LAM 2004;14(8-9):581-90.

A TÁRSSZAKMÁK HALADÁSA

A mágneses rezonanciás vizsgálati technika alapjai

dr. Martos János
Országos Idegsebészeti Tudományos Intézet
1145 Budapest, Amerikai út 57.
E-mail: martjan@axelero.hu


Az MR működésének alapjait áttekintő közleménnyel sorozatot indítunk az MR-vizsgálat klinikai alkalmazásáról a különböző szervek, szervrendszerek esetén. A sorozat létrehozásában nyújtott segítségért a szerkesztőség köszönetet mond dr. Palkó Andrásnak (Szegedi Tudományegyetem, Radiológiai Klinika).

ÖSSZEFOGLALÁS

A mágneses rezonanciás vizsgálat viszonylag új, folyamatosan fejlődő technika; a mágneses magrezonancia jelenség segítségével – különösen nagy felbontóképességgel – ábrázolja a test szöveti struktúráját.
Az MR-technika rádiófrekvenciás pulzust használ a hidrogénatommagok, a protonok gerjesztésére. A víz és a zsír hidrogénatommagjainak eloszlása függ a szövetek típusától, valamint attól, hogy egészséges vagy beteg szövetről van-e szó. A kép elemeinek fényessége a vizsgált régió szöveteinek ezen tulajdonságaival, a protonok sűrűségével és a relaxációs idővel kapcsolatos. A mérés során különféle kontrasztú képeket nyerünk ezeknek a paramétereknek a súlyozásával, a pulzusszekvencia megfelelő beállításával. Az MR alapvetően nem invazív eljárás, de bizonyos esetekben intravénás kontrasztanyag adása válhat szükségessé ahhoz, hogy a vizsgált elváltozást jobban ki tudjuk mutatni.
Jelenleg már több mint 22 000 MR-berendezés működik a világon. Az MR az egyik legjobb diagnosztikai képalkotó berendezés a lágy szövetek – az agy, a gerinc, a szív, a nagyerek, a hasi és a kismedencei szervek –, valamint az ízületek vizsgálatára.

mágneses rezonancia, mágneses magrezonancia jelenség, MR-szekvenciák

Érkezett: 2004. június 7. Elfogadva: 2004. augusztus 5.


 

Az MR-rel végzett képalkotás az 1970-es évek nagy jelentőségű felfedezése volt (MR: mágneses rezonancia). A klinikai gyakorlatban az 1980-as években terjedt el. Működésének alapja az 1946-ban leírt úgynevezett mágneses magrezonancia fenomén (nuclear magnetic resonance, NMR).

Az MR alapvetően tomográfiás eljárás. Segítségével – a CT-hez hasonlóan – szeletképsorozatok készíthetők, de – s ez az egyik lényeges különbség – nemcsak transzverzálisan, mint a CT-vel, hanem bármilyen síkban. Ráadásul az MR alkalmas többféle, egymástól teljesen különböző kontraszttartalmú, a szövetek legkülönfélébb biokémiai, biofizikai tulajdonságait tükröző felvétel készítésére. Az is lényeges argumentum az MR oldalán, hogy nincsenek csontműtermékek, ezért jól alkalmazható a hátsó és középső koponyagödör, valamint a gerincvelő vizsgálatára. Az MR-nek – mivel nem használ ionizáló sugarakat – jelenlegi tudásunk szerint nincs káros hatása. Az orvosi képalkotó diagnosztikában már ma is óriási a tárháza; fejlesztése továbbra is intenzíven folyik, szinte naponta születnek új mérési módszerek, folyamatosan vezetve be ezeket a klinikai alkalmazásba, egyre nagyobb területet kanyarítva ki a többi képalkotó modalitás elől.

 

Az MR-berendezés

Az MR-készülék fő része a mágnes; ezt úgy alakították ki, hogy a beteg a mágneses tér közepén fekve helyezkedhessen el. Technikailag kétféle típus létezik, az alagútrendszerű és az úgynevezett nyitott mágnes (1. ábra). Az alagút tulajdonképpen tekercs, ennek a közepe a betegtér; mivel meglehetősen szűk, a klausztrofóbiás betegek nehezen viselik el, bizonyos testméret felett pedig a vizsgálat fizikailag lehetetlenné válhat. A tekercs szupravezető anyagból készül, amit héliumfürdő tart az abszolút nulla fok közelében, ezért ezek a készülékek időnként hélium-utántöltésre szorulnak.

