Vizsgálóeljárások klinikai jelentősége: MRI

5. Vizsgálóeljárások klinikai jelentősége: MRI

Írta: Karlinger Kinga

 

5.1. A Mágneses rezonanciás képalkotás (MRI)

5. 1. 1. A fejezet célja:
A szakorvosjelölteknek nyújtson orientációt az MR ismeretekben való elmélyedésre. A fejezet természetszerűleg magába foglalja a gradualis ismereteket, azokra épít. A fejezet terjedelme nem teszi lehetővé az egyes technikákban való elmélyedést (azokról könyvek szólnak), feladata inkább az, hogy felhívja a figyelmet az MRI vizsgálatban rejlő lehetőségekre, a vizsgálható jelenségekre / eltérésekre, a kóros elváltozások diagnosztikájára, és a legújabb a gyarkorlatban valóban alkalmazott/alkalmazható technikákra

5. 1. 2. A XIX. században Maxwell által felállított egyenletek alapján írta le 1946-ban egymástól függetlenül Bloch és Purcell a mágneses magrezonancia jelenségét, azaz, hogy a páratlan nucleonszámú atommagok külső mágneses térben adott frekvenciávalprecesszálnak és ezzel azonos frekvenciájú elektromágneses hullámmal energia közölhető vele, amely energiát a rá jellemző fizikai tulajdonságok szerint ad le. Ezen felfedezésért később megosztott Nobel díjat kaptak
Ezt a jelenséget NMR-nek (Nuclear Magnetic Resonance) hívják és kémiai analízisekre, spectroskopiára használták. Ilyen mérések során fedezte fel Damadian 1971-ben, hogy a normalis és daganatos szövetek T2 relaxatiós ideje különbözik egymástól. A jelenség képalkotásra való felhasználása is Damadian ötlete volt.
Paul Lauterburtól származik a képalkotásnak a gradiens terekkel történő megoldása, aki 1972-ben készítette el első képét élő szövetről (egy paprikáról), ehhez a matematikai alapokat sir Peter Mansfield szolgáltatta. Ők ketten 2003-ban kaptak Nobel díjat ezért.
Az első emberi felvételek 1976-ban készültek (Moor és Hinsaw).
Magyarországon az első mágneses rezonanciás képalkotásra alkalmas készülék 1987-ben kezdett működni.

5.2. Fizikai alapok

5. 2. 1. A jelenségről röviden: Mágneses rezonanciás képalkotás (MRI) az emberi szervezetben lévő hidrogénatommagok különféle tulajdonságainak kimutatásán alapszik, mágneses térben. Az emberi szervezetben nagyszámban jelenlévő páratlan nucleonszámú (= 1 proton), precessáló hidrogenatommagok (szervezetünk több, mint 70 %- a víz, de a vízen kívül a fehérjék, zsír és szénhidrátok is tartalmazzák!) erős mágneses térbe helyezve a mágnesnek megfelelően (észak vs dél) rendeződnek,elemi mágnesként működnek, de fázisuk eltérő marad, a velük rezonanciában lévő nagyfrekvenciás rádióhullámokat felveszik (gerjednek = excitálódnak), majd kisugározzák (relaxálódnak). Ez egyrészt azt jelenti, hogy a mágnes által megszabott irányba törekednek (spin - mágnes = longitudinális = T1 relaxatio), másrészt, hogy az impulzus hatására létrejött azonos fázisuk felbomlik (spin - spin = transversalis = T2 relaxatio, más néven fázisvesztés jelensége). A két folyamat egymástól teljesen függetlenül zajlik le és detektálható. A kisugárzott rádióhullámokat a radióvevő felfogja, képpontonként méri és ezt elemzi a nagyteljesítményű computer, majd bonyolult matematikai algoritmusok által (Furier transformáció) képpé alakítja. Az alkalmazott mágneses tér erőssége a 0,3 – 3 Tesla és az annak megfelelő, gerjesztésre használt rádióhullámok frekvenciája 8 - 64 -128 MHz.
Tehát az így nyert kép egy hidrogén-, azaz „proton térkép”. (= ahol kevés / nincs hidrogen, nem képződik jel: levegő, csont corticalisa)
Jelen ismereteink szerint az alkalmazott közegnek és energiának (jelenleg 3Tesláig), nincsen egyértelmű bionegativ hatása: a vizsgálat ismételhető és direkt magzatkárosító hatását sem sikerült kimutatni.

5. 2. 2. MR alapfogalmak:
A T1 relaxáció, azaz az eredeti mágnesesség újraépülése a radiofrekvenciás impulzus adása után, a nagyerejű külső mágnes hatására. Ez egy exponenciálisan növekvő (felépülő) görbének megfelelően zajlik le, a longitudinális síkban. A neve spin-rács relaxátió azt fejezi ki, hogy, az energiát a közegnek adja le, tehát hő formájában jelenik meg. (Víz 3000 msec, zsír 200 msecalatt adja le a felvett energiáját)

A T2 relaxáció, azaz a radiofrekvenciás impulzus hatására létrejött szinkronizáció felbomlása (fázisvesztés) a transversalis síkban = exponenciálisan csökkenő görbe (egy nagyságrenddel rövidebb idő alatt zajlik le, mint a T1 relaxáció.). Másik neve spin-spin relaxatio, arra utal, hogy a spinek egymáshoz hogyan viszonyulnak. Víz T2 relaxatiós ideje (fázisvesztés)1000 msec)

T2* relaxatio annak következtében jön létre, hogy az egyes protonok molekuláris környezete (pl a molekulában elfoglalt helyzetüknek megfelelően) nem azonos, nem egyenletes. Ezek a kicsiny, molekulán belüli, vagy molekulák közötti mágneses eltérések elhangolják (erősítik, vagy gyengítik) a localis mágneses teret. Ennek következtében az ott elhelyezkedő protonok precessiós frequentiája kicsit el fog térni egymástól

FID” free induction decay”, azaz a gerjesztett állapot szabad csillapodása
Ha a T2 (transversalis) relaxatiót térben ábrázoljuk, akkor az tulajdonképpen nem egy egyszerűen csökkenő görbe lesz, hanem egy homorú csigavonalú kúppalást. Ezt a csillapodást az időtengelyre vetítve egy exponenciálisan csillapodó sinusoid görbét kapunk, mely a pozitiv és a negativ értékek közt egyre kisebb értékekkel oscillál. Az ezt fedő, csökkenő görbének a neve FID (free inuction decay = a gerjesztett állapot szabad csillapodása), ami a transversalis mágneses vektor T2* szerinti csökkenését mutatja. Ebben nemcsak a molekuláris / szöveti egyenetlenség a „tiszta T2” hanem a mágnes inhomogenitása is szerepet játszik)

5. 3. Technikai háttér

 
5. 3. 1. Az MR vizsgálat során használatos mágnesek
A mágneses magrezonancia jelenség kiváltásához és a vizsgálat végrehajtásához olyan nagy térerejű mágnesre van szükség, melynek nyílásába a vizsgálandó test(rész) belefér.

