Az MR(I) módszer elve Mai kérdés: Hogyan változik a röntgensugárzás elnyelődésének valószínűsége lágy szövetekben a sugárzás foton-energiájával? Dr.Fidy Judit 05 március 8 Az MR(I) módszer Történelem - terminológia Ábrák: Kastler-Patay: MRI orvosoknak, Folia Neuroradiologica, 993 (Nuclear) Magnetic Resonance Imaging mag (atommag) mágneses rezonancia alapu képalkotó módszer Non-invasive diagnosztika * NMR -spektroszkópia Bloch, Purcell, 946 * MRI: első élő felvétel 973 első rétegvizsgálat 977 első emberi agyvizsgálat 980 EPR Electron Paramagnetic Resonance elektron spektroszkópiai módszer magyarul: ESR Elektron-Spin Rezonancia-spektroszkópia
I. A Mag Mágneses Rezonancia jelensége. Az atommagok alkotói: Kvantumos viselkedés Rendelkeznek saját impulzusmomentummal: spinnel S N S P / protonok és neutronok P N kvantumszám azonos mint az elektron!. A kvantumos viselkedésü részecskék impulzusmomentuma Pályamomentum vektor L és mellékkvantumszám L Nagysága kvantált: L h h l π π ( l + ) l ~l Planck állandó l 0,,,..n- A proton töltése miatt pályamomentummal is rendelkezik L iránya is kvantált: iránykvantálás H(z) L Pl. l 5-féle irány L x és L y nem meghatározott Egy kitűntetett irány pl. H (z) mágn. térhez viszonyítva csak meghatározott irányok L cos Θ L h π z m l (m l 0,+/-, +/-l) Mágneses kvantumszám l + -féle 3. Az elektromosan töltött részecskék impulzusmomentumához mágneses momentum tartozik Pl. az atomban kötött elektron pálya-impulzusmomentuma Klasszikus leírásban (köráram) az impulzus-momentum és a mágneses momentum vektorok kapcsolata: μ l e m r L elektron tömege Iránya párhuzamos az impulzusmomentummal, iránykvantálás elektron töltése r r r L mv
az elektron pálya-impulzusmomentumhoz tartozó mágneses momentum nagysága 4. Az elektron saját impulzusmomentumához is tartozik mágneses momentum saját mágneses momentum μ S μ μ L l nagysága kvantált e m μ L r L eh 4πm Bohr magneton μ B l e l μb emlékeztető eh 4πm e r L h l π μ S e m r S A spinmomentum hatékonyabban eredményez mágneses momentumot, mint a pályamomentum e m h π s ( s S + ) r μ eh S μ 4 B πm Az elektron saját mágneses momentumának nagysága Bohr magneton e eh 4 π m 5. Mágneses dipólus energiája mágneses térben Klasszikus viselkedésű mágneses momentum H μ φ E E0 H μ cosφ A momentum vektor térirányu vetülete Az energia mágneses tér nélkül E csökken, ha φ 0 A mágneses dipólusok orientálódnak mágneses térben Klasszikus szemlélet: Parallel orientáció H Kvantumos viselkedésű mágneses momentum φ μ Az elektron saját mágneses momentuma μ π Szokásos jelölések: Mágneses tér : H B h Z ms ms h vákuum iránya általános Iránykvantálás: (s+)-féle beállás s/ -féle orientáció m S Parallel és anti-parallel orientációk ± Z tengellyel B μ B μ
6. A nukleonok saját mágneses momentuma (Protonok: töltés pályamozgásból származó momentum is) N P Irányitottságuk ellentétes, és μ N < μ P μ e μ μ N P μ g s μ B s s eh 4πm μ B (.9 ) (.79 ) μ g Giromágneses konstans μ g m P ~840m e!! μ g << μ B A nukleonok mágneses momentuma jóval kisebb, mint az elektroné 7. Az atommagok saját mágneses momentuma több nukleon, párosával energiaszinteken, ellentétes spinnel 3 0 H kétnneutron μn egyn proton μmag μp 0.79 μg A páros számu nukleonok ellentétes momentumai közömbösítik egymást 3 μg μ N μ P 3 A mag momentuma 0, ha a protonok v. neutronok száma ptl. szám 8. Jelentős mágneses momentummal bíró atommagok? A proton momentuma kiemelkedően nagy Milyen atommagoknak lesz jele mágneses kölcsönhatásban? Diagnosztika a szervezetben előforduló atommagok? páratlan atomszámúak? H 3 C 9 F 3 Na 3 P Atomok /3-a H! Nagy mágneses momentum! Sok legyen belőle! Proton-MRI Mag n p 3 3 4 6 3 7 3 9 4 0 5 H H He He Li Li Be B I h-ban / / / / 0 3/ 3/ 3 μ μg-ben Mag -,9 6 C +,79 3 6 C -0,86 4 7 N +3 5 7 N -, 6 8 O 0 7 8 O +0,8 36 7 Cl -3, 5 49 In -, 08 8 Pb -,8 09 Bi 83 I h-ban 0 / / 0 5/ 9/ 0 9/ h μ μg-ben 0 +0,7 +0,4-0,8 0 -,9 +,3 +5,5 0 +4 h h π I impulzusmomentum h -ban van megadva
