Obrazowanie zębów świnki morskiej za pomocą rezonansu magnetycznego techniką echa spinowego w warunkach in vivo

Transkrypt

1 Czas. Stomatol., 2007, LX, 12, Polish Dental Society Obrazowanie zębów świnki morskiej za pomocą rezonansu magnetycznego techniką echa spinowego w warunkach in vivo In vivo Magnetic Resonance Imaging of guinea pig s teeth using spin-echo technique Marta Tanasiewicz 1, Władysław Węglarz 2 Z Katedry i Zakładu Materiałoznawstwa i Propedeutyki Stomatologii, Sl. Uniwersytetu Medycznego w Katowicach 1 Kierownik Katedry i Zakładu: dr hab. n. med., dr hab. n. tech. R. Orlicki, prof. nadzw. Z Zakładu Tomografii Magnetyczno-Rezonansowej, Instytut Fizyki Jądrowej PAN im. Niewodniczańskiego w Krakowie 2 p.o. Kierownika: dr fizyki W. P. Węglarz Summary Introduction: Development of new MRI techniques aims at elaborating methods of mineralized tissues exposure. This may result in precise imaging and modeling of hard dental tissues, which would broaden the range of diagnostic methods in modern dentistry. Aim of the study: To image the teeth of a guinea pig with the spin-echo technique under in vivo conditions. Material and methods: The material consisted of a guinea pig. A 4.7 T research MRI system equipped with Maran DRX (Resonance Instruments Ltd.) console with an actively shielded gradient coils of own design was used in the study. Results: 2D images of the guinea pig s head, oral cavity and teeth were obtained. The dimension of the matrix was 128x128 pixels. Streszczenie Wprowadzenie: rozwój nowych technik obrazowania za pomocą rezonansu magnetycznego podąża w kierunku opracowania sposobu uwidaczniania tkanek zmineralizowanych. Realizacja takich założeń może znaleźć odzwierciedlenie w precyzyjnym odwzorowaniu i obrazowaniu zmineralizowanych tkanek zęba, wzbogacając w ten sposób kanon diagnostycznych metod stosowanych we współczesnej stomatologii. Cel pracy: zobrazowano zęby świnki morskiej w warunkach in vivo z wykorzystaniem techniki echa spinowego. Materiał i metody: materiał badawczy stanowiła świnka morska. W badaniach wykorzystano tomograf badawczy o polu 4,7 T, wyposażony w konsolę Maran DRX (Resonance Instruments Ltd.) i cewkę gradientową własnej konstrukcji. Wyniki: uzyskano dwuwymiarowe obrazy o rozdzielczości 128x128 pikseli prezentujące głowę, obszar jamy gębowej i zęby świnki morskiej. KEYWORDS: Magnetic Resonance Imaging, in vivo study HASŁA INDEKSOWE: rezonans magnetyczny, badania in vivo 815

2 M. Tanasiewicz, W. Węglarz Czas. Stomatol., Wstęp Rozwój nowych technik obrazowania za pomocą rezonansu magnetycznego prowadzi do opracowania sposobu uwidaczniania tkanek zmineralizowanych w warunkach in vivo (4, 9, 10, 12). Realizacja takich założeń może znaleźć odzwierciedlenie w precyzyjnym odwzorowaniu i obrazowaniu zmineralizowanych tkanek zęba, wzbogacając w ten sposób kanon diagnostycznych metod stosowanych we współczesnej stomatologii. Podejmowane do tej pory próby nie zawsze przynosiły pożądane wyniki, gdyż obrazowanie zębów techniką rezonansu magnetycznego ze względu na ich strukturę anatomiczną jest trudne. Obrazowanie za pomocą rezonansu magnetycznego Obrazowanie za pomocą magnetycznego rezonansu jądrowego jest