-Állandó (permanens vagy stabil) mágnes (olyan, mint egy óriási mágnespatkó)
-Elektromágnesek (kétféle):

• Nagy ellenállású (resistiv) mágnesek (nagy energiafelhasználású, ritkán használatos)
• Supravezető (superconductiv) mágnesek (nemcsak a fémspirál kiváló vezető, hanem a külső hűtés: folyékony helium biztosítja a supravezetést)

 
5. 3. 2. Tekercsek, azaz radiófrekvenciás antennák
A gerjesztő rádiófrekvenciás impulzust adják és a vizsgált anyag (páciens) által kisugárzott jelet felfogják.
Ez a két funkció szétválhat: adó a testtekercs, a vevő egy felszíni antenna. Ez utóbbi kisebb régió jobb felbontású ábrázolását teszi lehetővé.

5. 3. 3. Jellokalizáció, az MR kép keletkezése
A külső mágneses teret addicionális mágnesekkel kicsit meg kell változtatni: egyenletesen el kell hangolni ahhoz, hogy az egymás mellett lévő szeletekben lévő protonokat egymástól el tudjuk különíteni, rezonancia sequentiájuk alapján. Ha ezt az elhangolást a tér mindhárom irányában megtesszük (x, y és z sík), akkor az adott proton helyzete pontosan meghatározható.
A voxelben mért jelintenzitás az adott volumenben lévő protonok számától, kötöttségi állapotától és környezeti viszonyaitól függ, s ez összegezve vetül ki a voxelt reprezentáló pixelre (képelem, amit a vonal/oszlop coordináták határoznak meg), ennek jele tükrözi a voxel teljes mélységében (a szeletvastagságban) keletkezett információt.
Több képelem + vékonyabb szelet = jobb térbeli feloldás, de a jel/zaj arány rosszabb. Több mérés (acquisitio) javítja a S/N arányt, de növeli a mérési időt.

5. 4. MR-ben használt fogalmak, sequentiák:

 
5. 4. 1. Relaxatiók
A T1 relaxáció, azaz az eredeti longitudinális mágnesesség újraépülése a rádiófrekvenciás impulzus kikapcsolása után, a nagy erejű külső mágnes hatására. Ez egy exponenciálisan növekvő (felépülő) görbének megfelelően zajlik le.
A T2 relaxáció, azaz a rádiófrekvenciás impulzus hatására létrejött szinkronizáció felbomlása (fázisvesztés) = exponenciálisan csökkenő görbe (a transzverzális mágnesesség leépülése az RF impulzus kikapcsolása után), egy nagyságrenddel rövidebb idő alatt zajlik le, mint a T1 relaxáció.

TR vagy Repetitios (ismétlési) idő: a radiofrequentiás impulzusok ismétlésének időintervalluma.
TE vagy Echo idő: az az időpont, amikor a T2 relaxatio során mérjük a jelet,

5. 4. 2. Spin echo sequentiák:
T1 súlyozás: TR és TE is rövid. (pl. TR = 700 ms, TE = 20 ms). Jellemző jeladások: víz közepesen gyenge, zsír nagyon erős, izomzat közepes, az áramló vér jelhiányos (fekete).

T2 súlyozás: TR és TE is hosszú.(pl. TR = 2000 ms, TE = 80 ms). Jellemző jeladások: zsír gyenge, víz igen erős jelű, az egyes szövetek fényessége azok víztartalmától függ, az áramló vér továbbra is jelmentes.

Proton denzitás (kiegyensúlyozott v. PD): TR hosszú, TE rövid. (TR = 2000 ms, TE = 30ms ). A jel a szövetekben lévő protonok számától (densitásától) függ. Alig van különbség az egyes szövetek jeladása közt, minden többé-kevésbé szürke. A kötött víz jele erősebb, mint a szabad vízé. Az áramló vér itt is jelmentes.

Az egyes szövetek erős, esetenként zavaró jele specificusan elnyomható:
Zsírelnyomás (STIR (Short T1 Inversion Recovery), DIXON, FatSat, zsírkioltás gradiens echoval).
Szabad víz (liquor) jelének specificus elnyomása (FLAIR (Fluid Attenuation Inversion Recovery) sequentia).

Az u.n. gyors sequentiák célja az acquisitios idő (= az egyes sequentiák mérési időtartama) csökkentése.

A szöveti kontrasztviszonyokat befolyásoló tényezők:

• protonsűrűség
• longitudinális relaxatios idő (T1)
• transversalis relexatios idő (T2)
• kémiai eltolódás (v.s. rezonancia frequentia)
• mágnesezhetőség (susceptibilitás)
• áramlási, perfusios, molekuláris mozgások

Az egyes szövetek jelmenetének ismerete fontos ismérv az MR képek „olvasásában” és a differenciál diagnosztikában
T1 súlyozott sequentiával erős jeladóak: zsír, nagy proteintartalom (cysták), egyes vérzések (subacut v. chronicus (intra-v. extracellularis methaemoglobin), melanin (tumorban), lassú, turbulens, széli áramlási jelenség, paramágneses fémlerakódások (vas, réz, mangán - Wilson kór), dystrophiás calcificatio bizonyos stadiuma, paramágneses kontrasztanyag (Gadolinium).