9. Proton- momentumok mágneses térben Iránykvantálás az orientáció precessziós mozgást jelent parallel orientáció Mint az elektron! energetikailag kedvezőbb E állapot E < E Zeeman effektus Zeeman felhasadás az iránykvantálás energiafelhasadást jelent kétféle orientáció kétféle energiaállapot ΔE E E ( E E ) ( E E ) μ B cos φ + μ B cos φ μ B Z Z o mágn. ΔE~μ Z B Z 0 mágn. antiparallel orientáció E állapot φ ~ 0 -> cosφ ~ Φ a precesszió szöge Az antiparallel orientáció energiája nagyobb Zeeman effektus Zeeman felhasadás ΔE~μ Z B Az energiakülönbség lineárisan nő a mágneses tér nagyságával A precesszió frekvenciáját a Zeeman felhasadás nagysága határozza meg. ΔE μb hf precesszió frekvenciája Larmor frekvencia E 0 mágneses tér nélkül: E 0 energia T:Tesla Tesla 0 000 Gauss Föld mágneses tere ~ 0.5 Gauss ΔE μ ZB Proton-momentum Milyen frekvenciával gerjeszthető az E E átmenet? ΔE μb hf -A két frekvencia azonos! -Lineárisan változik B-vel
9. Proton- momentumok mágneses térben összefoglalás 0. A proton- momentumok orientációja mágneses térben megoszlik a két nívó között A protonok mágneses momentumai mágneses térben B r - -vel parallel és anti-parallel állásúak lehetnek - a parallel orientációnak kisebb az energiája - mindkét orientációban B r precesszálnak f μb h frekvenciával - a két orientáció energiakülönbsége lineárisan nő B-vel Boltzmann eloszlás E nívó kisebb energiájú : N számu proton parallel orientációval N számu antiparallel orientációval Az antiparallel orientációk száma alig kisebb, mint a parallel orientációké A mágneses momentumok csaknem teljesen közömbösítik egymást N N e ΔE kt Proton, B0.5T ΔE 0-7 ev Nagyon kicsi! kt (30K) 0.07 ev N ~ N Mag-mágneses momentumokra alapozott mérésekben igen kis effektus várható. A mag-mágneses rezonancia jelensége vvvv N N N 0 8 -maghoz rendelt mágneses momentumot -mágneses tér jelenlétében - rezonanciába hozzuk μi M Jelölés: sok proton eredő momentuma M De: a gazdag információtartalom miatt mégis érdemes mérést tervezni -külső elektromágneses sugárzással ΔE hf Gerjesztjük az E E átmenetet A parallel orientációjú mágneseket antiparallel orientációba visszük át
II. A diagnosztikai képalkotás menete. A beteget testtengelyével párhuzamos irányú erős mágneses térbe helyezzük A képalkotáshoz felhasznált adatok a mag mágnesek ( protonmomentumok) rezonancia-állapotának megszüntetése után detektálható relaxációs folyamatok jellemzői Szupravezető elektromágnes tekercs A B mágneses tér iránya II Z Lineárisan nő Z mentén B o +B(Z) B B O Z Erős mágnes ΔE nagyobb Kompenzálatlan momentumok száma nő Z tengely 0 000 Gauss 0.5 G földi tér Különleges rendszabályok óvatosság Fémek, implantok, pacemaker. μbhf Alaphelyzet mágneses térben M:kompenzálatlan momentumok eredője, parallel orientáció B-vel. Gerjesztés kiválasztott frekvenciájú EM sugárzással : ΔEhf RF! Mágneses tér hatása: -orientáció -azonos frekveciáju precesszió -De: a precesszió fázisa összehangolatlan ΔE μb hf Z-től függ A vizsgálandó testrészt rádiófrekvenciás sugárzásnak tesszük ki tekercs AC tere RF ~ 0 MHz ( ΔE) M xy 0
