Wprowadzenie do diagnostyki obrazowej z zastosowaniem rezonansu magnetycznego. (część pierwsza)07.10.2009

autor: Urszula Hangiel
słowa kluczowe: diagnostyka, MRI

obraz głowy - rezonans magnetyczny

Rezonans magnetyczny jest jedną z najmłodszych technik wprowadzonych do diagnostyki obrazowej. W zależności od tego czy opisujemy technikę  obrazowania czy zjawisko fizyczne, używa się odpowiednio nazw i skrótów - MRI (ang. Magnetic Resonance Imaging), i NMR (ang. Nuclear Magnetic Resonance) [6].

Samo zjawisko rezonansu magnetycznego odkryto w 1946 r., przez Blocha i Purcell’a (pracowali niezależnie). Umieszczali badaną próbkę w stałym polu magnetycznym i oddziaływali na nią polem elektromagnetycznym o kierunku prostopadłym do kierunku pola magnetycznego i o częstotliwości zbliżonej do częstotliwości rezonansowej. Przy zmianach pola magnetycznego, obserwowali sygnał odbierany przez cewkę odbiorczą, prostopadły do cewki nadawczej.  W 1952 roku, otrzymali Nagrodę Nobla.

Technikę  rezonansu magnetycznego wprowadził do diagnostyki Damadian w 1972 r. Uzyskał on pierwsze obrazy, które miały wartość diagnostyczną. W 1977 roku Mansfield i Lauterbur wykorzystali metodę gradientów pola magnetycznego. W 2003 otrzymali Nagrodę Nobla. Niestety mimo swoich niewątpliwych zasług dla rozwoju MR, Damadian nie otrzymał Nagrody Nobla [5, 12].

Podstawy fizyczne MRI

Oczywiście dokładne przedstawienie podstaw fizycznych MRI, stanowi temat na odrębną publikację, dlatego też autorka skupiła się na najważniejszych informacjach.

Jak wspomniano we wstępie, w obrazowaniu techniką rezonansu magnetycznego, wykorzystuje się zjawisko magnetycznego rezonansu jądrowego. Zjawisko to rejestruje się dla jąder wodoru, które składają się z 1 protonu i 1 neutronu. Nasuwa się pytanie, dlaczego nie wykorzystuje się innych jąder np. jąder wapnia? Otóż po pierwsze wodór wchodzi w skład wszystkich tkanek ciała, począwszy od mięśni, poprzez tkankę mózgową, tkankę tłuszczową itp. Po drugie, z fizyki wiemy, że zjawisko rezonansu zachodzi tylko dla tych jąder, które  posiadają spin niezerowy. A takimi jądrami są te, które posiadają nieparzystą liczbę protonów i/lub neutronów. Jądro wodoru składa się z 1 protonu i 1 neutronu zatem spełnia powyższe warunki [5, 6, 12].

Ponieważ  proton ma dodatni ładunek elektryczny, posiada moment pędu tzw. spin. 

Z fizyki pamiętamy zależność pomiędzy polem magnetycznym i polem elektrycznym. Pole elektryczne powstaje w przypadku przemieszczania się ładunku elektrycznego - jak to ma miejsce w przypadku wirującego protonu. Pole elektryczne indukuje pole magnetyczne. Będący w ruchu proton, wytwarza pole magnetyczne, stając się małym magnesem. Umieszczony w polu magnetycznym proton, oprócz spinu, wykonuje ruch wirowy – zwany precesją. Jest to ruch porównywalny do ruchu  dziecięcej zabawki zwanej "bączkiem” [6].  Częstotliwość precesji, jest proporcjonalna do natężenia indukcji pola magnetycznego i jest określana wzorem Larmora (stąd też spotyka się nazwę częstotliwość precesji Larmora):

wzor Larmora
gdzie: ω  – częstotliwość kołowa
γ - współczynnik żyromagnetyczny, ma określoną wartość dla poszczególnych cząstek, dla wodoru wynosi 42,6 MHz/T.
B - oznacza indukcję pola magnetycznego,  która w systemach MRI wynosi najczęściej 1,5 lub 3 T.

Częstotliwość precesji Larmora wynosi dla jąder wodoru i indukcji pola magnetycznego równej 1 T = 42.58MHz/T, dla systemów 1,5 T = 63.9 MHz/T. Te informacje są niezbędne, aby uzyskać zjawisko rezonansu, o czym będzie mowa w dalszej części tego artykułu [2, 7, 12].

Gdy na protony nie działa pole magnetyczne, są one ustawione w przestrzeni w sposób nieuporządkowany, a wartości ich energii są takie same. W związku z powyższym nie jest możliwa rejestracja sygnału, gdyż nie zachodzi zjawisko rezonansu.