A haemoglobin bomlástermékek jeladása T1 és T2 súlyozással az adott lebomlási fázisnak megfelelően annyira jellemző menetű, hogy általa a vérzés korára / utánvérzésre lehet következtetni.

A vérömlenyekben lévő haemoglobin-lebomlási termékek a bennük lévő vas kötöttségi viszonyainak és környezetének változásai miatt igen speciális jeladásbeli változásokon mennek át az idő előrehaladtával.

A haematomák viselkedésének ismerete fontos az MR vizsgáló számára az egyéb laesiókkal való összetévesztés elkerülésére, valamint hogy a vérzés keletkezési idejére, az esetleges rávérzésekre következtetni tudjunk.
Ez különösen fontos az intracranialis haematomáknál, mely gyakorisága miatt nagy jelentőségű és a therápiás beavatkozások szoros időbeli megfontolásai miatt a beteg életkilátásaira / életminőségére jelentős hatása van a korrekt diagnózisnak és a kormeghatározásnak.

A haematomák jelintenzitásbeli változásait a
vastartalmon kívül az esetleg már előzőleg fennálló
pathologiás eltérések (pl. tumor, gyulladás) valamint az
oedema és a haematomában vagy/és körülötte végbemenő
pathophysiologiai változások befolyásolják.

Hatással van még az ábrázolódásra a vizsgálószerkezet
térereje, a mágneses tér
homogenitása és a választott vizsgálati
sequentia.

A haematomában a haemoglobin a következő, hónapokig, sőt évekig tartó átváltozásokon megy át az elő óráktól kezdve:

Oxyhaemoglobin -
dezoxyhaemoglobin -
methaemoglobin (a vörösvértestben) -
methaemoglobin a szétesett vvt-en kívül -
ferritin/haemosiderin

Ezeknek a haemoglobin bomlástermékeknek különböző sequenciákkal (T1 vagy T2 súlyozással) vizsgálva különböző, nagyon jellemző a jeladásuk.

A parenchymás szövetekben keletkezett haematomákban frissen kiömlött vér vörösvértestjeiben oxyhaemoglobin van, melyet a szervezet reakciójaként azonnal oedema vesz körül. A vörösvérsejtek órákon belül elveszítik oxygentartalmukat: dezoxygenálódnak, miközben a kiölmött vér megalvad. A periferián kezdődően, majd concentricusan befelé haladva a dezoxyhaemoglobin methaemoglobinná alakul, ezalatt a vörösvértestek is szétesnek, így a methaemoglobin mind nagyobb hányada folyamatosan kikerül a vörösvértestekből (extracellularis forma). Eközben a környező oedema is egyre csökken. A phagocyták elkezdik fölfalni az alvadékot, a bennük lévő vas, már haemosiderin formát ölt. A volt vérömleny / necrosis helyét elfoglaló folyadék is felszívódik és az egykori vérzés helyét csupán egy T1-ben és T2-ben is igen gyenge jeladó csík vagy terime jelzi.

Haemoglobin bomlástermék	vérzés óta eltelt idő	T1 súlyozás	T2 súlyozás
oxyhgb Fe(II)	néhány órán	izo v. gyenge	erősebb
(oxygenált hgb)	belül	= -	+
dezoxyhgb Fe (II)	néhány óra -	izo v. gyenge	nagyon gyenge
(dezoxygenalt hgb)	néhány nap	= -	- - -
methgb Fe (III)	első néhány	nagyon erős	nagyon gyenge
intracellularis(oxydált hgb )	nap	+++	- - -
methgb Fe (III)	napok – hetek	nagyon erős	nagyon erős
extracellularis (oxydált hgb)	hónapokig	+++	+++
ferritin /	napok	izo v. gyenge	nagyon gyenge
haemosiderin Fe (III)	hónapok	= -	- - - O
vastárolás	évek múlva

 
(Nemcsak a haemoglobin, hanem az izomzatban lévő myoglobin is tartalmaz vasat. A haemosiderinen kívűl vannak vaschelatok, melyek vasszállításra ill. tárolásra használ a szervezet: lactoferrin, transferrin Fe(III))

5. 4. 3. Gradiens echo sequentia:
Gradiens echo sequentiánál a reszinkronizációt egy bipoláris grádiens pulzussal végzik (a spin echonál használatos 180 fokossal szemben). A gerjesztés lehet 90 foknál kisebb dőlésszögű (flip angle), ennek segítségével a repeticiós idó (TR) a T1 ideje alá csökkenthető, a jel viszont erős lesz.
Úgy is mondhatjuk, hogy a rendszert a pulzusok ismétlésével egy állandó, magasabb izgalmi szinten tartjuk, anélkül, hogy a teljes relaxatiót engedélyeznénk, így sokkal gyorsabban nyerünk jelet, megfelelően erős jelintenzitással.

A gyors jelnyerés eredménye az lesz, hogy a spin echo sequentiával ellentétben a vér erős jellel (fehéren) ábrázolódik.
De gradiens echo sequentiánál az inhomogenitás sokkal erősebben érvényesül (mind a szöveti, mind a mágnesből eredő), ezt ki is lehet használni: a T2* (haem) sequentia alkalmazásával a vérzések már korai szakban jól láthatók a haemoglobin bomlástermékek okozta inhomogenitást felerősítve érzékelő susceptibilitás következtében. Porcábrázolásban pl. az üvegporc egyenletesen erős jelét megzavarja a szerkezeti inhomogenitás, és ez gradiens echoval jelcsökkenést okoz.

5. 4. 4. ZSÍRELNYOMÁSI TECHNIKÁK

Az IR (inversion recovery) sequencia a spin echo sequenciák speciális fajtája, relaxatión alapuló módszer, mely a TI különbözőségeket hangsúlyozza. Itt az első radiofrekvenciás impulzust követő impulzus nem 90 fokra, hanem 180 fokra lendíti ki a protonokat (invertáló pulzus), azaz a longitudinális mágnesezettséget önmaga ellentettjébe fordítja és innen kezdődik meg a relaxáció. Ezáltal az egyes szövetek közti T1 kontrasztkülönbség megduplázódik, azaz a kép erősen T1 súlyozott lesz. (A kezdő 180 fokos, majd az ezt követő 90 fokos impulzus után szoktak alkalmazni még egy 180 fokos (refokuszáló) impulzust is. Igy az IR sekvencia tulajdonképpen egy kezdő 180 fokos impulzusból és egy ezt követő standard spin echo szekvenciából áll.)
A kezdő 180 fokos, invertáló és az ezt követő 90 fokos impulzus alkalmazása közt eltelt idő, az u.n. inverziós idő (TI). Emiatt a kezdeti 180 fokos impulzus miatt megnő a „futamidő” azaz a relaxatiós különbség és ezáltal a kontrasztkülönbség az egyes szövetek között.