1. ábra. Alagútrendszerű, 1,5 teslás MR-berendezés (a); nyitott, 0,2 teslás MR-berendezés (b)

Alagútrendszerű, 1,5 teslás MR-berendezés (a); nyitott, 0,2 teslás MR-berendezés (b)

A nyitott mágnes az alagúthoz képest kissé kényelmesebb, így a klausztrofóbiás vagy a rossz állapotú betegek és a gyermekek vizsgálata szempontjából előnyt jelenthet. Felépítését tekintve lehet elektromágnes, de lehet állandó mágnes is. Ebben a konstrukcióban a mágneses erővonalak függőlegesek – ellentétben az alagútrendszerűvel, ahol vízszintesek –, de a fő különbség nem ebben, hanem a mágnestér erejében rejlik. Az alagútrendszerű, szupravezetős mágnes térereje általában nagyobb; 1,0-1,5-3,0 tesla térerejű készülékek vannak forgalomban. A nyitott mágnes térereje ennél jóval kisebb (0,1–0,3 tesla), bár újabban készítenek közel 1,0 tesla térerejű nyitott mágneseket is szupravezetős technikával.

A térerő az MR-berendezés egyik legfontosabb jellemzője, mivel erősebb mágneses térben lényegesen nagyobb jel nyerhető, így jobb minőségű MR-képeket kaphatunk, és a mérés is rövidebb ideig tart.

Az MR-berendezésnek a mágnesen kívül fontos részei még a jelek lokalizációját végző úgynevezett gradiensek és a jelek felfogásában szerepet játszó – a különféle testrészekhez idomuló – tekercsek, valamint a jelfeldolgozó komputer.

 

A mágneses magrezonancia jelenség

Az MR alatt ma a proton- (hidrogénatommag-) NMR-képalkotást értjük. Az élő szervezetben – elsősorban a víztartalom miatt – a hidrogén nagy koncentrációban van jelen, de a zsírok, fehérjék és szénhidrátok hidrogéntartalma is jelentős.

Az egyetlen protonból álló hidrogénatommag – hasonlóan más, páratlan nukleonszámmal rendelkező atommaghoz (például foszfor, nátrium, fluor stb.) – spinként viselkedik (mint a pörgettyű), töltése miatt mágneses momentuma van, ezért külső mágneses térben a tér irányába rendeződik. A rendezett atommagok tengelye a mágneses tértől függő frekvenciával precesszál (bolyong) a mágneses erővonal körül, amint azt a gravitációs térben a megpörgetett búgócsigánál is láthatjuk (2. ábra). A protonok a precessziós frekvenciával azonos, tehát rezonáns elektromágneses sugárzással gerjeszthetők, majd az energialeadás alatt ugyanolyan frekvenciájú válaszjel detektálható.

2. ábra. A proton precessziós mozgása

A proton precessziós mozgása

Az adott pillanatban mért jel nagysága a protonok két, úgynevezett relaxációs folyamatának időállandójától (T1, T2) és a proton sűrűségétől függ. A T1 relaxációs idő a gerjesztés utáni energialeadás exponenciális folyamatának időállandója, a víz esetében ez 3000 ms körüli, míg a zsírok esetében 200 ms-nál kisebb. A T2-relaxáció a protonok precessziós mozgásának – leginkább a szöveti, molekuláris mágnesesség okozta inhomogenitás miatt bekövetkező – deszinkronizációja. Emiatt a jel gyorsan csökken. A T2 relaxációs idő is a víznél a leghosszabb, körülbelül 1000 ms. A T2-relaxáció általában sokkal gyorsabban következik be, mint a T1-relaxáció, ezért bizonyos módszerekkel a teljes energialeadásig a precesszió reszinkronizációjával újabb – akár több – jelemelkedés, úgynevezett echó váltható ki. A szövetekben a proton sűrűsége és a T1-T2 relaxációs idők különbözőek; ez a három paraméter adja a képalkotás fő kontrasztját.

 

A gradienstér szerepe

Ahhoz, hogy az MR-vizsgálat képet formáljon, a detektált NMR-jelet a képpont méretének megfelelő pontossággal lokalizálni kell. A lokalizációt a gradiensterek segítségével végezzük. A gradienstér változó mágneses teret jelent, amelyet megfelelő kialakítású elektromágnesekkel hozunk létre, méghozzá a tér három irányában. A térerő mellett a gradienstér minősége az MR-készülék másik legfontosabb mutatója.

Az MR-berendezés – a gradienstekercsekre adott nagy áramerősségű pulzusok miatt – mérés közben igen hangosan zakatol. A gradienspulzusoknak a jellokalizáción kívül több más funkciója is lehet, például a protonok reszinkronizációja (gradiensechó-szekvencia), a mozgási artefaktumok csökkentése (GMR), diffúziósúlyozás stb.