techniką opartą na pomiarze sygnału pochodzącego od spinów jądrowych (najczęściej jąder atomów wodoru) znajdujących się w badanym obiekcie. Umieszczenie próbki w zewnętrznym polu magnetycznym B 0 spowoduje pojawienie się w sygnale rezonansowym znacznego wzrostu amplitudy wokół częstotliwości rezonansowej ω 0 =γb 0. Jeżeli dodatkowo na pole B 0 nałożone zostanie pole o zmieniającym się liniowo natężeniu możliwe będzie uzyskanie obrazu przestrzennego obiektu. Dzięki zastosowaniu gradientów: kodującego fazę G y, odczytującego G x i wyboru warstwy G z, każdy obszar próbki znajduje się w innym polu magnetycznym. Sygnały rezonansowe z poszczególnych obszarów różnią się częstością rezonansową, która koduje położenie. W praktyce do wytworzenia liniowego gradientu stosuje się dodatkowe cewki umożliwiające niezależną generację trzech składowych gradientu. Przyłożenie gradientu w jednym kierunku na przykład z (w zależności od doboru układu współrzędnych) powoduje wybór warstwy o grubości z, będącej przekrojem badanego obiektu. Zastosowanie kolejnych dwóch powoduje to, że z warstwy wycinany jest mały fragment objętości o wymiarach: x y z zwany voxelem, z którego rejestrowany jest sygnał. Liczba voxeli w ramach jednej warstwy wynosi 2 n. Każdemu takiemu fragmentowi objętości na płaszczyźnie odpowiada element zwany pixelem. W ten sposób powstaje matryca o n 2 elementach. We współcześnie produkowanych aparatach do wizualizacji warstw za pomocą techniki rezonansu magnetycznego stosowane są metody rekonstrukcji obrazu oraz odwzorowania wielokrotnego. Technika rezonansu magnetycznego daje możliwość rozróżnienia poszczególnych struktur i pozwala na uzyskanie obrazu przestrzennego w sposób niedestrukcyjny oraz nieinwazyjny [cyt. wg 7]. Stosowane są różnorodne techniki obrazowania za pomocą rezonansu magnetycznego: technika wizualizacji rozkładu czasów relaksacji T 1, technika wizualizacji rozkładu gęstości protonów (Proton Density PD), technika pomiarów echa spinowego (Spin Echo SE), technika obrazowania w echu gradientowym stanowiąca punkt wyjścia dla animacji magnetyczno-rezonansowej, a wiec badania dynamicznego [cyt. wg 7]. Obrazowanie za pomocą rezonansu magnetycznego polega na wizualizacji różnic właściwości magnetycznych poszczególnych tkanek, wyrażonych różnicami wartości czasów relaksacji, to znaczy czasów T 2 i T 1. Jest regułą, że T 2 T 1. Suma wektorów magnetyzacji podłużnej i poprzecznej daje zmieniający się wypadkowy wektor przedstawiający całkowity moment magnetyczny danej tkanki. 816

3 2007, LX, 12 Obrazowanie zębów świnki morskiej techniką echa spinowego Różnice między T 2 i T 1 zależne od budowy histochemicznej tkanki, związane z prędkością oddawania energii i zmian obu składowych wektora magnetyzacji, wpływają na emitowany sygnał radiowy. Zastosowanie transformacji Fouriera pozwala na uzyskanie fal składowych o różnej częstotliwości i amplitudzie, pochodzących z poszczególnych tkanek. Przetwarzane są one następnie na obraz analogowy z obszarami o różnej jasności. W zależności od czasu relaksacji, podłużnej czy poprzecznej, względem której różnicowane są tkanki, mówi się o obszarach T 1 lub T 2 zależnych. Tkanki o krótkim czasie T 1 dają silny