 
Ez a szekvencia kiváló lágyrész kontrasztot ad pl. az agy szürke és fehérállománya között, de az adott térbeli felbontáshoz hosszabb aquisitiós időt kíván, viszont egy mérés alatt csak kevesebb szelet készülhet, ezért csak speciális esetekben alkalmazzuk.

A 180 fokos impulzus utáni relaxáció során minden egyes szövet (saját T1-ének megfelelően) áthalad egy 0 állapoton. Ha a TE időt úgy választjuk meg, hogy éppen az adott szövet (zsír, vagy víz) alapvonal-kereszteződéséhez essen (azaz épp a saját T1-énél, mikor a 0-án áthalad), ezt a pillanatot kihasználhatjuk arra, hogy az illető szövetet jelmentessé tegyük. Ezt a szekvenciát rendszerint a zsír jelének elnyomására használjuk. A zsír T1 relaxációs ideje igen rövid, innen ered a szekvencia neve: STIR (short T1 inversion recovery).

A zsír erős jelintenzitásának elnyomására (T1 súlyozásnál) szükségünk lehet bizonyos szervek, régiók vizsgálatánál, ahol a zsíros közeg masszív, erős jele elfedheti az általunk várt laesiot. Ilyenek pl. az orbita, csontvelő, kismedence bizonyos vizsgálatai. Értelemszerűen az inversion recovery technikával a víz jelét is el lehet nyomni, ha a 0 vonalon való áthaladást úgy választjuk meg, hogy éppen a víz saját T1-énél történjen meg a kereszteződés: ez a FLAIR sequentia (fluid attenunation inversion recovery)

A fenti Short T1 Inversion Recovery technika hátrányos Gadolinium adása után t.i. a gadolinium lerövidíti azon szövetek relexatiós idejét, melyek halmozzák. Ezáltal lehetséges, hogy az adott szövet T1 relaxatiós idejének csökkenése azt eredményezi, hogy az éppen a zsír (amúgy rövid, l.fenn) relexatiós idejével megegyezik. Ennek eredményeképp várakozásunkkal ellentétben a zsírszövet és a kóros (halmozó) szövet közti jelintenzitásbeli különbség nemhogy nőni fog, hanem csökken sőt, esetleg a STIR sequentia ezen szövet jelét éppen úgy kioltja, mint a zsírét.

Egyéb „zsírelnyomási” technikák
A zsírsaturatiós (FatSat) módszer
A zsír és a víz protonjainak egymástól kissé eltérő precessiós frequentiáján alapul. (chemiai eltolódás). Minél erősebb a mágneses tér, annál inkább eltér egymástól a kétféle protonpopuláció precessiós frequentiája. Minthogy ez a frequentia eltér, a rezonancia frequentiájuk is különböző, azaz eltérő frekvenciájú radióhullámmal gerjeszthetők. Az első leadott impulzus a zsírban lévő protonokat szaturálja (víz protonjait ez nem gerjeszti). Az ezután következő gerjesztő impulzus a zsírt már nem képes gerjeszteni, így az nem ad jelet. A szaturálhatóság teljessége függ a mágneses mező külső vagy belső eredetű homogenitásától.

Zsírkioltás gradiens echoval:
A zsír és víz protonjai közötti fázisellentéten alapuló zsírkioltás érhető el gradiens echo készítése során is. Itt , a mérést akkor végezzük, amikor a zsír és a víz protonjai éppen ellentétes fázisban vannak. Előnye, hogy rövid idő alatt elkészíthető. A gadolinium kontrasztanyag adása itt (ellentétben a STIR technikával) növeli a jelintenzitásbeli különbséget a zsírtartalmú és zsírt nem tartalmazó szövetek között.

5. 5. Egyes MRI vizsgálatok

 
5.5.1. „ Rutin” vizsgálatok

Az MR angiographia:
Áramlási jelenségek: A mért szeletben keresztbe futó érszakaszban áramló vér jelmentes, mert a radiofrequentiás impulzus leadásakor az adott szeletben tartózkodó protonok hiába excitálódnak, mire visszahallgatjuk az echot, ezek az excitált protonok már elhagyták az adott szeletet és a helyükre lépnek a gerjesztetlenek. Így az erek Spin Echo technikánál jelmentességüknél fogva jól ábrázolódnak.(signal void).

Angiographiás technikák:
A Time of Flight (TOF) Igen rövid repetitios idővel az erekben erős jel keletkezik, amit tovább javít a nem mozgó szövetek protonjainak szaturációja.
A Fázis Kontraszt technika (Phase Contrast, PC) azt használja ki, hogy az áramló spinek hamarabb veszítik el fázisukat (gyorsabban desynchronisalódnak), mint a mozdulatlan szövetekben lévők. Előnye, hogy áramlási sebesség is mérhető vele.

MRCP vizsgálat:
Gyors MR sequenciákkal (erős T2 súlyozás) egyetlen légvétel alatt ábrázolható az egész intra- és extrahepaticus choledochus rendszer és a pancreas vezeték(ek) álló folyadéktartalmánál fogva. Kiválóan alkalmas a tumoros szűkületek noninvaziv kimutatására a környezettel (májinvázió, nyirokcsomó metastasisok) együtt.

Lymphographia:
Ultrakicsiny vasrészecske tartalmú kontrasztanyaggal (USPIO <10 nm) lehetőség van (volna) a nyirokcsomókban lévő metasztázisok kimutatására. A T2* súlyozással jelmentesen ábrázolódó normális nyirokcsomókban (ahol ezt a jelenséget a macrophagok által fagocitált vasrészecskék okozzák) a metasztázisok magas víztartalmuknál fogva erős jellel ábrázolódnak. (A kontrasztanyag jelenleg elérhetetlenül drága.)