 

Az MR-képek kontrasztja

A jel – illetve az echó – generálására különféle, úgynevezett pulzusszekvenciák (röviden szekvenciák) állnak rendelkezésre, ezek a három paramétert különféle mértékben súlyozzák, így T1-súlyozott, T2-súlyozott és protondenzitású képek készíthetők (3. ábra). Az MR-képek kontrasztját sok egyéb paraméter is befolyásolja, elsősorban a szövetek mágneses inhomogenitása, a hőmérséklet, különféle mozgások, mint például a szöveti diffúzió, a véráramlás stb. A különböző szekvenciák gyorsaságban és néhány speciális tulajdonságban térnek el egymástól, ennek következtében a fenti paraméterek erőteljesebben vagy gyengébben érvényesülnek a képalkotásban. A szekvenciákat általában e speciális tulajdonságok alapján szokás elnevezni: például szuszceptibilitás-MR-képalkotás, MR-angiográfia, MR spektroszkópiás képalkotás, perfúziós MR, diffúziós MR, funkcionális MR, kinematikus MR stb.

3. ábra. T1-súlyozott (a), T2-súlyozott (b) és protondenzitású (c) szeletkép a nagyagy területéről

T1-súlyozott (a), T2-súlyozott (b) és protondenzitású (c) szeletkép a nagyagy területéről

Egy MR-vizsgálat során általában több síkban készítünk felvételeket a térbeli kiterjedés pontos meghatározására (4. ábra), ugyanakkor a felvételek többféle szekvenciával, tehát más és más kontraszttartalommal is készülnek.

4. ábra. A teljes központi idegrendszer T2-súlyozott sagittalis felvétele.

A teljes központi idegrendszer T2-súlyozott sagittalis felvétele
A Siemens AG MED MR engedélyével.

A különféle kontraszttartalmú képek segítségével nyert információk jól követhetők az agyi felvételeken: a T1-súlyozású felvételeken a liquor fekete, a zsír fehér; a szürke- és fehérállomány is jól elkülönül: a szürkeállomány sötétebb, mint a fehérállomány. A T1-súlyozott felvételek általában részletdúsak, ezért kiválóan alkalmasak az anatómiai viszonyok megítélésére (3. a. ábra). A T2-súlyozott felvételeken a víz fényesen ábrázolódik, ezért a liquor fehér, a laesiók nagy része a megnövekedett víztartalom miatt jól differenciálható. Az agy esetében a T2-súlyozású felvételeken a szürkeállomány világosabb a fehérállománynál (3. b. ábra). A protondenzitású felvételeken a szabad víz és az oedemákra jellemző kötött víz elkülönül – a szabad víz sötétebb (3. c. ábra) –, ezért a folyadéktartalmú részletek (például ciszternák) különválaszthatók a szolid laesióktól: utóbbiak élénk, világos színűek (1).

Az MR-képeken a világosabb struktúrákat hiperintenzívnek (jelgazdagnak), a sötétebbeket hipointenzívnek (jelszegénynek) írjuk le; izointenzív a terület, ha világossága nem tér el a környezetétől.

 

Szekvenciák

Többféle szekvencia létezik; ezek különféle gyorsasággal készítenek képeket. A már hagyományosnak számító spinechótechnikával jó minőségű és jó kontrasztú képeket nyerünk, de sajnos a vizsgálat időtartama néhány percig is eltart. Bár a gyors spinechótechnikával a mérés 2–8-szorosra gyorsítható, azonban a gyorsaság a képminőség rovására megy. Az úgynevezett gradiensechó-technikákkal ennél gyorsabban, általában egy percen belül kapunk képeket, az echóplanár-technika (EPI) mérési ideje pedig jóval egy másodpercen belül marad. A leggyakrabban használt szekvenciák (a teljesség igénye nélkül):

A spinechó- (SE-) szekvencia egy úgynevezett 90 fokos, gerjesztő rádiófrekvenciás pulzussal kezdődik, majd a protonok reszinkronizációját egy 180 fokos rádiófrekvenciás pulzus végzi (5. ábra). A jel a gerjesztés után, az úgynevezett echóidő (TE) elteltével jelenik meg (2). Jellegzetessége az igen jó képminőség. Az SE-felvételeken az erek – főleg az artériák – az áramlás hatására sötéten ábrázolódnak. Az úgynevezett áramlási jelkiesés hiánya biztos jele a trombózisnak vagy az egyéb okból bekövetkezett érelzáródásnak.

