, zatem kontrast staje się wyraźniejszy [7, 14].

Czy celowe jest wydłużanie TE? Powstały w takim przypadku obraz powinien być bardzo mocno zależny od T2. Niestety, trzeba równocześnie pamiętać, że całkowita intensywność sygnału będzie malała [7, 11, 14]. Stosunek sygnału do szumu (zakłóceń) obniży się do tego stopnia, że przy zastosowaniu zbyt długiego czasu TE obraz stanie się nieczytelny [7, 11, 14].

W każdym systemie obecne są zakłócające szumy, ale gdy sygnał jest silny, nie odgrywają one żadnej roli. Jednak im słabszy sygnał, tym trudniej odróżnić go od szumu otoczenia. Dla lepszego zrozumienia i łatwiejszego przeanalizowania etapów sekwencji echa spinowego można ją przedstawić graficznie jak na fot. 12. Jej przebieg jest następujący: impuls 90° – czas oczekiwania TE/2 – impuls 180° – czas oczekiwania TE/2 – rejestracja sygnału. Z różnych powodów taka sekwencja impulsów jest dwukrotnie lub więcej razy powtarzana. Czas powtórzenia sekwencji impulsów to TR (Time to Repeat), otrzymujemy więc następujący schemat: 1 (impuls 90° – czas TE/2 – impuls 180° – czas TE/2 – zapis sygnału po czasie TE). Po czasie TR (czasie od początku jednego impulsu 90° do następnego impulsu 90°) ma miejsce kolejny cykl impulsów i pomiar sygnału: 2 (impuls 90° – czas TE/2 – impuls 180° – czas TE/2 – zapis sygnału po czasie TE).

Aby ustalić, jak silny sygnał otrzymamy z danej tkanki przy określonych parametrach sekwencji echa spinowego, należy po prostu odpowiednio dobrać krzywe T1 i T2, jak to przedstawiono na fot. 13 [7, 14]. Który z parametrów określa wartość magnetyzacji podłużnej? Tym parametrem był TR. Aby stwierdzić, przy jakiej wartości magnetyzacji podłużnej jej wektor zostanie pochylony o 90° (tzn. by ustalić wartość magnetyzacji poprzecznej w momencie początkowym), wystarczy odczytać intensywność magnetyzacji podłużnej po czasie TR [7, 14]. Magnetyzacja podłużna w tym punkcie, „pochylona” do płaszczyzny prostopadłej, jest początkowym punktem zaniku magnetyzacji poprzecznej. Dlatego w tym miejscu właśnie dołączamy krzywą T2 jak na fot. 13.

Wielkość sygnału otrzymanego w sekwencji echa spinowego zależy również od TE. Tę wartość intensywności sygnału odczytamy więc po czasie TE na krzywej T2. Jaki obraz otrzymamy, wybierając długi czas TR i krótki TE? Odpowiedź w formie graficznej przedstawia fot. 14, na której widoczne są krzywe T1 i T2 dla dwóch różnych tkanek. Przypomnijmy sobie, że im większa magnetyzacja podłużna, tym silniejsza początkowa magnetyzacja poprzeczna zaraz po impulsie 90°.

Stwierdziliśmy wcześniej, że przy długim TR magnetyzacja podłużna wszystkich tkanek ulegnie odtworzeniu, nie dając nam szansy na wychwycenie różnic w intensywności sygnału [7, 11, 14]. W przedstawionym przykładzie różnice w wartościach T1 tkanek badanych nie mają wpływu na sygnał, ponieważ upływa dość dużo czasu, aby doszło do całkowitej relaksacji nawet w tkankach o długim T1. W sekwencji echa spinowego zaczynamy od impulsu 90°, który „pochyla” wektor magnetyzacji podłużnej (nie ma znaczenia występowanie w międzyczasie innych impulsów, np. 180°). Przy wyborze długiego TR różnice w T1 nie odgrywają istotnej roli. Dobierając krótki TE, nie pozwalamy także, aby różnice intensywności sygnału wynikające z różnic w T2 mogły się ujawnić.