 
5.5.2. Speciális MR vizsgálatok
Az ultragyors technikák javítják az MR szöveti sensitivitását és specificitását anélkül, hogy a térbeli felbontáson rontanának.
Lehetséges a functionalis paraméterek mérése is. Ki lehet számítani a normális és kóros szervi működések során lezajló haemodynamicai és metabolicus változásokat. Functionalis MR vizsálatok a szöveti haemodynamicát, vízmobilitást / diffusiót (a cytotoxicus oedema érzékeny, korai jelzője), az oxygenizált és dezoxygenizált vér jelét is megkülönböztetni tudó információkkal szolgál (functionalis vizsgálatok, fMRI), a normalis és pathophysiologiás szöveti status mérhető fel vele, ezáltal a megváltozott metabolizmus jellemzésére képes, ami már a molecular imaging fogalomkörébe tartozik.

5. 5. 2. 1. Mágneses rezonanciás spektroszkopia (MRS) a különféle metabolitokat képes kimutatni a szövetekben in vivo. Különösen hasznos a tumorok / gyulladások differenciál diagnosztikájában (agyi: N-acetyl aspartat, cholin, lipid - glioma vs abscessus), valamint a tumor residuum / recidiva vs. hegszövet differenciálásában (prostata / tu - citrat / cholin).

Amíg az MRI képalkotással a viszonylag erős a vízből és zsírból érkező proton szignálok segítségével anatómiai képalkotás történik, addig az MR spektroszkópia segítségével in-vivo, szöveti karakterisztikára tudunk fényt deríteni a kémiai anyagok (metabolitok) vizsgálatának segítségével.

A vizsgálatot erősen homogén (simított) mágneses terében végezve a kémiailag eltérő szerkezetű molekulák olyan chemical shift effektusokat hoznak létre melyek következtében különböző metabolitok spektrális csúcsokként fognak megjelenni. (A Larmor frekvenciában történő változás teszi lehetővé, hogy egy adott volumenben meghatározzuk az egyes molekulák mennyiségét.)
A csúcsok pozíciója egy-egy metabolit sajátja (ppm, azaz pars per million-ban kifejezve), míg
a csúcs magassága a kémiai anyag relatív koncentrációjának lesz megfelelő.
Az így kapott spektrumban tehát mérhető lesz, hogy milyen metabolit, milyen koncentrációban van jelen a vizsgált (rossz felbontású) 1-3 cm3-es térfogatában.

Méréstípusok:
Single Voxel Spectroscopia (SVS): az így kapott spectrum pontosabb, jobb a jel – zaj arány.
Viszont csak egy adott volument mér (szemben a multi voxellel),
ezért nagyon fontos a pontos tervezés a mérés előtt. (jól kell „célozni”:
erek közelsége elkerülendő, ugyancsak a csontoké),
Multi Voxel Spectroscopia (MVS): lévén nagyobb a mintavételi lehetőség, így könnyebb a
mintavételi hibák kiküszöbölése, viszont a jel – zaj arány rosszabb, mint
a single voxelnél és a kapott spectrum sem olyan pontos, mint annál. A
mérési idő is hosszabb.

Szöveti vizsgálatot klinikailag leggyakrabban a H tartalmú metabolitok irányában végeznek, de minden spinnel rendelkező atom vizsgálható lenne az élő szövetben a (így a P, C és F is).
Proton (H) spectroskópia az élő szövetekben:
Az agy vizsgálatánál a gyakorlat számára a legérdekesebb metabolitok a Cholin (Ch), N-acetyl aspartát (NAA), creatin (Cr) és a laktát (Lac).
Egészséges, felnőtt agyban a legnagyobb csúcsa az NAA-nak, Cr-nek, Cho-nak van.

A Cho (Cholin) a sejtmembrán markere és így a mennyisége a sejtsűrűséget jelzi. Főleg malignus tumorokban, gyulladásokban emelkedik, segít a malignitás eldöntésében.
Spectrum megjelenése :3.22 ppm (parts per million) nél.

Az NAA (N-acetyl aspartát) csak a neuronokban található, így a neuronális sűrűségre következtehetünk belőle, a neuronok működését jelzi.
Normális koncentrációja 8-9 mmol/kg. A koncentráció csökkenése axon károsodásra utal: tumor, gyulladás, infarktus.
Spektrum megjelenése: 2 ppm (parts per million) nél.

A Cr (creatin) semleges referenciaként szolgál, mert minden sejtfélében nagyjából hasonló arányban fordul elő, így a metabolitok relatív arányát hozzá viszonyítják.
Normális koncentrációja az agyban 7.49 mmol/kg, az agyszövet energiafelhasználást mutatja.
Cho/Cr hányados jelentőséggel bír a demyelinizaciós betegségekben.

A Lac(Laktát) a normális agyszövetből hiányzik, emelkedett értéke anyagcsere betegségekre jellemző, illetve ischaemias állapotban is megjelenik. Anaerob bomlásterméket jelez így, egy adott terület oxigén felhasználási módjáról nyújt információt.
Spectrum megjelenése: 1.33 ppm-nél.

Lipid: tumorokban és anyagcsere betegségekben jelenik meg.
Spectrum megjelenése:1.3pp-nél, u.ott ahol a laktát.

Myoinositol: újszülöttekben ez a metabolit adja a legnagyobb jelet. Csökken strokeban, tumorokban, lymphomákban.
Spectrum megjelenése: 3.56/4.06 ppm-nél.

Glutamát, glutamin GABA: neurotranszmitterek
Spectrum megjelenése: 2-2.5, 3.4-3.7 ppm-nél.

Citrát: a citrat cholinhoz és creatinhoz való aránya significansan csökken a prostata cc területén, nemcsak a normális prostatához hanem a BHP-hoz viszonyítva, is.