5. ábra. A spinechó-pulzusszekvencia kottája

A spinechó-pulzusszekvencia kottája
A 90 és 180 fokos RF-pulzusnak és a három gradiens pulzusainak pontosan
időzítve kell lennie. A szekvencia két fő paramétere a TR (repetíciós idő)
és a TE (echóidő). E két paraméter megfelelő megválasztásával állítható be
a súlyozás. S(t) az echó nagysága, az MR-jel

Az inversion recovery (IR) technika esetében a mérés egy 180 fokos pulzussal kezdődik, emiatt megnő a T1-relaxáció ideje. A 180 fokos pulzust egy spinechó-pulzussorozat követi. Az ezzel a technikával készült képek T1-kontrasztja nagy, ezért kifejezetten előnyösen alkalmazható az agy szerkezetének tanulmányozásában (6. ábra).

6. ábra. T1-súlyozott IR-felvétel a nagyagy területéről. Látható a szürke- és fehérállomány közötti nagy kontraszt

_
IR: inversion recovery

Az IR-technika speciális beállítás esetén alkalmas az adott relaxációs tulajdonságú szövetek jelének elnyomására. A zsír elnyomását az úgynevezett STIR- (short tau inversion recovery) szekvencia, a szabad víz elnyomását az úgynevezett FLAIR- (fluid attenuated inversion recovery) szekvencia végzi (2) (7. ábra).

7. ábra. FLAIR-felvétel a nagyagy területéről. A világos gócok a sclerosis multiplex plakkjainak felelnek meg

FLAIR-felvétel a nagyagy területéről
FLAIR: fluid attenuated inversion recovery

A STIR-szekvencia tehát a zsírelnyomás úgynevezett relaxációs módszere. Egyetlen hibája, hogy nem alkalmas a kontrasztanyag-halmozás megítélésére, mivel a kontrasztanyagot halmozó szövet relaxációja hasonló a zsíréhoz, így a zsírral együtt válik a STIR-szekvencia áldozatává.

A zsírelnyomás spektrális módszere (fat saturation, FATSAT) – a zsír hidrogénatommagjainak kissé eltérő precessziós frekvenciáját, tehát az úgynevezett kémiai eltolódást használja fel a zsír kikapcsolására – a kontrasztanyag-halmozás kimutatására is alkalmas (2).

A gradiensechó- (GE-) szekvencia abban különbözik a spinechótól, hogy a reszinkronizációt nem 180 fokos rádiófrekvenciás pulzus, hanem bipoláris gradienspulzus végzi. A GE-szekvencia általában gyorsabb, mint az SE; jellegzetessége, hogy az erek a mozgó vér miatt fehéren ábrázolódnak, és a képek kontrasztját erősen befolyásolják a szuszceptibilitási különbségek. Ez utóbbit kihasználva, az úgynevezett T2*-súlyozott szekvenciával a kisebb vérzések már akut szakban is jól kimutathatók (3) (8. ábra). Ugyanezen ok miatt a GE-szekvencia igen közkedvelt, például az ízületek vizsgálatában. Az ízületi szalagok és a rostos porc – az inhomogén szerkezet miatt – jelszegények, míg az üvegporc, homogenitása miatt, jelgazdag. A rostos szerkezet sérülése jelfokozódást, míg az üvegporc homogenitásában bekövetkező legkisebb változás jól látható jelcsökkenést okoz.

8. ábra. Coronalis síkú (T2*-súlyozott) felvétel. Jobb oldalon, a törzsdúcok területén a kiterjedt hipointenzitás cavernomának felel meg

Coronalis síkú (T2*-súlyozott) felvétel

Az MR úgynevezett 3DFT-technikájával nagyon vékony, 0,5 – sőt, akár 0,1 – mm vastag szeletképsorozat készíthető; ez lehetőséget ad arra, hogy a háromdimenziós rekonstrukciós módszerekkel bizonyos struktúrák (például: agyfelszín, érrendszer) térbeliségét is ábrázoljuk (2).

Erősen T2-súlyozott 3DFT-technikával, vékony felvételsorozattal a folyadékterek MR-vizsgálata valósítható meg [például: MR-mielográfia, MR-ciszternográfia, MR-kolangiopankreatográfia (MRCP), MR-szialogram stb.]. Azokban az esetekben, amikor csak egy-két, jól definiált vetületi képre van szükség, a hoszszadalmas szeletsorozat mérése és rekonstrukciója helyett egyetlen, néhány másodpercig tartó, vastagabb (2-3 centiméter) szelet készítésével is eredményt érhetünk el (9. ábra).

9. ábra. MR-kolangiopankreatográfia. A széles, erősen T2-súlyozott felvételen jól láthatók a tágult epeutak. A ductus choledochusban kő ábrázolódik

MR-kolangiopankreatográfia
Dr. Fazekas Péter engedélyével.

