Podstawy diagnostyki metodą rezonansu magnetycznego.

Podstawy diagnostyki metodą rezonansu magnetycznego. Podstawy fizyczne rezonansu magnetycznego. Metodyka badań MR, aplikacje kliniczne - praktyczna interpretacja elementarnych parametrów wykorzystywanych w stosowanych sekwencjach. Mariusz I.Furmanek Centrum Medyczne Kształcenia Podyplomowego, Zakład Diagnostyki Radiologicznej CSK MSWiA, Warszawa

REZONANS MAGNETYCZNY MR tomografia rezonansu magnetycznego MRA angiografia rezonansu magnetycznego MRS spektroskopia in vivo DW MRI ocena dyfuzji in vivo Perfusion MRI - ocena perfuzji fmri badania czynnościowe MRCP, MR Myelography, MR Urography

N RF S fo = γbo / 2π ω = γbo Oddziaływanie fali elektromagnetycznej z jądrami pierwiastków o nieparzystej liczbie nukleonów, charakteryzujących się obecnością wewnętrznego momentu pędu i momentu magnetycznego, znajdującymi się w zewnętrznym polu magnetycznym

N f o = γb o / 2π ω = γb o S

M o = 0 B o = 0

10 000 007 : 10 000 000 N Mo Bo S W zewnętrznym polu magnetycznym wektory momentów magnetycznych wykazują tendencję do uporządkowania równoległego lub antyrównoległego

z Mo y x

S Efekt uporządkowania fazy ruchu precesyjnego oraz zwiększenia liczby wektorów momentów magnetycznych w położeniu antyrównoległym po zadziałaniu impulsu RF N

N Mo Bo S

z M z Mo y RF α x M xy M xy wektor magnetyzacji poprzecznej M z - wektor magnetyzacji podłużnej

z y x M xy Efekt impulsu RF 90 o

z Mo y M z α sygnał x M xy W procesie swobodnej relaksacji układ jest źródłem sygnału (impuls RF)

z y Mz sygnał Mxy x Układ protonów powracając do stanu wyjściowego emituje nagromadzoną energię w postaci sygnału - proces relaksacji; sygnał swobodnej relaksacji

Mz Mo 63% t T 1 Relaksacja podłużna czas T 1 powrót protonów do niższego stanu energetycznego zależy od oddziaływania protonów z otoczeniem relaksacja spin-siatka im większa liczba makrocząsteczek biologicznych, tym większa szybkość relaksacji (krótki czas T 1 ) tkanki o dużej zawartości wody, ubogie w makrocząsteczki - długi czas T1, tłuszcz - krótki czas T 1

Mxy Mxy 37% t T 2 Relaksacja poprzeczna czas T 2 utrata zgodności fazowej ruchu precesyjnego protonów zależy od wzajemnego oddziaływania protonów relaksacja spin-spin siła oddziaływań międzyspinowych większa w tkankach, gdzie przypadkowe ruchy cząsteczek są słabe (tkanka tłuszczowa) duża zawartość wody - słabe wzajemne oddziaływanie - dłuższa relaksacja - dłuższy czas T 2

Sekwencja zestaw impulsów RF i gradientów, koniecznych do uzyskania sygnału i jego lokalizacji

Sekwencja Spin Echo para impulsów 90 i 180 o częstotliwości rezonansowej czas powtórzeń (TR) - odstęp między kolejnymi impulsami 90 czas echa (TE) - czas między impulsem 90 i momentem odczytu

Sekwencja Spin Echo z y Impuls 90 RF x M xy

Sekwencja Spin Echo z wolny y Impuls 180 RF x M xy szybki

Sekwencja Spin Echo z szybki y x M xy wolny

Sekwencja Spin Echo z y sygnał x M xy odczyt

sygnał TE/2 TE/2 t TE TR

Czas powtórzeń TR umożliwia odrost wektora magnetyzacji podłużnej, niezbędnego do uzyskania wektora magnetyzacji poprzecznej krótki czas TR w odniesieniu do T 1 - brak wystarczającego odrostu magnetyzacji podłużnej - impuls 90 - mała magnetyzacja poprzeczna - impuls 180 słaby sygnał

Względnie krótki czas TR tkanki o krótkich czasach T 1 emitują silny sygnał tkanki o długich czasach T 1 emitują sygnał słaby Długi czas TR brak zróżnicowania tkanek zależnego od czasu T1

Bardzo długi czas TE zanik magnetyzacji poprzecznej tkanek Względnie długi czas TE (120-220ms) Zanik magnetyzacji poprzecznej tkanek o krótkim czasie T 2 - słaby sygnał Tkanki o długim czasie T 2 charakteryzuje obecność magnetyzacji poprzecznej - silny sygnał Krótki czas TE brak zróżnicowania zależnego od czasu T2