sygnał i widoczne są w obrazach T 1 zależnych jako obszary jasne (hiperintensywne). Tkanki o długim czasie T 1 emitują słabszy sygnał i widoczne są jako obszary ciemne (hipointensywne). W przypadku T 2 tkanki o krótkim czasie T 2 emitują słabszy sygnał (hipointensywne) niż te o długim czasie T 2, które są widoczne jako obszary od nich jaśniejsze (hiperintensywne). Obrazy T 1 zależne charakteryzują się silnym sygnałem z tkanek (obszary jasne) i słabym z przestrzeni płynowych (obszary ciemne). Obrazy T 2 zależne charakteryzują się słabym sygnałem z tkanek (obszary ciemne) i silnym z przestrzeni płynowych (obszary jasne) [cyt. wg 7]. Impulsy pobudzające wysyłane przez cewkę nadawczą są tak dobrane pod względem natężenia i czasu trwania, aby wywołać pożądane odchylenie wektora magnetyzacji obiektu badanego. Odbiór emitowanego sygnału odbywa się przez cewkę odbiorczą pełniącą rolę anteny. Otrzymanie obrazu struktur wewnętrznych badanego obiektu wymaga zastosowania sekwencji kilku kolejnych impulsów RF pozwalających na zarejestrowanie różnicy czasów T 1 lub T 2 dla różnych tkanek. Następnie konieczne jest przekształcenie tej informacji na obraz. Skala szarości na ekranie monitora lub na błonie odpowiada różnym wartościom aktualnie mierzonego parametru. Odbiór sygnału wysyłanego przez badany obiekt jest możliwy tylko wówczas, gdy emisja następuje w płaszczyźnie prostopadłej do linii sił pola magnetycznego. Dochodzi wtedy do indukowania napięcia w cewce odbiorczej. Zmiany magnetyzacji w płaszczyznach równoległych do osi z nie mogą być rejestrowane. Dlatego każda sekwencja musi zawierać impuls wytwarzający składową M xy wektora magnetyzacji, zwykle impuls 90º lub mniejszy. Spośród wielu dotychczas opracowanych rodzajów sekwencji impulsów zastosowanie znajdują głównie sekwencje echa spinowego i gradientowego. Sygnał rezonansowy rośnie z siłą pola magnetycznego oraz ze wzrostem gęstości protonowej badanego obszaru i jego czasu T 2, a także ze spadkiem czasu T 1 i ograniczeniem ruchu (przepływu) cząstek. W technice rezonansu magnetycznego, aby uzyskać obraz, jest niezbędne wytworzenie trzech rodzajów pól magnetycznych: statycznego pola magnetycznego, gradientowego pola magnetycznego, pola zmiennego z zakresu częstotliwości fal radiowych. Magnesy, cewki gradientowe i cewki RF wchodzące w skład systemu obrazowania magnetyczno-rezonansowego służą odpowiednio do generacji poszczególnych pól. Dla poprawienia jednorodności pola, pochodzącego od magnesu głównego, wytwarza się dodatkowo słabe pola magnetyczne poprzez zastosowanie cewek korekcyjnych. Poszczególne układy cewek wraz z cewką RF, umieszczone są w uzwojeniu głównym magnesu. Magnesy wykorzystywane w obrazowaniu MR można podzielić na trzy grupy: magnesy stałe, elektromagnesy oraz magnesy nadprzewodzące [cyt. wg 7]. 817