Na skutek umieszczenia protonów w polu magnetycznym, oprócz precesji, ulegają one pewnemu uporządkowaniu. Część z nich ustawia się zgodnie ze zwrotem pola magnetycznego – równolegle, a część ustawia się w przeciwnym kierunku do zwrotu pola magnetycznego – ustawienie antyrównoległe. Szacuje się, że liczba jąder w pozycji równoległej wynosi 10 000 007 i jest przybliżona do liczby jąder ustawionych w pozycji antyrównoległej która wynosi 10 000 000 . Jądra ustawione równolegle cechują się niższą energią niż jądra ustawione antyrównolegle [6, 12].

Po umieszczeniu pacjenta w magnesie, generowana jest  fala radiowa o częstotliwości radiowej, takiej samej jak częstotliwość precesji. Działanie impulsu RF jest krótkotrwałe. Fala radiowa zwana impulsem RF (RF – ang. Radio Frequency) ma na celu wywołanie zakłócenia w precesji protonów. Tylko wówczas będzie możliwa wymiana energii impulsu RF z protonami. Wymiana energii między protonami i impulsem RF to właśnie zjawisko rezonansu. W najprostszym ujęciu - rezonans zachodzi wówczas, gdy protony wirują z częstotliwością podawaną przez impuls RF [5, 6, 7].

Wyjściowo, większa liczba protonów ustawiona jest w polu magnetycznym równolegle lub antyrównolegle w stosunku do zwrotu pola magnetycznego, dlatego też moment magnetyczny jest zgodny z kierunkiem pola magnetycznego - czyli jest w stosunku do niego ustawiony podłużnie. W przypadku oddziaływania impulsu RF, protony zmieniają swoje ustawienie oraz spada wartość magnetyzacji podłużnej. Po ustaniu działania impulsu RF, protony powracają do swojej pozycji, przez co wzrasta magnetyzacja podłużna [2, 5, 6].

Czas potrzebny, aby magnetyzacja podłużna powróciła do wartości wyjściowej określany jest jako czas relaksacji podłużnej, relaksacja spin - sieć lub czas T1. Wg Goneta czas T1 określa wyrównywanie temperatury spinów (w momencie wyłączenia impulsu RF) z temperaturą otoczenia (sieci) [2, 12].

W momencie ustania działania impulsu RF, odchylone protony powracają do swojej wyjściowej pozycji, równocześnie oddając pobraną energię do otoczenia. Energia ta jest rejestrowana przez odpowiednie cewki, i na podstawie analizowania jej wartości uzyskujemy obraz. Jest to tzw. sygnał swobodnej relaksacji (FID, ang. Free Induction Decay), odbierany przez cewkę nadawczą. Sygnał ten jest odbierany przez tą samą antenę, przez którą jest emitowany sygnał RF [2, 12].

Wydłużony czas relaksacji T1 jest charakterystyczny dla płynu mózgowo –  rdzeniowego, istoty szarej i mięśni, powierzchni stawowych, łąkotek. Dlatego też o w obrazie MRI te struktury są ciemne. Natomiast istota biała, więzadła, tkanka tłuszczowa mają krótkie T1, dlatego też w obrazie MRI są jasne a nawet białe [5].

W czasie trwania impulsu RF zanika magnetyzacja podłużna (charakterystyczna dla protonów gdy nie działa na nie impuls RF), natomiast wzrasta magnetyzacja poprzeczna. Po ustaniu impulsu RF magnetyzacja poprzeczna obniża się i zanika. Jest to opisane stałą czasową T2 - czas relaksacji poprzecznej, lub  czas relaksacji spin – spin [6, 12].
Jest to relaksacja spin – spin, gdyż ma ona związek z oddziaływaniem pomiędzy poszczególnymi jądrami. Jest efektem powrotu cząstek do ustawienia równoległego lub antyrównoległego w polu magnetycznym.

Po zaniku relaksacji podłużnej, jądra oddały swoją energię, ale wciąż pozostają  nieuporządkowane. Wówczas pojawia się sygnał związany z relaksacją poprzeczną. Ma on związek z oddziaływaniem między poszczególnymi jądrami i jest efektem "powrotu" cząstek do ustawienia równoległego lub antyrównoległego w polu magnetycznym.

Skrócony czas relaksacji T2 jest charakterystyczny dla płynu mózgowo- rdzeniowego (w obrazie MRI jest on jasny), dla istoty szarej, rdzenia kręgowego. Natomiast wydłużony czas T2 jest obserwowany dla istoty białej, mięśni, krążków międzykręgowych [12].

Reasumując, impuls RF powoduje zanik magnetyzacji podłużnej (T1) i wzrost magnetyzacji poprzecznej (T2). Ustanie działania impulsu RF powoduje zanik magnetyzacji poprzecznej oraz wzrost magnetyzacji podłużnej. Czas T1 jest czasem w jakim zostanie odbudowane 63% magnetyzacji początkowej.

Relaksacja podłużna i relaksacja poprzeczna są dwoma odrębnymi zjawiskami dlatego też są charakterystyczne dla różnych tkanek.