Az MR-angiográfia lehetőséget nyújt az erek nem invazív, illetve minimálisan invazív vizsgálatára. Az MR-angiográfia a szeletképek rekonstrukciójával végső soron a DSA-felvételekhez (DSA: digitális szubtrakciós angiográfia) hasonló szummációs jellegű képeket készít, így az érszerkezet jól megítélhető, de a vékony, nagy felbontású szeletképek tanulmányozásával is fontos részletek fedezhetők fel (10. ábra). Az MR-angiográfia az MR úgynevezett áramlási jelenségeit használja fel a mozgó vér detektálására. A legegyszerűbb és leggyakrabban használt módszer a TOF (TOF: time-of-flight) MR-angiográfia (4, 5). Ha kifejezetten az áramlás kimutatása vagy kvantifikálása a cél, akkor fáziskontraszt- (PC-) MR-angiográfiát végzünk (6). A perifériás, illetve a nagyerek vizsgálatára intravénás bolusban beadott kontrasztanyag segítségével kontrasztos (contrast enhanced, CE) MR-angiográfia végezhető.

10. ábra. Az agy ereiről készült MR-angiográfia. Jobb oldali arteria carotis interna aneurysma

Az agy ereiről készült MR-angiográfia

A diffúziós MR sok érdekes lehetőséget biztosít a szövetek biofizikai tulajdonságainak megítélésére, ami nagyon jól korrelál például az életképességgel (7). A diffúziósúlyozott MR-felvétel a hiperakut ischaemiás stroke kimutatásának legérzékenyebb módszere (8, 9) (11. ábra). Ebben a szekvenciában a diffúziós gradienspulzusok miatt az extracelluláris víz diffúziós mozgásának megfelelően jelcsökkenés lép fel. A normális diffúzió cytotoxicus oedema esetén jelentősen gátolttá válik, ez enyhíti a jelcsökkenést, így ennek a területnek a jelintenzitása viszonylag magas lesz. A diffúziósúlyozás mértékét a gradienspulzusoktól függő „b” érték határozza meg. A „b” szokásos értékei: 0, 500, 1000, 5000, de – arra alkalmas berendezésnél – 10-20 000 is lehet. Az extrém nagy „b” értékek esetében a diffúziósúlyozott MR-felvételek a szövetekben a különböző vízterek vizsgálatát teszik lehetővé (10). Több „b” értékkel készült felvételekből a diffúziós koefficiens (ADC) voxelről voxelre kiszámítható. Az így készült kalkulált kép az ADC-térkép (ADC-map) (12. ábra), amelyen ROI-technikával az egyes területek diffúziós képességének kvantitatív elemzése is lehetséges.

11. ábra. a) Diffúziósúlyozott felvétel. Jobb oldalon insularisan akut ischaemiás terület látható. b) Perfúziós, MTT-MR-felvétel. Az arteria cerebri media területén jelentős perfúziócsökkenés ábrázolódik

a) Diffúziósúlyozott felvétel. b) Perfúziós, MTT-MR-felvétel.

12. ábra. Az agy ereiről készült MR-angiográfia. Jobb oldali arteria carotis interna aneurysma

Az agy ereiről készült MR-angiográfia

A perfúziós MR segítségével a parenchymás szervek szöveti vérátáramlása vizsgálható. A különféle perfúziós paraméterek (TP, MTT, rCBV, rCBF) voxelről voxelre történő kiszámításával készülő, kalkulált képek nagyon jól ábrázolják a rosszul perfundált területeket, amelyek a nagy rizikójú régiót határolják körül, vagy ellenkezőleg, a hiperperfundált terület malignus elváltozásra utalhat. A perfúziós és diffúziós MR-felvételek együttes értékelésével pontosan kimutatható a penumbra területe (diffusion-perfusion mismatch) (11), s ennek alapján a megfelelő reperfúziós terápiás beavatkozás indikációja (11. ábra). A penumbra hiánya esetén – egyenlő nagyságú gátolt diffúziójú és rosszul perfundált terület észlelésekor – az agresszív fibrinolitikus terápiás beavatkozás értelmetlennek, illetve különösen nagy kockázatúnak ítélhető.

A dinamikus MR lényege a kóros szövetek, tumorok kontrasztanyag-halmozásának időbeli vizsgálata. A dinamikus MR-vizsgálat során a bolusban adott intravénás kontrasztanyag után 20-30 másodpercenként készítünk képeket. A felvételeken a különböző szövetek eltérő kontrasztanyag-halmozási dinamikáját figyelhetjük meg, mérhetjük és grafikusan ábrázolhatjuk.