Otrzymany zatem sygnał nie zależy ani od T1, ani od T2, a tylko od gęstości protonów lub spinów [7, 11, 14]. W uproszczeniu można napisać, że im więcej protonów znajduje się w danej tkance, tym silniejszy jest otrzymany sygnał, o czym już wspominaliśmy. Co stanie się zatem, gdy użyjemy długiego czasu TR i długiego TE? Przy długim TR nie ma znaczących różnic w T1, ale przy długim TE uwydatniają się różnice zależne od T2, jak to przedstawiono na fot. 15. Powstały obraz będzie zależny od T2 [7, 11, 14]. Jaki będzie wynik, jeżeli użyjemy krótkiego TR i krótkiego TE?

Przy krótkim czasie TR tkanki nie odzyskają swojej magnetyzacji podłużnej, toteż różnice w T1 (od którego zależy, jak szybko odzyskiwana jest magnetyzacja podłużna) wyrażą się w postaci różnic w intensywności sygnału
(fot. 16). Gdy TE jest krótki, różnice w T2 nie są dostatecznie wyraźne i obraz będzie wciąż zależny od T1 (istnieje dolna granica dla TE, ponieważ jest potrzeby pewien czas, by wysłać impuls i czas potrzebny na wywołanie przezeń efektu porządkowania spinów – ma to ścisły związek z parametrami technicznymi produkowanych na świecie skanerów MR) [7, 11, 14]. A co się stanie, jeśli użyjemy bardzo krótkiego TR i bardzo długiego TE? To tylko teoretyczne pytanie. A dlaczego? Przy bardzo krótkim TR „pochylany” wektor magnetyzacji podłużnej ma małą wartość. A przy długim TE dodatkowo pozwalamy nawet tej nikłej powstałej magnetyzacji zaniknąć w znacznym stopniu [7, 11, 14]. Powstały w ten sposób sygnał byłby tak mały, o tak małej intensywności, że nie mógłby zostać użyty do wytworzenia odpowiedniego obrazu.

PRAKTYCZNE WSKAZÓWKI UŁATWIAJĄCE INTERPRETACJĘ OBRAZU

Jak rozpoznać na podstawie zdjęcia, czy jest to obraz zależny od T1, czy od T2, przy założeniu, że stosowano normalną sekwencję impulsów, a nie jedną z tzw. sekwencji szybkich? Jeśli środowisko płynne, np. płyn mózgowo-rdzeniowy lub mocz, przedstawione zostaje w kolorze białym, to mamy do czynienia z obrazem zależnym od T2 [7, 8, 10, 14, 16]. Jeśli płyn ma ciemniejszą barwę niż tkanki, mamy do czynienia z obrazem zależnym od T1 lub od gęstości protonowej [7, 8, 10, 14, 16]. Spójrz na fot. 17 – płyn mózgowo-rdzeniowy jest ciemny, a istota szara ciemniejsza od istoty białej; to typowy obraz zależny od T1, fot. 17a – płyn mózgowo-rdzeniowy jest także ciemny, choć intensywność sygnału jest nieco wyższa niż na obrazie zależnym od T1. Kontrast między istotą szarą i białą jest odwrócony. To obraz zależny od gęstości protonowej (PD), czyli gęstości spinów. Związane jest to z tym, że istota szara zawiera więcej wody, czyli de facto zawiera więcej protonów, a intensywność sygnału wysłanego przez nią jest wyższa niż intensywność sygnału z istoty białej. Fot. 17b – płyn mózgowo-rdzeniowy ma wyższą intensywność sygnału niż istota biała i szara, obraz jest zależny od T2.

Wszystko, co zostało opisane, to zaledwie wskazówki praktyczne. Dla pewności zawsze należy porównać dwa obrazy otrzymane przy różnych parametrach obrazowania [11]. Po co? Na fot. 18 przedstawiono dwie krzywe startujące z różnych poziomów, które następnie przecinają się. Fakt, że krzywe te przecinają się, jest niebywale istotny. W okresie TE przed punktem przecięcia TE1 tkanka A będzie emitowała sygnał o większej intensywności. W punkcie przecięcia TEC tkanek nie można odróżnić – emitują one sygnały o tej samej intensywności. W związku z powyższym możemy mieć pecha i wybrać sekwencję impulsów, której parametry nie pozwolą zróżnicować tkanek (dlatego praktycznie przeprowadza się dwa badania, o różnej zależności od T1 i od T2). W okresie TE za punktem przecięcia TE2 tkanka A będzie emitowała słabszy sygnał niż tkanka B. Przed punktem przecięcia (którego nie jesteśmy w stanie wyznaczyć tylko na podstawie oglądanego obrazu) względna intensywność sygnału wynika z różnic w T1. Tkanka o krótszym T1 (lub większej gęstości protonowej, jeżeli użyjemy długiego czasu TR) nadal emituje sygnał o większej intensywności. Jedynie przy dłuższych TE do głosu dochodzi zależność od T2 [7, 11, 14].

