Az MR és MRI alapjai Magmágneses Rezonancia Spektroszkópia (MR) és Mágneses Rezonancia Képalkotás (MRI) uclear Magnetic Resonance: Alapelv felfedezéséért Fizikai obel díj, 1952 Felix Bloch és Edward M. Purcell High Resolution MR, Kémiai obel díj, 1991 Richard Robert Ernst Általános alkalmazás: Biológiai alkalmazás: kémiai szerkezet kutatás pl.fehérjék 3D szerkezete Dr. Gáspár Rezső DEOEC Biofizikai és Sejtbiológiai Int. Az etanol molekula MR spektruma: (Proton Mágneses Spektrum) 1895 W.C. Röntgen, a róla elnevezett sugarak felfedezése Hosszú ideje megoldatlan kérdésre válasz: hogyan lehet az emberi test belsejébe látni? Az első Rtg. kép Röntgen feleségének a kezéről készült Egészen az 1970-es évekig, az MRI felfedezéséig más módszer nem volt a láthatáron Magnetic Resonance Imaging Back-projection MRI: P.C. Lauterbur (1973), FT-MRI R.R. Ernst (1975), Sensitive point MRI E.R. Andrew (1976), Első humán MRI felvétel, emberi kéz (1977):
A modern MRI készülékek felbontása vetekszik a CT-vel. Az MRI nem használ ionizáló (pl. Rtg.) sugárzást: biztonságos a. Spin = saját impulzus momentum vektor: L L nagysága: L = I(I + 1) ahol: I a spin kvantumszám b. Forgó töltés révén saját mágneses momentum vektor: M, amelynek nagysága: M = g μ I( I +1) g = a mag g faktora (minden magra más) μ mag magneton = = e 2 m p M g μ γ = = = giromágneses hányados L Az MR alapjai Molekulák atomokból épülnek fel: pl.: H 2 O molekula (az élő szervezetek szempontjából kiemelkedően fontos, emberi szervezet kb. 70 %-át teszi ki) Minden atom rendelkezik maggal: pl.: H atom magja a proton A proton fizikai tulajdonságai: Tömeg: 1.67 x 10-27 kg Töltés: +1.60 x 10-19 C Spin: I = ½ h/2π = 5.27 x 10-35 Js Mágneses momentum: μ p = 1.41 x 10-26 J/T a. Külső mágneses tér hiányában a mágneses momentumok véletlenszerű helyzetet vesznek fel b. Külső mágnese tér (B 0) bekapcsolása esetén a mágneses momentumok a kvantummechanika törvényeinek engedelmeskedve B 0 mentén beállva precesszáló mozgást végeznek
A továbbiakban mindent a spinekkel együtt forgó koordináta rendszerből szemlélünk B o CT MRI A ½ spinű részecske két beállási lehetősége + precesszió és az ennek megfelelő energia szintek külső mágneses térben: A magspin gerjesztése elektromágneses hullámmal: hν B 0 B 0 = Az energia különbség B 0 függő! Rezonancia abszorpció, amikor: hν Kvantumos gerjesztés: E h g B 0 MR átmenet a Rf. tartományba esik: nem ionizáló sugárzás! h 0 g B0 B0 MR abszorpciós spektrum vonal a ν rezonancia frekvenciánál jelentkezik! 0 A
A biológiai rendszerek vizsgálata szempontból fontos MR magok MRI Sok spint tartalmazó minta egyensúlyi mágnesezettsége (M z) : z B 0 B 0 Kissé több magspin van az alsó energia állapotban! A folyamatos hullámú MR kísérlet (CW) Boltzmann eloszlás: 2 1 = e ΔE kt hőmérséklet A 90 o -os impulzus hatása a spinekkel együtt forgó koordináta rendszerből szemlélve: Egy bizonyos ideig tartó Rf. impulzussal megszüntethető M z. A két energia szint betöltöttsége azonos lesz! A 90 o -os impulzus hatására közvetlenül a B 0 -ra merőleges síkba fordul el a minta mágnesezettsége! ν 0 B 1 =a 90 o -os frekvenciájú Rf. impulzus mágneses komponense B 1 90 o Forgó koordináta rendszerből szemlélve!
