Magnetresonantstomograafia

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

Tuumamagnetresonantsi kui nähtust kirjeldas esimesena 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.

Lihtsustatud seletus meditsiini valdkonnas

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.

Teaduslik seletus

Fourier' teisendusega TMR

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 väheneva 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.

Relaksatsioon ja resolutsioon

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.

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

1D MRT

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 + B_lokaalne (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.

2D MRT

Uuritava viilu valimine

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 G_z-d, mis juhul muutub Larmori sagedus sõltuvaks z-koordinaadist:

ω_RF(z₀) = γB₀ + γG_zz₀,

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 ω_RF-d.

K-ruum

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:

k_x = γG_xt = 1/λ_x,

kus alaindeks × tähistab valitud telge, G_x 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 λ_x 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 M_r 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.

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

Selgub, et k_x = 0 ja k_y = 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 (k_x = 0, k_y = 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 k_y väärtusest – kuna k-ruum koosneb peamiselt kompleksarvudest, võib seda pidada analoogseks tüüpilise kompleksarvude ruumiga, seega kuna k_x esindab reaalarvulisi väärtusi ja k_y imaginaarseid väärtusi, avaldub vastav nurk järgnevalt: θ = arctan(k_y/k_x);
• resolutsioon sõltub k_x^max ja k_y^max väärtustest.

3D MRT

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

Tüüpiline lihtsustatud MRT mõõteprotseduur

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

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

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

Kirjeldatud mõõteprotseduuriga täidetakse k-ruum ridahaaval, 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.

Mõõteseadmed

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 vastupidi – 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

MRT peamised eelised:

• kasutatakse mitteioniseerivat kiirgust;
• kujutistasand vabalt valitav;
• elusorganismide mitteinvasiivne uurimine = võimaldab diagnoosidanäiteks polüskleroosi, ajukasvajaid, lülisamba infektsioone, südameataki varajasi tundemärke jne;
• võimaldab teatud mõõteskeemide korral jälgida elusorganisme reaalajas;
• võimaldab paralleelset TMRS-i teostamist ehk ühendite analüüsi;
• parim pehmete kudede eraldusvõime;
• lõpptulemust võrdlemisi lihtne tõlgendada.

Puudused

MRT peamised puudused:

• töötavale masinale ei tohi läheneda metallist esemetega, sh südamerütmuritega, mis sisaldavad metallosi, 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.

Pildinäiteid

• 
  Röntgenipilt käest. Selgelt on näha luud, kuid pehmed koed (lihased, kõõlused) on hägused.
• 
  MRT-pilt põlvest. Selgelt on eristatavad ka pehmed koed.
• 
  MRT-pilt peast
• 
  MRT läbilõige inimese peast

Valdkonna terminite tüüpilised lühendid

• 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)

Vaata ka

• Funktsionaalne magnetresonantstomograafia
• Larmori sagedus
• Magnetresonants
• Tuumamagnetresonantsspektroskoopia

Kirjandus

• Ian L. Pykett (1. mai 1982). "NMR Imaging in Medicine" (PDF). Scientific American. 246 (5): 78–88. DOI:10.1038/scientificamerican0582-78. ISSN 0036-8733.
• 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.{{cite book}}: CS1 hooldus: mitu nime: toimetajate loend (link)
• 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.