W ten oto sposób poznaliśmy już wiele parametrów, które wpływają na obraz MR: czasy T1 i T2, gęstość protonową, sekwencję impulsów, TR i TE. Czynników tych jest jednak znacznie więcej, istotne są np. przepływ krwi. W jaki więc sposób przepływ wpływa na sygnał? Fakt, że przepływ wpływa na sygnał MR, jest znany od dawna. Pierwsze doświadczenia dotyczące tego zjawiska zostały przeprowadzone ok. 30 lat temu [1-4, 7, 11, 14, 16]. Dość ciekawe było wykorzystanie go do pomiaru przepływu paliwa w przewodach rakietowych [7, 14]. Wyjaśnienie, w jaki sposób przepływ oddziałuje na sygnał MR, jest raczej złożone i dość trudne, ale powinniśmy mieć o tym przynajmniej ogólne pojęcie.

Fot. 19 przedstawia przekrój ciała i przechodzące przezeń naczynie. Po wysłaniu impulsu 90° wszystkie protony na poziomie tego przekroju znajdą się pod wpływem fali radiowej. Po wyłączeniu impulsu RF rejestrujemy sygnał, ale w tym czasie cała krew opuściła już badaną warstwę. W związku z tym nie odbieramy żadnego sygnału pochodzącego z naczynia – na obrazie będzie ono zaznaczone jako czarne [1-4, 7, 11, 14, 16]. Zjawisko to nazywa się zanikiem sygnału związanym z przepływem (ang. flow-void phenomenon). Nie jest to jedyny rodzaj oddziaływania przepływu na pozyskiwany obraz. Warto wspomnieć np. o wzmocnieniu sygnału zależnym od przepływu.

Fot. 20 przedstawia naczynia przechodzące przez badaną warstwę. Fot. 20a odpowiada sytuacji przed impulsem 90°, 20b – zaraz po impulsie. Jeżeli wstrzymamy się chwilę z wysłaniem drugiego impulsu 90° – fot. 20c, to protony ulegną pewnej relaksacji i ponownie pojawi się niewielka magnetyzacja podłużna, co pokazują strzałki skierowane w górę. Ale protony w naczyniu krwionośnym opuściły już badaną warstwę i zostały zastąpione przez protony posiadające jeszcze całość swej magnetyzacji podłużnej. Jeżeli wyślemy teraz impuls 90°, silniejszy sygnał otrzymamy z naczynia niż z otaczającej tkanki, ponieważ w tym czasie magnetyzacja podłużna w naczyniu jest większa [1-4, 7, 11, 14, 16].

Zagadnienie dotyczące zależności między siłą i intensywnością sygnału oraz efektów, które wywołuje przepływ, jest znacznie bardziej skomplikowane. Na przykład przy obrazowaniu wielowarstwowym, tzn. gdy otrzymujemy w tym samym czasie obraz wielu warstw, sygnał zależy również od kierunku przepływu. Ponadto zmienia się on na różnych przekrojach naczynia, zależnie od profilu przepływu i od tego, czy jest on laminarny, czy turbulentny [1-4, 6, 7, 11, 14, 16].

Tematyka dotycząca zagadnień, takich jak wpływ przepływu na sygnał oraz angiografia MR, przekracza swoją złożonością ramy nałożone na to opracowanie. Jeśli chcesz dowiedzieć się więcej, zachęcamy do lektury innych opracowań na ten temat.

SEKWENCJA CZĘŚCIOWEGO NASYCENIA I REGENERACJI NASYCENIA

Sekwencja z wykorzystaniem jedynie impulsów 90° to tzw. sekwencja częściowego nasycenia (PS, z ang. Partial Saturation Sequence) i sekwencja regeneracji nasycenia (SR, z ang. Saturation Recovery Pulse Sequence) (fot. 21). Już o nich mówiliśmy, celowo wtedy nie podając nazwy.