Az ízületek, a gerinc és a szív mozgását követő, filmszerűen lejátszható felvételsorozat a kinematikus MR; ezzel a módszerrel az ízületek inkongruenciája, az ízületi szalagok elégtelensége vagy az esetleges gerincinstabilitás ítélhető meg (12, 13).

A perfúziós, dinamikus és kinematikus MR – a modern MR-berendezéseknél ma már elérhető – ultragyors MR-szekvenciákat feltételez. Ezek a milliszekundum tartományba eső felvételek a szív közvetlen MR-vizsgálatát is lehetővé teszik (13. ábra). A speciális MR-felvételeken követhetők a szívfal- és a billentyűmozgások, ábrázolhatók az arteria coronaria szűkületei és megítélhető a szívfal életképessége is (14).

13. ábra. A szívről készült, úgynevezett négyüreges MR-felvétel, sötétvér-technikával.

MR-kolangiopankreatográfia
A Siemens AG MED MR engedélyével.

Az MR a test anatómiai szerkezetének pontos leírása mellett több funkcionális információval is szolgálhat, például a véráramlással, a diffúzióval, a kontrasztanyag-halmozással, bizonyos anyagcsere-folyamatokkal kapcsolatosan. Az agy vizsgálatánál lehetőséget biztosít arra is, hogy kimutassuk és pontosan lokalizáljuk a működésével összefüggő neuronalis aktivitást. Ezt a feladatot a funkcionális MR (fMRI) látja el (15). A neuronalis aktivitás az MR-rel közvetett módon, az agyi erek autoregulációjának követésével érhető el. Erre a feladatra korábban többféle technikával próbálkoztak, de a legmegfelelőbbnek a BOLD technika (BOLD: blood oxygenation level-dependent) mutatkozott (16). Ennek lényege az, hogy a neuronalis aktivitás okozta vasodilatatio az adott régióban lényegesen csökkenti a paramágneses tulajdonságú deoxihemoglobin-szintet, s ez a T2*-súlyozott felvételeken lokális jelszintemelkedést vált ki. A jelemelkedés nem jelentős, csupán 1-2%, de a többször ismételt nyugalmi és aktivizált mérések képeinek statisztikai elemzése kirajzolja azt a területet, ahol az aktivitás szignifikáns jelváltozást okozott. A sikeres vizsgálat alapja a jól megtervezett stimulációs eljárás (motoros stimuláció: ujjmozgatás, szomatoszenzoros stimuláció: simogatás, valamint beszédaktivációs, kognitív és vizuális stimuláció) (14. ábra).

14. ábra. Funkcionális, beszédaktivációs MR-felvétel. Jobb oldali temporalis tumor, bal oldali dominanciájú beszédközpont

Funkcionális, beszédaktivációs MR-felvétel

A funkcionális MR segítségével jól feltérképezhetők az agy adott működéshez kapcsolódó területei; ennek segítségével pontosabban megtervezhetők az idegsebészeti beavatkozások. A funkcionális MR a neurofiziológiai kutatásokban is egyre nagyobb jelentőségű.

Az NMR felfedezésével hatalmas jelentőségű spektroszkópiás módszer született az anyagszerkezet – így a biológiai anyagok – vizsgálatában is. Az MR-berendezés segítségével ugyancsak elvégezhetők ezek a spektroszkópiás elemzések, ráadásul nem szükséges az anyag (biopszia) kivétele, elegendő az MR-képen az érdekelt térfogatot megjelölni. Általában a legkisebb vizsgálható térfogat 1 cm3 szokott lenni. Az MR-spektroszkópia alapja az, hogy a különféle szerves molekulákban a hidrogénatommag a kémiai szerkezettől függően különböző molekuláris mágneses hatásnak van kitéve, emiatt más és más a precessziója, és így a kisugárzott jel frekvenciája is (kémiai eltolódás). A spektroszkópiás vizsgálattal kimutathatók a szövetekre jellemző aminosavak vagy egyéb szerves molekulák, relatív mennyiségük is meghatározható. Ezeknek az anyagoknak a változása vagy a spektrogramon kóros anyagok megjelenése jellemző lehet bizonyos betegségekre, így az MR-spektroszkópia elősegítheti a minőségi diagnózis felállítását (17, 18).

Az agyi MR-spektroszkópia például a sclerosis multiplex és a leukodystrophia vizsgálatában, az agytumorok malignitásának meghatározásában, a térszűkületet okozó elváltozások differenciáldiagnosztikájában játszik nagy szerepet (15. ábra).

15. ábra. Normális agyi MR-spektrogram (a) és a mintavétel helye (b)

Normális agyi MR-spektrogram
A mintavétel helye
A Siemens AG MED MR engedélyével.