A különféle metabolitok regisztrált szintjeivel, esetleges egyéb csúcsok megjelenési mintázatával bizonyos kórállapotokat: tumor, metastasis, autoimmun, gyulladásos folyamatokat, abscessust, tudunk elkülöníteni egymástól, anyagcsere betegségeket diagnosztizálhatunk.

Az izmok spectroscopiás vizsgálatával (lipidek) táplálkozás, endokrinologiai vonatkozású és sportfiziologiai megfigyelések tehetők, a metabolikus folyamatokba való bepillantással.

 
A normál agy MR spectruma

5. 5. 2. 2. Functionalis MRI (fMR)
BOLD: Blood-oxygen-level dependence
Az agy haemodynamikája, a véráramlás és az oxigenizácio szoros kapcsolatban van a neurális aktivitással (az energiát részükre a glia sejtek transportálják, a neuronoknak nincs saját energia rezervjük).
Amikor az idegsejtek aktívak, növekszik glukóz igényük. Ennek az energia-felhasználási válasznak a következménye, hogy a működő idegsejtek környezetében a regionális átáramlás megnő, kb. 1-5 sec múltán. A válasz csúcsa 4-5 sec-nál van, mielőtt visszatér a bázisvonalra.
Ez a localis cerebralis vér volumen és a localis cerebralis blood flow, valamint az oxyhaemoglobin és deoxyhaemoglobin lokális arányának megváltozásához vezet.

A fenti haemodynamicai válasz miatt a vénákban oxyhaemoglobin túlkínálat jelentkezik. Az oxyhaemoglobin / deoxyhaemoglobin localis arány a BOLD markere az MRI számára.

Az oxyhaemoglobin diamagneticus
A deoxyhaemoglobin paramagneticus tulajdonságú

Az erősebb BOLD signált a megnövekedett oxyhaemoglobin koncentráció okozza, minthogy a vér mágneses susceptibilitása a szöveti mágneses susceptibilitáshoz válik hasonlóvá.
Olyan sequentiát kell alkalmazni, ami érzékeny a susceptibilitás-változásokra (T2*). Ezek a változások lehetnek pozitívak, vagy negatívak, attól függően, hogy hogyan változik egymáshoz képest a cerebralis blood flow (CBF) és az oxygen consumptio.

Ha nő a CBF(cerebral blood flow), és ez felülmúlja az oxygenconsumptio változását = a BOLD signál növekedni fog, és megfordítva, ha csökken a CBF, jobban, mint az oxygen consumptio ez a BOLD signal intenzitásának csökkenését fogja okozni. A signál nagyon kicsi, relatív ábrázolása csak statisztikailag kimutatható.
Technika: gyors volumetricus kép-acquisitio, T1 és T2* súlyozással. Viszonylag jó a térbeli és időbeli felbontása, a képeket 1-4 sec-ként készítik (nagy térerő és érzékeny fejtekercs kell hozzá).
A BOLD képeken a baseline és az aktív képek egymás közötti statisztikai különbsége adja az agyi aktivitási térképet az oxyhemoglobin koncentrációjának (T2* jelintenzitás fokozódás) függvényében.

5. 5. 2. 3. Diffusiós MRI

A diffusiós MRI olyan MR módszer, mely a biológiai szövetekről in vivo képeket készít a víz diffúzió localis microstructurális jellemzőivel.
Diffúzió súlyozott MRI (DWI)
Diffúziós tenzor MRI (DTI)

Diffusio súlyozott MRI (DWI): a voxelek intenzitása az ún. diffúziós gradiens pulzusok alkalmazása miatt az azon a helyen lévő extracelluláris víz diffúzió (Brown mozgás) arányának megfelelően csökkenést mutat. A jelcsökkenés lényegesen enyhül az extracelluárlis tér beszűkülése miatt (pl.: cytotoxicus oedema), amit a bekövetkező diffúziós gátlás okoz. Emiatt a korai stroke-os elváltozásokra az eljárás nagyon senzitív.
A diffusio súlyozás mértékét a „b” érték adja meg, ami 0, 500, 1000, 5000, stb. lehet. A több „b”értékkel készült felvételek adataiból voxelről voxelre kiszámítható a diffusiós koefficiens értéke (ADC). Ezekkel az értékekkel készült kép az ún. ADC map, ami kvantitatív elemezésre ad lehetőséget.
Diffusion tensor imaging (DTI): Némely szöveteknek, mint pl. a fehérállomány axonjainak, vagy a szív izomrostjainak belső fibrosus structurája van. A víz ezek mentén sokkal gyorsabban diffundál, míg rájuk merőlegesen sokkal lassabban. Tehát a diffusio a rostok irányát jelezheti. Ha a voxelek nem csak a diffúzió nagyságának átlagát, hanem az ún. kitüntetett diffusio irányát is jelzi, akkor az ún. tensor képet kapjuk.
A tensor adatok voxelről voxelre történő térbeli követésével, az azonos, vagy közel azonos kitüntetett irányt mutató voxelek összekapcsolásával kapott kép az ún. tractographia, melynek segítségével például lehetőségünk van az agypályák megjelenítésére.

5. 5. 2. 4. Perfúziós MRI
A stroke-os állapotok súlyosságának megítélésre használható eljárás, ami az agyi területek perfúziós véráramlásáról szolgáltat képeket.
Amíg a DWI képalkotás elsősorban az irreverzibilisen károsodott területekről ad információt, addig a perfúziós képalkotás a még reverzibilis károsodást szenvedett, úgynevezett penumbra megítélésében hasznosítható.
Perfúziót exogén kontrasztanyagos (dinamikus kontrasztanyagos MR vizsgálat) és endogén kontrasztanyagos, azaz ASL képalkotással is mérhetünk.
Mindkettő tipikusan inkább T2* súlyozott mérésekből készül, de lehetnek T1 súlyozottak is.
Az MR kontrasztanyag kapillárisokon való áthaladását vizsgálva idő-jelintenzitás térképet készthetünk. Mivel az áthaladó kontrasztanyag T2* jelcsökkenést (vagy T1 jelnövekedést) okoz, így az ép szövetben a jó áramlási viszonyok miatt a szignál jelentősen csökken (T1 súlyozott mérésnél nő), míg a károsodott szövetekben a perfúziós lassulás miatt a jelintenzitás nem változik, relatíve nagyobb lesz (T1 súlyozott mérésnél kisebb). A nyert adatokból különböző áramlási térképek készíthetők, mint például a CBF, az agyi véráramlási, a CBV, az agyi vértérfogat, vagy az MTT, az átlagos áthaladási idő.