Lokalizacja sygnału z objętości gradient wyboru warstwy Gz gradient kodowania częstotliwości Gx gradient kodowania fazy Gy gradient - zmieniające się w przestrzeni pole magnetyczne, stosowane w czasie sekwencji (faza wzbudzenia, faza przygotowawcza, faza odczytu)

Gradient wyboru warstwy stosowany w momencie wzbudzania zgodnie z równaniem Larmora zjawisko rezonansu zachodzi jedynie dla protonów z określonej warstwy gradient wyboru warstwy większa częstotliwość precesji częstotliwość precesji mniejsza częstotliwość precesji

Gradient kodowania częstotliwości - gradient odczytowy Gx włączany w czasie odczytu wzdłuż osi x powoduje zróżnicowanie częstości precesji jąder w zakresie wybranej warstwy

Gradient kodujący fazę - gradient fazowy Gy włączany czasowo przed odczytem w celu zróżnicowania fazy precesji jąder znajdujących się w obrębie wybranej warstwy i poddawanych w fazie odczytu identycznemu gradientowi

RF Sekwencja SE 90 180 90 Gz Gy Gx TR Akwizycja danych TE

2 DFT surowe dane - k przestrzeń obraz

3DFT - metoda trójwymiarowej akwizycji i rekonstrukcji danych gradient Gz służy także zakodowaniu fazy precesji wzdłuż osi z objętość badana - slab warstwy - partycje mniejsza grubość warstw przestrzenna ciągłość dłuższy czas

Obrazy T 1 zależne Obrazy T 2 zależne Obrazy pd

T 1 - zależne: krótkie TR, krótkie TE T 2 - zależne: długie TR, długie TE PD: długie TR, krótkie TE

Sekwencja Gradient Echo mniejsze impulsy niż 90, krótsze czasy TR i TE, czasowe odwrócenie gradientu Gx o 180, zastępujące impuls 180 w sekwencji SE dominuje zależność T 2, dla FA większych od 60, przy krótkich czasach TR pojawia się zależność T 1 wrażliwa na niejednorodność zewnętrznego pola magnetycznego oraz lokalne niejednorodności

GRE Obrazy in-phase Obrazy out- of-phase dla systemów 1,5T TE = n x 4,6ms TE = n x 4,6ms - 2,3ms

Supresja tłuszczu Supresja zależna od różnicy częstotliwości rezonansowej wodoru w lipidach i wodzie Supresja zależna od czasu relaksacji podłużnej (czas T 1 ) lipidów

Supresja zależna od różnicy częstotliwości rezonansowej SPIR częstotliwość lipidy woda

Supresja zależna od różnicy czasu T 1 sekwencje z grupy IR [M z ] CSF tkanka mózgowa lipidy M z STIR M xy t impuls przygotowawczy impuls 90

FLAIR grupa IR M z M xy

TIR lipidy istota biała istota szara CSF

MTC magnetization transfer contrast transfer magnetyzacji woda wolna woda wolna woda związana impuls saturacji MTS woda związana bardzo krótki czas T 2 duże zróżnicowanie częstotliwości rezonansowej

Diffusion Weighting Zastosowanie dwóch gradientów: 1 - powodującego zróżnicowanie fazowe a następnie 2 - powodującego ujednolicenie fazowe tkanek stacjonarnych zmiana pozycji w czasie między wymienionymi gradientami skutkuje brakiem zgodności fazowej

HASTE TIRM TSE HFI IR SE EPI TGSE PFSIF GRE MP-RAGE turbo FLASH FLASH DESS true FISP CISS FISP

Szybkie sekwencje 1. Wykorzystanie wielu ech 2. Modyfikacja wektora magnetyzacji podłużnej przed zastosowaniem podstawowego impulsu RF - krótkie TR, krótkie TE GRE 3. Metody częściowej akwizycji danych

TSE - mniej czuła na zmiany krwotoczne - mniejsza rozdzielczość (kompensowane przez wydłużenie TR w celu poprawy kontrastu oraz zastosowanie większych matryc) -względna hyperintensywność CSF w porównaniu z PD SE - hyperintensywność lipidów (brak efektu J coupling)

EPI ultra-fast imaging - wysokie wymagania sprzętowe - podatność na artefakty związane z lokalna niejednorodnościa pola - konieczność dobrej saturacji lipidów - Diffusion weighting imaging -f MRI - MR koronarografia

MRA ToF PC cemra 2D v 3D 3D MRA FBI MRA

Metodologia badań angio-mr Wybór techniki badania Time-of-Flight (TOF MRA) 2D lub 3D Phase-contrast (PC MRA) 2D lub 3D Contrast-enhanced (CE-MRA) z zastosowaniem konwencjonalnych paramagnetycznych środków kontrastowych z zastosowaniem środków kontrastowych puli krwi (BPA CE-MRA) FBI MRA