A mai MR-berendezések a spektroszkópiás elemzést egy meghatározott területen pontról pontra el tudják végezni, és az eredményt színkódolt szeletkép formájában képesek ábrázolni (spectroscopic imaging) (19).

 

Kontrasztanyagok

Az MR-felvételek jeltartalma különféle kontrasztanyag használatával befolyásolható. A kontrasztanyag növelheti a kóros folyamatok kimutathatóságát. Ehhez az szükséges, hogy megváltoztassa valamelyik, a képalkotásban felhasznált MR-paramétert, ezért a kontrasztanyagok általában mágneses tulajdonságúak. Természetesen lényeges szempont, hogy a kontrasztanyagot valamely szövet vagy folyamat halmozza, továbbá, hogy a kontrasztanyagnak alacsony legyen a toxicitása, legyen stabil vegyület és teljesen ürüljön ki a szervezetből.

A kontrasztanyagot intravénásan vagy szájon át alkalmazhatjuk. Az MR-paraméterek közül a legegyszerűbb a protondenzitás növelése; erre a célra legalkalmasabb a víz, ezt például a belek feltöltésére szokták alkalmazni. A mágneses tulajdonság alapján a kontrasztanyag lehet paramágneses és ferromágneses.

A ma forgalomban lévő paramágneses kontrasztanyagok makromolekulákhoz kötött, gadolínium- (Gd-) tartalmú kelátok – az első, kereskedelmi forgalomban kapható kontrasztanyag a Gd-DTPA – (20), de létezik vas-, mangán- és diszpróziumtartalmú kontrasztanyag is. A leggyakrabban használt gadolíniumtartalmú paramágneses kontrasztanyagot intravénásan alkalmazzuk. A kontrasztanyag a vérrel a szövetekhez jut, ahol a vascularisatio, az interstitialis folyadéktér nagysága, a központi idegrendszer esetén a vér-agy gát sérülése és esetleges aktív folyamatok befolyásolják a halmozódását. Az intravénásan alkalmazott paramágneses kontrasztanyag a halmozódás helyén jelentősen rövidíti a T1 relaxációs időt, ezért kontrasztanyag adása után T1-súlyozott felvételeket készítünk; ahol a halmozás helyén a kép világosabb lesz, megnövelve az adott szövet kontrasztját a környezetéhez képest (12. a, 16. ábra). Mivel kismértékben befolyásolja a T2 relaxációs időt is, T2-súlyozott felvételeket paramágneses kontrasztanyag adása után nem készítünk, mert bizonytalan a jelmenetre gyakorolt hatása.

16. ábra. Hepatobiliarisan kiválasztódó paramágneses kontrasztanyaggal (Multihance) készült MR-felvétel a májról. A nem halmozó góc hypovascularisalt metasztázisra utal

_
Günther Schneider, Department of Diagnostic
Radiology University of Homburg engedélyével.

Az intravénásan, bolusban alkalmazott paramágneses kontrasztanyag kifejezetten alkalmas perfúziós vizsgálatra, mivel az intravasalis kontrasztanyag az extravasalis térhez képest mágneses inhomogenitást – és ezzel jelcsökkenést – okoz a T2*-súlyozott, gyors GE-típusú felvételeken.

Az intravénásan adott kontrasztanyagok a vesével választódnak ki, méghozzá elég rövid idő alatt. Létezik hepatobiliaris úton kiválasztódó paramágneses kontrasztanyag is, ez viszont a májban halmozódik. A halmozás elmarad a laesiók – például a metasztázisok – területén, jelentős kontrasztot képezve az ép májszövet és a laesio között.

A szuperparamágneses kontrasztanyag ultra kisméretű vas-oxid-szemcsék (nanopartikulák) vizes keveréke; általában phagocytosis útján halmozódik. A kontrasztanyag, partikuláris szerkezete miatt, a halmozás helyén jelentős mágneses inhomogenitást okoz, s ez elsősorban a T2-súlyozott felvételeken okoz nagy jelveszteséget. Ez a kontrasztanyag különösen alkalmas a nyirokcsomók, a máj és a lép vizsgálatára (21).

 

Biztonsági szempontok

Az MR-berendezés – a nagy mágnes miatt – meglehetősen balesetveszélyes. A mágnes a ferromágneses tárgyakat magához rántja; ez lövedéksebességre gyorsulhat, így életveszélyt jelenthet a beteg és a személyzet számára, valamint jelentős anyagi kárt okozhat a berendezésben. Emiatt különösen fontos a biztonsági rendszabályok betartása (22, 23).