Zasadniczo sekwencje te są podobne, składają się z dwóch impulsów 90°. Różni je okres przerwy między impulsami, czyli czas TR. Spójrz na fot. 22 z krzywymi T1 (biegnącymi ku górze) dla dwóch różnych tkanek. Jeśli wyślemy drugi impuls po długim czasie TR, to obie tkanki zdążą odzyskać magnetyzację podłużną. Przy długim czasie TR i sekwencji regeneracji nasycenia (protony uległy relaksacji, czyli są nasycone) sygnał zależy od gęstości protonowej. Przy krótkim TR i sekwencji częściowego nasycenia (protony nie uległy relaksacji) T1 staje się więc decydującym czynnikiem warunkującym intensywność sygnału, otrzymujemy więc obrazy T1-zależne.

SEKWENCJA ODWRÓCENIA REGENERACJI

W przeciwieństwie do sekwencji echa spinowego, w sekwencji odwróconej regeneracji (IR, z ang. Inversion Recovery Sequence) używa się najpierw impulsu 180°, po którym dopiero następuje impuls 90°. Co się wówczas dzieje? Impuls 180° odwraca magnetyzację podłużną w przeciwnym kierunku (wszystkie protony, które były odpowiedzialne za zbiorczy moment magnetyczny skierowane w górę, teraz zwracają się w dół).

Opisaną sytuację przedstawiają fot. 23 i 24 dla dwóch tkanek o różnym czasie T1 (tkanka z szybszą magnetyzacją podłużną, więc krótszym T1 jest w dolnym rzędzie). Jeśli nie zrobimy nic ponadto, magnetyzacja podłużna będzie powoli wracać do stanu wyjściowego (ku górze) jak piłka wrzucona do wody. By otrzymać mierzalny sygnał, jak wiemy, niezbędna jest jednak magnetyzacja poprzeczna. W tym celu używamy tradycyjnie impulsów 90°. Otrzymany sygnał zależy od czasu pomiędzy impulsami 180° i 90°, okresu po inwersji (odwróceniu) przez impuls 180°. Dlatego czas ten nazywany jest czasem inwersji (odwrócenia), w skrócie TI (z ang. Time of Inversion). TR jest czasem pomiędzy sekwencjami, podobnie jak w innych sekwencjach impulsów. Intensywność sygnału w sekwencji IR zależy od T1, który określa, jak szybko magnetyzacja podłużna powraca do wartości wyjściowej. Otrzymujemy więc obrazy zależne od T1 w większym nawet stopniu niż przy sekwencjach częściowego nasycenia i regeneracji nasycenia [1-4, 6, 7, 11, 14, 16].

Zdjęcia 17-17b wykonane w Szpitalu Weterynaryjnym w Orzeszu. Pozostałe zdjęcia udostępnione dzięki uprzejmości firmy Schering-Plough Polska Sp. z o.o. 

Piśmiennictwo dostępne W REDAKCJI


 

* artykuł jest bezpośrednią kontynuacją tekstu „Rezonans magnetyczny w medycynie weterynaryjnej – cz. II ”

Autorzy:
lek. wet. Krzysztof Podhorec, Ursynowska Klinika Weterynaryjna, Warszawa
lek. wet. Natalia Grabda, lek. wet. Oliwier Teodorowski, lek. wet. Piotr Teodorowski, Klinika Weterynaryjna Teodorowscy, Mikołów

Zdjęcia:

Z archiwum autorów

Streszczenie:
Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI) wykorzystuje pola magnetyczne i fale częstotliwości radiowej do tworzenia obrazu , który zależny jest od rozkładu przestrzennego jąder wodoru w organizmie. MRI umożliwia uzyskiwanie obrazów diagnostycznych o wysokim kontraście tkankowym, anatomicznym, a za pośrednictwem spektroskopii rezonansu magnetycznego pozwala na funkcjonalne mapowanie narządów, takich jak mózg. Inną niezwykle pozytywną cechą, wyróżniającą badania MRI, jest to, że wydłużone skanowanie może zostać przeprowadzone bez narażenia pacjenta na dodatkowe ryzyko, związane z działaniami niepożądanymi promieniowania jonizującego.

Słowa kluczowe:
rezonans magnetyczny, MRI, pole magnetyczne, obrazowanie.

Przejdź do następnej strony

Nasi klienci