4 M. Tanasiewicz, W. Węglarz Czas. Stomatol., Cel pracy Celem pracy była prezentacja możliwości obrazowania zębów u świnki morskiej metodą echa spinowego w warunkach in vivo. Materiał i metody Materiał badawczy stanowiła świnka morska ze Zwierzętarni Zakładu Tomografii Magnetyczno-Rezonanasowej Instytutu Fizyki Jądrowej PAN w Krakowie. Zgodę na przeprowadzenie doświadczeń wydała II Lokalna Komisja Etyczna ds. doświadczeń na zwierzętach w Krakowie (uchwała 468/2007 z dnia 22 lutego 2007 roku). Zęby świnki morskiej, którą poddano eksperymentowi charakteryzowały się parametrami pomiarowymi: długość/szerokość/grubość, które w przypadku zębów siecznych dolnych i górnych wynosiły odpowiednio około 1cm/ 0,2cm/0,2cm oraz 0,4cm/0,2cm/0,2cm, a dla zębów trzonowych wartości wynosiły średnio 0,3cm/0,2cm/0,2cm (ryc. 1 a-c). Przygotowanie eksperymentu W ramach przygotowania do eksperymentu została zaprojektowana, a następnie wykonana, głowica pomiarowa. W skład tej głowicy wchodzą: rura pleksiglasowa stanowiąca podstawę dla całej konstrukcji, stolik z układem rur do ogrzewania zwierzęcia w trakcie eksperymentu, układ nadawczo-odbiorczy złożony w pierwszym eksperymencie z cewki nadawczej birdcage 200-QV-005 i cewki odbiorczej powierzchniowej 200-LS-001 oraz w drugiej serii pomiarowej z cewki nadawczo-odbiorczej birdcage 200-QV-003, układu do unieruchamiania głowy świnki morskiej w postaci nasadki na zęby górne (w drugiej serii pomiarowej) i pary bolców osłoniętych bibułą. Aparatura pomiarowa W skład aparatury pomiarowej, którą można podzielić na cyfrową i analogową wchodzą: konsola MR MARAN DRX (Resonance Instruments Ltd.) wyposażona w dwa cyfrowe źródła częstości DDS (Direct Digital Syntezer) oraz dwa odbiorniki cyfrowe DR (Digital Receiver), magnes nadprzewodzący BC firmy Bruker wytwarzający pole o indukcji 4,7 T, głowica pomiarowa wraz z układem cewek RF, komputer monitorujący, komputer sterujący (ryc. 2). Przygotowanie świnki morskiej do pomiaru W pierwszym etapie eksperymentu świnka morska była wstępnie usypiana gazem ane- Ryc. 1. Czaszka i uzębienie świnki morskiej. 818

5 2007, LX, 12 Obrazowanie zębów świnki morskiej techniką echa spinowego Ryc. 2. Schemat aparatury pomiarowej. stetycznym (anestezja wziewna w specjalnie przygotowanej komorze z użyciem 1-1,5% halotanu w mieszaninie powietrza i tlenu w proporcjach 40:60%). Następnie zwierzę było umieszczane na stoliku w głowicy pomiarowej. W pierwszej serii pomiarowej cewka odbiorcza w postaci płytki była umieszczana pod głową świnki, w bezpośrednim sąsiedztwie zębów. Artefakty spowodowane odruchami bezwarunkowymi obiektu badań, wynikające z braku nasadki na zęby, były na tyle duże, że do eksperymentu z wykorzystaniem cewki nadawczo-odbiorczej birdcage został wprowadzony dodatkowy element w postaci plastikowego uchwytu na zęby górne. Kolejny etap polegał na zastosowaniu zestawu do monitoringu anestezji (Small Animal Monitoring and Gating System, S.A. Instruments Inc). Na klatce piersiowej świnki morskiej ulokowano poduszkę czułą na ruchy klatki piersiowej przy wdechu i wydechu, podskórnie rozlokowano elektrody EKG. W odbycie umieszczono czujnik temperatury. Funkcje życiowe monitorowano w sposób ciągły. Przez czas trwania obrazowania magnetyczno-rezonansowego zwierzę było poddawane anestezji wziewnej. Zwierzę zostało unieruchomione w głowicy z cewką F, a następnie umieszczone w tomografie magnetyczno-rezonansowym. Czas trwania badania wynosił około 3 godzin. Po zakończeniu eksperymentu zwierzę, zgodnie z procedurą badawczą zatwierdzoną przez II Lokalną Komisję Etyczną d/s doświadczeń na zwierzętach w Krakowie, zostało poddane 819