5. 5. 2. 5. ASL - Arterial Spin Labeling
Nagy térerejű MR berendezésekkel lehetőség van perfúziós vizsgálatot végezni kontrasztanyag adása nélkül. Ebben az esetben a vér áramlás jelölése a beáramló artériák síkjára (koponya esetében praktikusan a nyakon) alkalmazott RF impulzus (pl.: 180 fok).

5. 5. 2. 6. WBMRI (teljestest MRI vizsgálatok- említés szintjén)
A gép a test teljes hosszában több slabban elvégzett vizsgálatot egyetlen nagy panoráma képpé egyesíti, vagy a képet a spirál CT-hez hasonlóan eleve folyamatos méréssel tölti fel.
A leggyakrabban használt sequentiak:
STIR sequentiával tumorkeresésre használják, de mint tudjuk, nem specificus, ezért költséggeneráló lehet.
DWI ugyancsak az onkologiában használatos az egyes ismert (vagy még ismeretlen) (főként tumoros/ lymphomás) elváltozások diffusibilitás alapú felmérésére.

5. 6. Artefactumok

Számolnunk kell velük az indikáció felállításánál, a beteg felvilágosításánál, a vizsgálat kivitelénél és értékelésénél.

Fém artefactum: A ruházatban lévő, a testbe épített, laparoscopos cholecystektomiánál, mellékvese műtétek során (vena cava inferior közelsége!) behelyezett fémklippek sőt a bőrön lévő ferromágneses anyagok (tetoválás) is torzíthatják a mágneses teret, lehetetlenné téve a kép értékelését. A laza, mágnesezhető fémek (clipek) elmozdulhatnak helyükről, veszélyeztetve ezzel a beteget.
Mozgási artefactum: Akaratlagos, vagy akaratlan mozgások okozzák. A periodicus, egyenletes mozgások okozta artefactumok egy részét ki lehet küszöbölni.

További műtermékek:

• susceptibilitási,
• áramlási,
• kémiai eltolódás (chemical shift),
• behajtogatási (aliasing) artefactum,
• csonkolásos,
• burn out (beégéses),
• statikus elektromosság okozta artefactum, valamint a
• keresztezett gerjesztés is okoz artefactumot.

 

5. 7. A szívműködés okozta artefactumok elkerülésére EKG-t alkalmazunk.

5. 7. 1. Az EKG jel elvezetést speciális, artefactumot nem adó fémötvözetből készült elektródákkal végzik, és a vezetékeket úgy helyezik el, hogy ne keletkezhessen indukciós hurok (loop).
Szabályos szívműködés esetén lehetőség van a gerjesztő impulzusok szinkronizációjára az EKG „R” hullámával.

5. 7. 2. Az MR mérés alatt a légzés okozta mozgási artefactumok elkerülésére légzésszinkronizációt alkalmaznak.
Megbízható eljárás a légzési artefactumok kiküszöbölésére és a reprodukálhatóságra az ugyanazon légzési fázisban (végexspiráció) készített mérések sorozata. Hátránya, hogy a mérési idő jelentősen megnyúlik
.

5. 8. Az MR vizsgálat biológiai hatásai:

Az MR vizsgálat alatt az egyén három fajta hatásnak van kitéve:

• statikus mágneses mező (alapgép)
• változó mágneses mező (gradiens tekercsek: áramot indukálnak a testben)
• radiofrequentiás sugárzás ("microsütő" hatás, a beteg felmelegszik a vizsgálat alatt).

 
Tudnunk kell, hogy a szemlencse és a here kevésbé hőtűrőek. Úgy tűnik, altatott állapotban nagyobb a felmelegedés, ezért az ilyen betegeknél (főleg gyermekek) az elnyelt energiára fokozottan kell figyelni.
Ügyelni kell arra, hogy a
Fej 38 C
Törzs 39 C
Végtagok 4o C alatt maradjanak

A SAR-t befolyásoló tényezők:

• a statikus mágneses tér erőssége,
• a leadott RF impulzus configurációja (9o fok, 18o fok)
• a pulzus szélessége
• a repetitios idő
• a használt RF tekercs fajtája
• az a testvolumen, ami a tekercsen belül van

(nagyobb szövettömeg többet nyel el adott hullámhosszon)

• a vizsgált szövetek ellenállása
• az ábrázolt anatómiai regio configuratioja

és még számos egyéb tényező

5. 9. Kontraindikációk

 
Az absolut, és a relativ kontraindikációk ismerete elengedhetetlenül fontosa a beutaló orvos számára is, mert ezek be nem tartása komolyabb következményekkel jár, mint más vizsgálati technikák esetén.

Az MR készülékek működéséhez szükséges mágneses és elektromágneses mezők az elektromosan, magneticusan vagy mechanikusan vezérelt, a testbe beépített műszerek működését veszélyeztetik, ezért az ilyen készülékkel ellátott beteg MR-rel nem vizsgálható, sőt az MR készülék közelében sem tartózkodhat az u.n. 5 Gauss vonalon belül !
(A Gauss vonalak a készülék által létrehozott külső mágneses tér mágneses erővonalait jelölik. Ez superconductiv mágneseknél fej-láb irányban nagyobb teret fog be, mint oldalirányban. 1 Tesla = 1o.ooo Gauss. A 5 Gauss vonal távolsága nemcsak a készülék mágneses térerejétől, hanem annak „önárnyékolásától” is függ, tehát MR készülékenként változó. Ezt a távolságot a gyártó cég megadja)