Jednak umieszczenie obiektu badanego w stałym polu magnetycznym nie gwarantuje uzyskania obrazu. Dlaczego tak się dzieje? Przecież spełniliśmy warunki niezerowego spinu, pola magnetycznego i częstotliwości rezonansowej. Otóż pozyskiwanie obrazu w MRI jest wynikiem rejestracji  zmian wektorów magnetyzacji za którym idą zmiany energii.

Zmiany te zależą od zmian pola magnetycznego (rola cewek gradientowych). Ponieważ  obiekt badany umieszczony jest w stałym polu magnetycznym, a impuls RF działa na cały obiekt, uzyskiwany sygnał pochodziłby z całego obiektu i byłby trudny do analizy.

Aby uzyskać  sygnał z różnych części obiektu badanego, stosuje się  gradienty pola magnetycznego. Zadaniem gradientów jest czasowe i przestrzenne różnicowanie pola magnetycznego, w każdym jego punkcie. Uzyskuje się to dzięki systemowi cewek gradientowych umieszczonych na obwodzie wewnątrz magnesu. Przez cewki przepływa prąd o ściśle programowanym natężeniu. Istnieją 3 cewki gradientowe, dzięki którym koduje się warstwę, różnicuje się precesję spinów oraz koduje częstotliwość. Ponieważ częstotliwość precesji protonów zależy ściśle od natężenia pola magnetycznego, zatem zmieniając nieznacznie natężenie pola magnetycznego uzyskamy inną częstotliwość precesji. Dzięki temu, analizując częstotliwość sygnału,  znajdziemy jego źródło. Analiza sygnału i rekonstrukcja obrazu odbywa się z zastosowaniem transformaty Fouriera. Transformata Fouriera jest funkcją matematyczną. Znajduje zastosowanie w przetwarzaniu sygnałów cyfrowych, rekonstruowaniu obrazów medycznych oraz wielu dziedzinach techniki [3, 7].

W badaniu również  istotne są parametry takie jak czas echa (TE) i czas repetycji (TR). Czas echa  jest odstępem czasu pomiędzy działaniem impulsu RF a sygnałem echa (odpowiedzią ze strony ośrodka). Czas repetycji - czas powtórzeń sekwencji (oddziaływania impulsu RF na ośrodek i odbierania sygnału.

Budowa systemu MR

Z powyższego wiemy, że aby zaszło zjawisko rezonansu magnetycznego niezbędne są zasadniczo 3 elementy: obiekt badany, stałe pole magnetyczne o określonym natężeniu oraz nadajnik impulsu RF o częstotliwości Larmora. Dla uzyskania obrazu niezbędne są cewki gradientowe - umożliwiające wybór warstwy i określenie miejsca sygnału, cewki nadawczo - odbiorcze, układ który wykona obliczenia (komputer o wysokiej wydajności). 


Na sam system MRI składają się takie elementy jak [5, 12]:

  • magnes - jego rodzaj i indukcyjność zależy w dużej mierze od zastosowania aparatu np. elektromagnesy o indukcyjności 0,2 T w systemach otwartych (podobne budową do aparatów RTG z ramieniem C), magnesy nadprzewodnikowe w systemach zamkniętych (do aparatu wjeżdża cały pacjent) 0,7 – 3 T w diagnostyce, 7 – 9 T w aparatach dedykowanych do doświadczeń laboratoryjnych. Najczęściej spotyka się magnesy o indukcyjności 1,5 T;
  • klatka Faradaya – izoluje pomieszczenie z polem magnetycznym tak by nie przedostawało się dalej, wytłumia sygnał. Klatką Faradaya są również sieci piorunochronów;
  • nadajnik RF (ang. Resonance Frequency)– generator RF ma moc 20W, system gradientów - X, Y, Z, również 3 wzmacniacze do gradientów;
  • zestaw cewek, które obsługuje aparat (powierzchniowe, objętościowe w tym body coil, jedno i wielokanałowe – wyposażenie zależy przede wszystkim od zamożności zakładu);
  • cewka Body – z ang. body coil, główna cewka wbudowana w aparat;
  • stół jezdny;
  • konsola główna ;
  • komputer główny do transformacji Fouriera;
  • komputery do postprocessingu – czyli obróbki i ewentualnie przesyłania danych;
  • układ chłodzenia, wymiennik ciepła - najczęściej spotyka się chłodzenie ciekłym helem (- 271oC) . Jest to niezwykle ważne w przypadku systemów z magnesami nadprzewodnikowymi. Warto zauważyć, że nadprzewodnictwo występuje w przypadku zerowej oporności elektrycznej, a ta ma miejsce gdy przewodnik ma temp. 0 K (ok - 273oC);
  • UPS - czyli systemy zasilania awaryjnego;

Część druga artykułu

ISSN 1689-7730