6 M. Tanasiewicz, W. Węglarz Czas. Stomatol., eutanazji z użyciem morbitalu w dawce 1,5 ml/kg. Wyniki Do pomiarów metodą echa spinowego zastosowano standardową sekwencję impulsów typu Bruker o nazwie MSMED-TR. Wielkości czasów TE (czas echa) i TR (czas repetycji) dla wszystkich wykonanych eksperymentów były jednakowe i wynosiły odpowiednio 12 ms i 1 s. Wykonując pomiary w warunkach in vivo uzyskano dwuwymiarowe przekroje w płaszczyźnie osiowej, czołowej i strzałkowej o rozdzielczości 128x128 pikseli obrazujące głowę, jamę gębową i zęby świnki morskiej. Omówienie wyników i dyskusja W eksperymentach zobrazowano zarówno górne i dolne zęby sieczne, jak również górne i dolne zęby trzonowe świnki morskiej (ryc. 3-7). Obrazy wykonane metodą echa spinowego pozwoliły nie tylko na zlokalizowanie zębów, lecz również na odróżnienie trzech podstawowych elementów strukturalnych zęba: miazgi, zębiny i szkliwa. Tkanki miękkie, podniebienie i ślina jako obszary o najdłuższym czasie relaksacji poprzecznej T 2 (>10ms) [5, 7] w obszarze szczęki emitują sygnał o największym natężeniu, odpowiadają więc najjaśniejszym miejscom na rycinach. Miazga zęba, w której biegnie pęczek naczyniowo-nerwowy, charakteryzuje się czasem T 2 wynoszącym około 1ms [5, 7]. Na rycinach z profilem osiowym widoczna jest ona jako jasna plama o zaokrąglonym konturze, otoczona ciemnymi pierścieniami pochodzącymi od zębiny i szkliwa. Sygnał od materii organicznej zawartej w szkliwie i zębinie, jak również w otaczającym korzeń zęba cemencie jest bardzo słaby, ze względu na bardzo krótki czas relaksacji T 2 równy około 100 μs [5, 7]. Zębina wykazuje większe uwodnienie w porównaniu ze szkliwem i odpowiada jaśniejszemu pierścieniowi o mniejszym promieniu. Głównymi fizycznymi parametrami decydującymi o tym, którą z metod obrazowania za pomocą rezonansu magnetycznego można stosować w przypadku uwidaczniania zębów, są przede wszystkim czas T 2 określający tempo zanikania sygnału oraz czas T 1 niezbędny, aby układ wrócił do równowagi. W przypadku zębów, a właściwie materii organicznej zawartej w szkliwie, zębinie i cemencie, T 2 ma wartość rzędu 100 ms, w miazdze zęba T 2 ma wartość zbliżoną do 1 ms [4]. W tkankach miękkich i Ryc. 3. Przekrój osiowy zębów siecznych w badaniu MR; a obraz górnych i dolnych zębów siecznych, b opis obrazu. 820

7 2007, LX, 12 Obrazowanie zębów świnki morskiej techniką echa spinowego Ryc. 4. Przekroje w płaszczyźnie osiowej. Ryc. 5. Przekroje w płaszczyźnie czołowej: a obraz szczęki, b opis obrazu. płynach ustrojowych czas T 2 jest zazwyczaj wyraźnie dłuższy niż 10 ms. Stosowane do tej pory metody oparte na echu spinowym lub gradientowym nie dawały pełnej możliwości obrazowania zmineralizowanych tkanek zębów. Obrazowanie miazgi zęba z ich pomocą jest trudne. Bardzo dobrze natomiast nadają się do obrazowania powierzchni zęba oraz kanałów zębowych, gdy istnieje możliwość umieszczenia próbki w roztworze wodnym formaliny, soli fizjologicznej lub roztworze innej soli pozwalającej na do- 821