Wybór techniki badania TOF MRA zjawisko napływu protonów w obszar saturowanych tkanek stacjonarnych 2D lub 3D luminografia względnie długi czas akwizycji zależny od zakresu objętości nie wymaga podania dożylnego środka kontrastowego różnicuje naczynia zależnie od kierunku przepływu badanie tętnic mózgowia (3D TOF MRA) angiografia żylna (2D TOF MRA)

Wybór techniki badania PC MRA efekt zróżnicowania fazy występujący w przepływającej krwi po zastosowaniu dwóch gradientów o tych samych wartościach ale przeciwnych kierunkach 2D lub 3D luminografia, pomiar prędkości czasochłonna akwizycja (3D) nie wymaga podania dożylnego środka kontrastowego wysoce efektywna w tłumieniu sygnału tkanek stacjonarnych

Wybór techniki badania PC MRA rzadko stosowana dla obrazowania przepływu: naczynia o złożonej konfiguracji przestrzennej, naczynia o wolnym przepływie ocena przepływu w dowolnym obszarze*, np. tt. szyjnych, tt. nerkowych, żyle wrotnej, w aorcie i pniu płucnym (ilościowa ocena przecieku)

Wybór techniki badania CE-MRA zjawisko dużego skrócenia czasu T1 krwi w związku z wysokim stężeniem środka kontrastowego w fazie pierwszego przejścia bolusa środka kontrastowego przez wybrany odcinek łożyska naczyniowego we wczesnej fazie równowagi po podaniu i.v. środków kontrastowych puli krwi luminografia, ściana naczyń, blaszki miażdżycowe krótka akwizycja; eliminacja artefaktów ruchowych zależnych od czynności oddechowej badanie rozległych regionów anatomicznych; badania dynamiczne (malformacje, przetoki) badania: tętnic domózgowych, aorty, naczyń płucnych, naczyń biodrowych, naczyń trzewnych, naczyń obwodowych; angiografia całego ciała; flebografia

Courtesy: T. Grist

ISI Charite

Wybór protokołu badania 3D TOF MRA wielkość matrycy saturacja krocząca dodatkowa saturacja niwelująca sygnał krwi napływającej z określonego naczynia poprawa saturacji z wykorzystaniem zjawiska transferu magnetyzacji (MTS) zmniejszenie saturacji krwi zmiana kąta odchylenia (FA) zależnie od pozycji partycji w objętości (Tilted Optimized Non-Saturating Excitation TONE) zastosowanie techniki wielu objętości o mniejszej grubości (Multiple Overlapping Thin Slabs Acquisition MOTSA) synchronizacja EKG podanie i.v. środka kontrastowego

Wybór protokołu badania PC MRA dobór parametru określającego maksymalną kodowaną prędkość (Velocity Encoding VENC), którego wartość powinna przekraczać o 10-15% maksymalna prędkość przepływu krwi oczekiwaną w badanym obszarze

TR zróżnicowanie tkankowe krótsze TR - większa zależność od T1 spadek sygnału

TE zróżnicowanie tkanek długie TE - wzrost zależności T2 dłuższe TE - spadek SNR

Szerokość pasma kodowania częstotliwości mniejsza szerokość pasma kodowania częstotliwości: poprawa SNR, zastosowanie cieńszych warstw, mniejsze min FOV, niedogodności: dłuższy min TE, dłuższy TR, dłuższy czas próbkowania, większe przesunięcie woda-tłuszcz

Objętość voksela - wartość sygnału rozdzielczość przestrzenna grubość warstwy + FOV + rozmiar matrycy

Grubość warstwy rozmiar voksela mniejszy efekt częściowej objętości słabszy sygnał wielkość gradientu kodowania warstwy szerokość pasma zbierania

Przerwa między warstwami artefakty przesłuchu - przenikania (crosstalk) wpływ na kontrast T1 zależny naprzemienne zbieranie danych

FOV zależy od wielkości gradientów odczytu (Gx) i fazowego (Gy) przy stałej matrycy wielkość pola widzenia decyduje o rozdzielczości liniowej wpływ na sygnał artefakt nakładania (aliasing artifact)

Matryca matryca surowych danych: ilość próbkowanych częstotliwości x ilość kodowania fazy matryca otrzymywanego obrazu prostokątna matryca surowych danych (rectangular matrix) rozszerzone próbkowanie (oversampling) Half-Fourier (nie dotyczy GE)

Powielanie akwizycji danych Number of Acquisitions poprawa SNR w skali AC proporcjonalne wydłużenie czasu

CEWKI zmniejszenie szumu, poprawa sygnału silny sygnał ze struktur powierzchownych (tłuszcz)

Całkowity czas akwizycji danych TA = Nph x TR x AC TA = Nph x Npart x TR x AC

SAR specific absorption rate ilość energii pochłaniana przez tkankę w jednostce czasu

BOLD Blood Oxygen Level Dependent aktywność neuronalna przepływ krwi oxyhemoglobina T2* MR M xy Signal S task S control M o sinθ T 2 * task T 2 * control ΔS TE optimum time