A 90 o os impulzus hatása a mágnesezettség vektorra A 90 o -os impulzus utáni történések, a spin rendszer szabad válasza, a FID (exp. csökkenő amplitudóval): MR spektrométer vázlata: FID A mágnesezettség z irányú komponense 0-ra csökken 90 o pulse Homogén mágneses tér A valóságban a FID-hez képest a 90 o os impulzus igen rövid: t pulse A mágnezesettség vektor intenzitásának mérése az álló tekercsben indukált feszültség révén Az MR spektrumról szóló információ a FID-ben van: Fourier transzformáció alkalmazása az idő és frekvencia domainek közötti konverzióra Matematikai operáció számítógépet igényel Fourier szintézis pl. zenei szintetizátorok Fourier analízis pl. fül
High Resolution MR, oldatban lévő molekulák vizsgálata homogén mágneses térben a. Molekulák MR spektrumának oka: Kémiai leárnyékolás, amelynek oka a környező elektron felhő által a mag helyén létrehozott mágneses tér (a.), amely a molekulán belül változik (b.). B = B σ 0 b. MR relaxációs folyamatok: Spin-spin relaxáció (T 2 ) közvetlenül a 90 o os impulzus után A mágnesezettség vízszintes komponense 0-ra csökken mivel a mágneses momentumok nem szeretik egymást. Az x, vagy y tengely mentén álló detektor tekercsben exponenciálisan 0-ra csökken az indukált feszültség (FID)! M XY = M XYo e t T 2 Kémiai eltolódás, a molekula MR vonalai helyzetének jellemzésére egy kiválasztott referencia referencia anyag MR vonalához képest ν ν δ = ν ref ref 10 6 ppm TMS Spin-rács relaxáció (T 1 ) alatt a spin rendszer visszakerül a 90 o os impulzus előtti hőegyensúlyi helyzetbe : Kémiai szerkezet azonosítás a kémiai eltolódások alapján: A mágnesezettség vízszintes komponense az egész folyamat alatt 0, ezért a folyamatot áttételesen lehet mérni
A spin-rács relaxációs idő mérése a 90 o -τ-90 o impulzus szekvenciával A Hahn féle spin echo impulzus szekvencia A spin-rács relaxációs idő mérése a 180 o -τ-90 o impulzus szekvenciával A spin-echo impulzus szekvencia (folyt.) 90 o - τ -180 o A 180 o impuzus kétszer olyan hosszú ideig tart mint a 90 o os!
A spin-echo szekvencia: 90 o - τ -180 o (ismétlés) 1. 2. defókuszálódás 3. 4. újra fókuszálódás 1. 2. 3. 4. echo helye Carr-Purcell impulzus szekvencia a T 2 mérésére Az MRI alapjai High Resolution MR: Homogén mágneses tér kell, hogy az összes molekulától azonos frekvencián kapjunk jelet MRI: A minta különböző helyeiről Inhomogén B: elkülöníthető információhoz kell jussunk, ezt a homogén mágneses tér B mesterséges eltorzításával, lineáris mágneses tér gradienssel érjük el! Következmény: eltérő hely eltérő rezonancia frekvencia, a hely beazonosítható a frekvencia alapján A képalkotás alapjai Homogén B: B x x (90 o - τ -180 o -2 τ -180 o -2 τ -180 o ) 3D kápalkotás szeletenkénti vizsgálattal. A szelet véges vastagságú kell legyen, különben nem biztosítható a jel intenzitás!
A szelet tartalmazza az anatómiai részleteket 2D (+ Thk) formában: n x n pixelből áll össze a 2D kép, az egymásra helyezett 2D képekből pedig a 3D 256 A kép felbontása a pixelek méretétől függ, azok legkisebb méretét pedig a módszer érzékenységi határa limitálja! 256 A fizikai információ kinyerése térfogat elemekből (voxel) történik: Tételezzünk fel a koponyán belül három protont tartalmazó részletet, amelyek pontos helyét lokalizálni kívánjuk MRI segítségével A voxel 2D vetülete a pixel, amelynek színe, szürkesége a voxelt jellemző fizikai paraméter értékétől függ.