8 M. Tanasiewicz, W. Węglarz Czas. Stomatol., Ryc. 6. Przekroje w płaszczyźnie czołowej. Ryc. 7. Przekroje w płaszczyźnie strzałkowej; a obraz szczęki, b opis obrazu. branie optymalnych wartości T 1 i T 2 tak, by w jak najkrótszym czasie otrzymać obraz dobrej jakości. Wizualizację powierzchni otrzymuje się dzięki kontrastowi pomiędzy silnym sygnałem pochodzącym od roztworu a brakiem sygnału od zęba. Tego typu pomiar możliwy jest jednak na razie tylko w warunkach in vitro [3, 6-8]. Trudności w obrazowaniu zębów wynikają również w znacznej mierze z małych rozmiarów (objętość miazgi 0,006 mm 3 w przypadku dolnego zęba siecznego i 0,068 mm 3 w przypadku zęba trzonowego szczęki) oraz diametralnie odmiennej natury zmineralizowanych i miękkich tkanek zęba. O mikroobrazowaniu mówimy, gdy osiągnięta rozdzielczość przestrzenna jest większa niż rozdzielczość ludzkiego oka (50 µm). Rozdzielczość, którą można osiągnąć jest ograniczona przez maksymalne możliwe natężenie pól gradientowych (łatwiejsze do uzyskania w przypadku obrazowania cieczy niż 822

9 2007, LX, 12 Obrazowanie zębów świnki morskiej techniką echa spinowego ciał stałych) oraz stosunek sygnału do szumu (ze względu na mały moment magnetyczny jąder biorących udział w rezonansie i małą różnicę obsadzeń poszczególnych poziomów energetycznych). Pierwsze mikroobrazy o średnicy 100 μm ukazywały miazgę i kanały korzeniowe [1]. Innym czynnikiem ograniczającym maksymalną rozdzielczość jest dyfuzja cząsteczek. Powodzeniem zakończyły się obserwacje usuniętych zębów przechowywanych w 90% roztworze wodnym formaliny, co spowodowało, że badany materiał znajdował się w środowisku bogatym w protony. Kontrast sygnałów pomiędzy płynem a zmineralizowanymi tkankami zęba umożliwił uwidocznienie tych tkanek w mikroskopii rezonansu magnetycznego z wykorzystaniem pola 9,4 T [6]. W kolejnych latach ukazały się prace prezentujące próby wykorzystania mikroskopii rezonansu magnetycznego do określenia geometrii powierzchni zęba, kanałów korzeniowych i ubytków próchnicowych [2, 6, 11]. Do tego typu obrazowania stosowane są techniki ogólnie określane mianem metod typu echa spinowego oraz echa gradientowego, pozwalające łatwo uwidaczniać tkanki miękkie lub uwodnione medium. Rozwój metod obrazowania ciał stałych takich jak technika SPI (ang. Single Point Imaging), technika SPRITE (ang. Single Point Ramped Imaging with T 1 Enhnncement) czy technika STRAFI (ang. Stray Field Imaging) zaowocował próbami rozróżnienia w usuniętych zębach tkanki miękkiej (miazga) i zmineralizowanej (szkliwo, zębina, cement korzeniowy) [1, 6]. Obecnie mikroskopia rezonansu magnetycznego nie jest jeszcze wykorzystywana w klinicznej praktyce dentystycznej. Dopiero technika STRAFI umożliwiła zobrazowanie protonów rzeczywistych tkanek zmineralizowanych zęba, chociaż rozdzielczość tak rejestrowanych obrazów pozostawiała wiele do życzenia, a rozróżnienie poszczególnych rodzajów zmineralizowanych tkanek było niemożliwe [1]. Mikroskopia rezonansu magnetycznego pola zmiennego STRAFI nie zapewnia obrazowania miazgi [10]. Technika ta na obecnym etapie rozwoju nauki przeznaczona jest do uwidaczniania struktur o wymiarach nie przekraczających 5 cm długości. Ograniczenie to wynika z rozmiarów komory pomiarowej. Systemy pomiarowe wykorzystywane w tej metodzie muszą przejść jeszcze wiele niezbędnych modyfikacji