A gerjesztés hatása 3. A gerjesztés impulzus jellegű - időtartamának szerepe Az orientációváltás időt vesz igénybe. Energiaátmenet E E egy adott testszeletben. Orientációváltás parallel antiparallel 3. A külső váltakozó feszültség-tér rákényszeríti fázisát a precessziós mozgásra a mágneses momentumok együtt forognak M xy 0 A gerjesztő tekercs mágneses tere Precesszió B körül is hν μb Elnevezések az Impulzus időtartama alapján 90 0 -os impulzus Merőlegesbe fordítás-ig tart 80 0 -os impulzus Teljes átfordítást végez Az orientációváltás precesszálva történik (együttes precesszió) M xy 0 A gerjesztés néhány fázisa 90 o 5 o Az együttes precesszió Következménye: 80 o Az X-Y síkban a gerjesztés alatt -Növekvő amplitudójú -Forgó mágneses momentum AC feszültség adó tekercs
Orientációváltás energia-képben 4. 90 o -os gerjesztés utáni relaxáció Az MR-kép adatait a gerjesztő impulzus kikapcsolása utáni relaxáció alatt mérhető jelek jelentik 90 o -os impulzus 50%-os orientáció-váltás M z 0 A 90 o -os impulzus hatását fogjuk tárgyalni Mz változik: 0 max Mxy változik: körbeforogva csökken - orientációváltás - precesszió fázisa elhangolódik Valódi mérésben : 90 és 80 fokos jelek kombinációja szekvencia Adatgyűjtés 90 o -os gerjesztés utáni relaxáció alatt Változó mágneses tér az X-Y síkban feszűltséget indukál Impulzushosszak kombinációja után mért relaxációs jelek 5. A T spin-rács relaxációs idő Környező molekulák A momentum B 0 irányú vetülete a 90 o -os impulzus után visszatér a z irányhoz M Z M Zo e τ t A ρ protonsűrüséggel arányos T JEL Háromféle paraméter meghatározása ρ Protonsűrűség Τ M z relaxációs ideje Τ M xy relaxációs ideje T: 500 000 ms
T értelmezése Milyen gyorsan sikerül ütközésekkel leadni a ΔE energiát a környezetnek? A ρ protonsűrüséggel arányos M Z M Zo e τ t Az energiaátadás feltétele, hogy az átvevő molekula vibrációs frekvenciája rezonanciában legyen a Larmor precesszióval f p ~ f mol (f viz >> f p ) T: 500 000 ms Nagy molekulák lassú rezgései fehérjék, lipidek T kicsi t T rövid --- Mz(t) nagy --- fényes pixel --- zsírszövet világos 6. A T spin-spin relaxációs idő T értelmezése M XY M XY, 0e t τ T Környezet: mágneses inhomogenitás T A lokális mágneses terek miatt a koordinált precesszió elhangolódik M XY M XY, 0e t τ Nagy molekulák-> lassú mozgás ->inhomogenitás fennmarad -> gyors fázisvesztés -> ΔE μb hf T rövid T: 50 00 ms T: 50 00 ms Nagy molekulák-> T rövid -> Mxy(t) kicsi -> pixel sötét Vizes közeg: inhomogenitások kiátlagolódnak -> fázisvesztés lassú -> T nagy -> fényes pixel
Nagy molekulák T rövid -- pixel világos T rövid -- pixel sötét Az indukált feszültség valódi jelalakja : Free Induction Decay FID Módosított T! Hogyan történik a mérési adatgyűjtés? T és T paraméterek megjelenítése Mz(t) és Mxy(t) mérése? Gyakorlati megvalósítás: impulzus-gerjesztések kombinációjával spin-echo módszer : T inversion recovery : T A gerjesztő tekercs mágneses tere B X tengely Maximális értékek A következő néhány dia előadáson nem került tárgyalásra 80 o 90 o
A spin echo módszer diagnosztikai érték A B 0 tér fennálló inhomogenitásainak hatása kiküszöbölődik T* T FID Spin-spin fázisvesztés A spin echo módszer A B 0 tér fennálló inhomogenitásainak hatása kiküszöbölődik A spin echo módszerrel tisztán a spin-spin kölcsönhatásból származó fázisvesztést mérjük Echo
A szekvenciák időparaméterei ismétlődési idő TR echo-idő TE Jelek gyűjtése a T relaxációs idő szerinti megjelenítésre TR: két 90 o -os impulzus között eltelt ismétlési idő T szerinti kontraszt kialakítása spin-echo módszerrel Jelek gyűjtése a T relaxációs idő szerinti megjelenítésre