Homogén mágneses tér esetén mindhárom helyről azonos MR frekvencián kapunk jelet, a különböző helyről származó jelek összekeverednek mint a high-res. MR-nél Frekvencia kódolás A változó mágneses térben a különböző helyekhez más és más rezonancia frekvencia tartozik ( ν = γ B ), így a helytől függő információ elkülönül 0 B x = G x x Lineáris gradiens esetén a frekvencia hellyé konvertálható a rezonancia feltétel miatt A változó mágneses teret mágneses tér gradiensnek nevezzük. Az MRI esetén szigorúan lineárisan változó B gradienseket használnak Back projection MRI (Lauterbur) Adott irányban alkalmazott B gradienssel (G) eldönthető, hogy ezen irány mentén hol helyezkednek el a protonokat tartalmazó részletek
A back-projection módszer első lépése a testen belül felvenni kívánt 2D kép helyének megfelelő szelet kiválasztás az un. z tengely mentén a G z gradiens és egy 90 o os impulzus együttes alkalmazásával A B gradiens irány változtatásával sok irány mentén megtudhatjuk, hogy hol helyezkednek el a mintán belüli protonok 90 o os impulzussal a spineket gerjesztjük a szeletben A back-projection módszer impulzus szekvenciája gerjesztés és szelet kijelölés jel kiolvasás az irányt szimultán kijelölő G x és G y gradiensek alatt A visszavetítési eljárással a számítógép megállapítja, hogy hol helyezkednek el a proton gazdag részletek a testen belül irány jel FT spektrum
A sok irányban felvett spektrumból back projection A kiválasztott szelet MRI képe A szeleten belül a homogén B 0 mágneses térben az összes spin együtt precesszál: B 0 computer kell hozzá! A szeleten belül így nincs hely szerinti megkülönböztetés! Első lépés itt is a szelet kiválasztás a z tengely mentén alkalmazott 90 o os impulzussal + G z! A gerjesztett szelet vastagságát a Rf. impulzus sávszélessége határozza meg. Δν = γ ΔB 2D FT képalkotás B z ΔB Fázis kódolás A fázis kódoló gradiens bekapcsolásának hatása B 0 + Az X tengely mentén a spinek eltérő frekvenciával precesszálnak
A fáziskódoló gradiens kikapcsolása után a spinek emlékeznek a kialakult fázis különbségekre! A helytől függő információ így a fázisban kódolódik! 1. Gerjesztő Rf. impulzus B 0 Valójában a spinek állandó fáziskülönbség mellett tovább precesszálnak frekvenciával! ν 0 Az FT képalkotáshoz szükséges impulzusok 2. Szeletkijelölő mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére a (z) irány mentén 1. Gerjesztő Rf. impulzus 2. Szeletkijelölő mágneses gradiens impulzus (z) 3. Fáziskódoló mágneses gradiens impulzus (x) 4. Frekvenciakódoló mágneses gradiens impulzus (y) 5. Jel impulzus Irányok megkülönböztetésére
3. Fáziskódoló mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére az (x) irány mentén 5. Jel impulzus 4. Frekvenciakódoló mágneses gradiens impulzus a hely kijelölésére az (y) irány mentén A gradiensek értékét fokozatosan változtatni kell, hogy a szeletben lévő voxeleket letapogassuk! Letapogatás 128, 256, 512, 1024 stb. lépcsőben! Utána itt is egy lépcső váltás, majd G Φ ismétlése
Jel feldolgozás 1. Ha csak egy voxel rendelkezik mágnesezettséggel Minta yers MRI adat FT után a frekvencia kódolás irányában 2. Megismételve más helyen lévő mágnesezettséggel Minta yers MRI adat FT után a frekvencia kódolás irányában A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Egy csúcs a minta helyén A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Egy csúcs a mágnesezettség helyén FT (Φ) FT (Φ)
3. Ha szimultán két voxel rendelkezik mágnesezettséggel A felbontást fokozva minkét irányban: MRI kép Minta yers MRI adat FT után a frekvencia kódolás irányában A hely és frekvencia között egyértelmű kapcsolat van: ν 0 ν = γ x G f A csúcs amplitudók oszcillációja a fázis kódolás irányában (finom felbontásban) Két csúcs MRI módszer esetén a kép felbontás függ következőktől: képmátrix mérete (n x n), T 2, Jel/Zaj, mintavételi sebesség, réteg vastagság képmátrix méret (n x n) függés FT (Φ)
A kép felbontás T 2 függése: 1 Γ = T 2 Az MRI kép kontraszt spin denzitás ( ρ ), T 1 és T 2 függő Szövet T 1 (s) T 2 (ms) ρ CSF 0.8-20 110 2000 70 230 Fehér áll. 0.76 1.08 61-100 70 90 Szürke áll. 1.09 2.15 61-109 85-125 Izom 0.95 1.82 20-67 45-90 A spin-rács relaxációs idő miatt 5 T 1 et várni kell (exp. függvény)! kis T 2 nagy T 2 Többszeletes MRI képalkotás 5 T 1 ρ = 111 vízben oldott 12 mm i Cl 2 esetén A T 1 relaxációs idő szerinti kontraszt magyarázata Sok a kihasználatlan idő az impulzusok között!
Az inverzióból való visszatérés impulzus szekvencia (T 1 szerinti kontraszt) Spin-echo impulzus szekvencia (T 2 szerinti kontraszt) szelet fázis frekvencia jel ismétlés megfordítás/ echo idő Előnye, hogy azonos T 1 függést visz be, így pl. azonos T 2 esetén megjeleníthető a képben rejlő T 1 szerinti kontraszt! A inverzióból való visszatérés echo képek TI és TR függése TR (ms) 1000 2000 50 szelet fázis frekvencia jel ismétlés echo idő Előnye, hogy azonos T 2 függést visz be, így pl. azonos T 1 esetén megjeleníthető a képben rejlő T 2 szerinti kontraszt! 250 A spin-echo képek TE és TR függése TE (ms) 20 40 60 100 TI (ms) 250 TR (ms) 750 750 2000
Tumor detektálás Damadian: Tumor T 1 = 1.5 x (normál szövet T 1 ) tumor CT T 1 MRI MR mikroszkópia