konstrukcyjnych, by można było metodę STRAFI stosować w aplikacjach klinicznych [2, 11]. Dlatego ciekawym rozwiązaniem w przypadku uwidaczniania struktury zębów wydaje się zastosowanie metod typu SPI, które są dostępne lub możliwe za pomocą standardowej aparatury oraz pozwalają na obrazowanie zarówno części zmineralizowanych, jak i miazgi zębowej [10]. Dotychczas autorzy metodę SPI wykorzystali do detekcji próchnicy w warunkach in vitro i do porównania struktury zębów ludzkich pochodzących od pacjentów młodocianych i dojrzałych [7, 11]. Zastosowana w doświadczeniu aparatura nie może być stosowana u pacjentów. Składają się na to wysokie koszty badania, długi czas pomiaru i wartość indukcji 4,7 T przekraczająca wymagania stawiane urządzeniom do pracy w warunkach klinicznych. Obecnie stosowane tomografy kliniczne charakteryzują się indukcją o wartości od 0,2 do 3 T. Podsumowanie Obrazowanie wykonane w ramach pracy może stanowić pierwszy etap zastosowania metod rezonansu magnetycznego w stomatologii, w przyszłości zakończonej opracowaniem i wprowadzeniem MR w obszar precyzyjnych metod diagnostycznych stosowanych przez lekarza dentystę w praktyce klinicznej. 823

10 M. Tanasiewicz, W. Węglarz Czas. Stomatol., Piśmiennictwo 1. Appel TR, Baumann M A: Solid-state nuclear magnetic resonance microscopy demonstrating human dental anatomy. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Radiol Endod 2002, 94, 2: Emid S, Creyghton J H N: High resolution NMR imaging In solids. Appl Phys B 1985, 128: Gruwel M L H, Latta P, Tanasiewicz M, Volotovsky V, Sramek M, Tomanek B: MR imaging of teeth using a silent single point imaging technique. Appl Phys A 2007, 88: Langlais R P, van Rensburg L J, Guidry J, Moore W S, Miles D A, Nortje C J: Magnetic resonance imaging in dentistry. Dent Clin North Am 2000, 44, 2: Margulis A R, Hricak H, Crooks L: Medical applications of nuclear magnetic resonance imaging. Q Rev Biophys 1987, 3-4: Tanasiewicz M: Mikroskopia rezonansu magnetycznego w diagnostyce endodontycznej. Możliwości nieimpresyjnego obrazowania jam zębowych dla potrzeb dentystyki odtwórczej. Mag Stomatol 2003, 3: Tanasiewicz M: Nowe obszary zastosowań mikroskopii rezonansu magnetycznego w terapii i diagnostyce dentystycznej. Rozprawa habilitacyjna ŚAM w Katowicach nr 28/ 2006, str , Tanasiewicz M, Węglarz W P, Kupka T W, Jasiński A: Application of Magnetic Resonance Imaging in dentistry to caries lesion detection and 3D visualization as an alternative non-invasive diagnostic method. Pol J Environ Stud 2007, 16, 2C: Węglarz W P: Correlation of the multicomponent anisotropic water diffusion with structure of the nervous tissue MR Microscopy study of the rat spinal cord in vitro. Mol Phys Rep 2000, 2: Węglarz W P: MR Microscopy of Water Diffusion Tensor in Biological Systems. Appl Magn Reson 1998, 15: Węglarz W P, Tanasiewicz M, Kupka T, Skórka T, Sułek Z, Jasiński A: 3D MR imaging of dental cavities an in vitro study. Solid State Nucl Magn Reson 2004, 25: Young S W: Nuclear Magnetic Resonance Imaging. Basic Principles. Raven Press, NY 1984, p Otrzymano: dnia 25.X.2007 r. Adres autorów: Bytom, Plac Akademicki 17 Tel.: Fax martatanasiewicz@slam.katowice.pl 824