Tilos az MR készüléknek még csak a közelébe is menni annak az egyénnek, akinek pacemakere van. A vizsgálat minden, a testbe épített elektromosan, magneticusan, vagy mechanikusan vezérelt műszer működtetését veszélyezteti. (Beépített pacemaker, beépített szív defibrillátor, beépített hallókészülék, beépített csontnövekedés serkentő készülék, beépített gyógyszer befecskendező készülék, neurostimulátorok és egyéb, hasonló készülékek)
A pacemakerek veszélyei: elmozdulás, ki- vagy bekapcsolás, átprogrammozás, deszinkronizáció, elektromágneses interferencia, az elektródában indukálódó (Eddy) áramok. Fontos tudni tehát, hogy az elhagyott elektróda is veszélyes: fibrillációt, égést okozhat.
Implantátumok: ha ferromágneses anyagokból készültek fölforrósodhatnak, bennük és környezetükben elektromos áram gerjedhet, elmozdulhatnak helyükről, köztük elektromos ív húzhat át és fémartefactumot is okoznak. Ilyenek az aneurysma-, érclipek, orthopaediai vagy traumatologiai fémeszközök, véna filterek, intrauterin pessariumok, egyes szívbillentyűk.
A fenti veszélyeztetettség függ a mágnes erősségétől, az alkalmazott gradiensek erősségétől és az implantatum tulajdonságaitól (összetétele, ferromágnesességének foka, alakja, helye és orientációja valamint a behelyezése óta eltelt idő)
Fém idegentestek: A beteg gyakran nem tudja / megfeledkezett róla, hogy benne ferromágneses anyag van (repeszsérülés, öntéssel, fémcsiszolással foglalkozók). Ez orbitális / intraocularis, esetleg gerincközeli fémtesteknél válhat veszélyessé. Egy gyors, tájékozódó CT informativ az előbbiekre vonatkozóan. (tudnunk kell, hogy a rtg. nem eléggé érzékeny a piciny, főként csontközeli fémeket illetően.)
Gravidák MR vizsgálata
A korai magzati életben a sejtosztódást befolyásoló fizikai tényezők mind károsan hathatnak Ezért korai graviditásban (első trimester) lehetőleg nem végzünk MR vizsgálatot, (Bár bizonyítottan magzatkárosító hatását nem írták le.) hacsak nem elkerülhetetlen. Továbbiakban feltehető, hogy a foetusra halláskárosító hatással lehet a zaj, valamint a felmelegedés utáni hőelvezetés a magzatvízben nem biztosított.

5.10. MR kontrasztanyagok

Az ép és a kóros szövetek közti differenciálásban segítenek,
A szöveti szignálok közti különbséget úgy növelhetjük, hogy az egyes szövetek közti kontrasztkülönbséget fokozzuk: vagy az egyik szövetben fokozzuk a jel nagyságát, vagy a másikban csökkentjük a jelet.
A specificitási szintek: szervspecificus, szövetspecificus, sejtspecificus, receptor-specificus kontrasztanyagok.
Az MR kontrasztanyagok természetszerűleg merőben mások, mint az egyéb fizikai hatás alapján létrehozott képalkotók kontrasztanyagai.
Az MR kontrasztanyag az illető szövet belső mágneses tulajdonságát a környező szövetekhez képest szelektíve megváltoztatja és a normális és kóros szövetek közt úgy oszlik meg, hogy szövet-specificitásával növeli a köztük lévő különbséget.
A kontrasztanyagok nem tartalmaznak H atommagot. Lehetnek paramágneses (T1) vagy superparamágneses ill. ferromágneses (T2) tulajdonságúak.

5.10.1. Paramágneses anyagok:
Gadolinium 3+-on kívül egyéb fémionok (Fe3+ és Mn2+), molekuláris oxigén, szabad gyökök, a szövetekben lokális mágneses teret indukálnak, ezáltal lerövidítik a relaxatiós időt (T1, és T2) Gyakorlatban a T1 relaxatio felgyorsulását hasznosítjuk. A gadolinium ritka földfém, i.v. beadás után egyenletesen megoszlik a vérben, a szervekbe jutva az extracellularis térbe kerül, kiválasztása a vesén át történik. A kóros szövetekben (gyulladás, tumor) halmozódik, erős T1 jelet okozva. Az ép vér-agy gáton nem jut át.

5.10.2. A superparamágneses és ferromágneses anyagok: vas ( SPIO = Superparamagnetic Iron Oxide, és USPIO = Ultrasmall Superparamagnetic Iron Oxide) valamint az O17 isotopja a T2 relaxaciós időt erősen csökkentik, úgy hogy szövetekben lokálisan a mágneses mezőt inhomogénné teszik (kevésbé hatnak a T1 relaxatióra) így erős jelcsökkenést okoznak a T2 súlyozással készült képeken. Az ép szövetekben intracellularisan (RES = reticuloendothelialis rendszer sejtjei) halmozódnak fel. Focalis léplaesiók, diffus léplymphoma, májtumorok és májmetastasisok ábrázolhatók vele.

A kontrasztanyagok viszkozitását és ozmolalitását úgy preparálják, hogy tolerálható legyen.
A kontrasztanyagok biodistribucióját az eloszlás, a clearance és az excretio kinetikája szabja meg.

5. 10. 3. Szervspecificus kontrasztanyagok : kontrasztanyagok szervspecificitása természetes kívánalom. Kutatások folynak szelektívebb kontrasztanyagok alkalmazása irányában: A paramágneses kontrasztanyagok szervspecifitása a hordozó molekulától függ.

Gastrointestinalis rendszer:
Oralis, extracellularis, T2 szelektiv kontrasztanyag : Fe 2+
Oralis, extracellularis, T1 szelektiv „ : Gd 3+

Máj:
Hepatocellularis T1 szelektiv kontrasztanyag : Mn 2+, Gd 3+
RES specifikus T2 szelektiv „ : Fe 2+

Pancreas:
Intracellularis T1 szelektiv kontrasztanyag : Mn 2+
Extracellularis T2 szelektiv kontrasztanyag : Fe 2+

 

5. 11. Összefoglalva:

Az MRI vizsgálat jó szöveti differenciáló képességénél fogva alkalmas az ép és pathológiás szövetek elkülönítésére, és ez fokozható kontrasztanyag adásával.
További, igen sophisticált vizsgálatok is végezhetők vele (MRS, fMRI, DWI, DTI, stb.)
Az indicatio felállításához szükséges ismerni az MR ábrázolás korlátait és kontraindikációit is.

---