ρ szerinti kontraszt kialakítása spin-echo módszerrel Az előadás itt folytatódik III. Egy testszelet képelemeinek meghatározása. A rezonancia állapot gerjesztési frekvenciája kiválaszt egy testszeletet hf μb(z) f B Z. Képelemek feloldása az X irányban A relaxáció alatt X irányban lineárisan változó gradiens tér bekapcsolása precesszió (> indukált feszültség) frekvenciája az X mentén változik 3. Képelemek feloldása az Y irányban Y mentén lineárisan változó gradiens tér alkalmazása rövid ideig > Precesszió fázisának módosítása Y függvényében 4. A vevőtekerccsel mért jel felbontása A mért indukált feszültség sok frekvenciájú és fázisú jel szuperpoziciójának eredménye Egy szeleten belül a pixelek kijelölése gradiens-terekkel Y ω πf hf μ(b+b(x)) Az egyes f és φ komponensek előállítása Fourier analízissel X f i, φ j ρ, T, T minden képelemre
A paraméterek megjelenítése A T és a T szerinti fényesség-kódolás különböző szöveti tulajdonságokat emel ki T szerinti súlyozás Világos: fehér állomány T szerinti súlyozás Világos: szürke állomány IV. Az MRI mint diagnosztikai módszer -non-invasive módszer (de: kontrasztanyagok toxicitása?) -Csont-szövet nem zavar: pl. gerincvelő vizsgálata UH, CT -Felbontás: ~5 mm vastag szelet,.5x.5 mm képelem igen jó De: - a készülék és a mérés drága - 3D képhez hosszú adatgyűjtési idő pszichológiai problémák Biztonsági szempontok erős mágneses tér, indukált áram melegítő hatása, hangjelenségek, periferiális idegvégződések stimulálása mint a CT, de a kontraszt élesebb -3D rekonstrukció lehetősége gerjesztő tér teljesítménye és db/dt limitek -Lágy szövetek, elsősorban zsírszövetek agyszövet és: nyak, mellkas, alhas (máj, lép, hasnyálmirigy, vese..) vázizomzat, izületek kontraindikáció: terhesség első trimer pacemaker ferromágneses és fém implantok (szembe kerűlt szilánkok)
V.Speciális MRI technikák fejlődési irányok. Angiográfia - nem tárgyaltuk A mért térfogatba a szeletre merőlegesen ki vagy be-áramló vér a sebességprofiltól és az áramlási sebességtől függően jelszegény vagy jelgazdag tartományhoz vezet érszűkűlet értágulat Gd jelzés Artéria cerebri média területén arterio-venosus malformáció -fáziselemzés alapján Time of flight A mért térfogatba a szeletre merőlegesen ki vagy be-áramló vér a sebességprofiltól és az áramlási sebességtől függően jelszegény vagy jelgazdag tartományhoz vezet angiográfiai alkalmazások. Kontrasztanyagok alkalmazása: T és T-kontraszt T súlyozott kép meningeoma diagnosztizálásához Gadolinium kontraszt kiemeli a daganat helyét: világos képlet Paramágneses atomok alkalmazása: T rövidül a kóros szövetekben Gd, Mn, Ba farmakonok (ahol a vér-agy gát átjárható)
T tipusu kontrasztanyagok ferromágneses: ép szövetekben T csökken T kép sötét szuperparamágneses (Fe-oxid) nanorészecskék: T*-kép sötét pl. máj: normál szövetek dúsítják, tumor nem Víz: természetes kontrasztanyag De: Gd jelző toxicitása - veseelégtelenség 3. Funkcionális MRI- fmri Alapja: BOLD : Blood Oxygen Level Dependent signal Ogawa, 990 oxy hemoglobin : diamágneses, nincs mag mágneses momentuma deoxy hemoglobin: paramágneses, mágneses momentuma van > Hb állapota endogén kontraszt-ágens Alkalmazása agyi funkciók vizsgálatában: visual cortex, motor cortex, beszéd Neoron aktivitás véráramlás oxyhb T jelintenzitás Hemodinamikai válaszfüggvények rövid mérési idő: - perc alacsony felbontás, gyors szken / -3 sec fmri sebészeti területek és funkcionálisan fontos tartományok elkülönítése