Mai tudásunk szerint a vizsgálat során alkalmazott nagy sztatikus mágneses térnek (0,2–2 tesla) és a rádiófrekvenciás sugárzásnak nincsen káros biológiai hatása (24, 25). Az MR-vizsgálat kontraindikációi részben a nagy mágnessel, részben a szűk és bizonyos mértékig zárt vizsgálótérrel függenek össze: abszolút kontraindikációt jelent a szívritmus-szabályozó és az artériás klip, mivel ezek életveszélyt jelentenek a mágneses térben (23). Az adott régióban fémprotézisek, fém idegen testek jelenléte esetén értékelhetetlenné válhatnak a felvételek, ezért relatív kontraindikációt jelentenek. A vizsgálatot meghiúsíthatja a beteg klausztrofóbiája, valamint nyugtalansága. Nem kooperáló, nyugtalan betegek vizsgálata, vagy a csecsemők és kisgyermekek altatása a szűk tér miatt nem könnyű feladat, de MR-kompatibilis monitorozás segítségével a súlyos állapotú betegek is biztonságosan vizsgálhatók.

Irodalom

  1. Atlas SW. MRI of the brain and spine. New York: Lippincott Williams & Wilkins; 2003.
  2. Stark DD, Bradley WG Jr. Magnetic resonance imaging. St. Louis: Mosby; 1999.
  3. Linfante I, Llinas RH, Caplan LR, Warach S. MRI features of intracerebral hemorrhage within 2 hours from symptom onset. Stroke 1999;30(11):2263-7.
  4. Atlas SW. MR angiography in neurologic disease. Radiology 1994;193:1.
  5. Martos J, Petersen D, Szabó A, Klose U, Osztie É, Voigt K. Az intracranialis aneurysmák háromdimenziós „time-of-flight” MR-angiográfiája: lehetőségek és korlátok. Magyar Radiológia 1994;3:82-7.
  6. Dumoulin CL, Souza SP, Walker MF, Wagle W. Three-dimensional phase contrast angiography. Magn Reson Med 1989;9:139-49.
  7. Le Bihan D, Breton E, Lallemand D, et al. MR imaging of intravoxel incoherent motions: Application to diffusion and perfusion in neurologic disorders. Radiology 1986;161:401-7.
  8. Kenéz J, Barsi P. MR-vizsgálatok stroke-ban. Ideggyógy Sz 2002;55(3-4):86-92.
  9. Kennedy J, Buchan AM. Acute neurovascular syndromes: hurry up, please, it’s time. Stroke 2004;35(2):360-2.
  10. Cohen Y, Assaf Y. High b-value q-space analysed diffusion-weighted MRS and MRI in neuronal tissues – a technical review. NMR Biomed 2002;15(7-8):516-42.
  11. Meng X, Fisher M, Shen Q, Sotak CH, Duong TQ. Characterising the diffusion/perfusion mismatch in experimental focal cerebral ischemia. Ann Neurol 2004;55(2):207-12.
  12. Patel VV, Hall K, Ries M, Lotz J, Ozhinsky E, Lindsey C, et al. A three-dimensional MRI analysis of knee kinematics. J Orthop Res 2004;22(2):283-92.
  13. Muhle C, Resnick D, Ahn JM, Sudmeyer M, Heller M. In vivo changes in the neuroforaminal size at flexion-extension and axial rotation of the cervical spine in healthy persons examined using kinematic magnetic resonance imaging. Spine 2001;26(13):E287-93.
  14. Boxt LM. Magnetic resonance and computed tomographic evaluation of congenital heart disease. J Magn Reson Imaging 2004;19(6):827-47.
  15. Jezzard P, Matthews PM, Smith SM. Functional MRI. An introduction to methods. Oxford, New York: Oxford University Press; 2001.
  16. Ogawa S, Menon RS, Tank DW, Kim SG, Merkle H, Ellermann JM, et al. Functional brain mapping by blood oxygenation level-dependent contrast magnetic resonance imaging. A comparison of signal characteristics with a biophysical model. Biophys J 1993;64(3):803-12.
  17. Frahm J, Bruhn H, Gyngell ML. Localized high resolution proton NMR spectroscopy using stimulated echoes: initial applications to human brain in vivo. Magn Reson Med 1989;9:79.
  18. Salibi N, Brown MA. Clinical MR spectroscopy: first principles. New York: Wiley; 1997.
  19. Fulham MJ, Bizzi A, Dietz MJ, Shih HH, Raman R, Sobering GS, et al. Mapping of brain tumor metabolites with proton MR spectroscopic imaging: clinical relevance. Radiology 1992;185:675-86.
  20. Weinmann HJ, Brasch RC, Press WR, Wesbey GE. Characteristics of gadolinium-DTPA complex: a potential NMR contrast agent. AJR Am J Roentgenol 1984;142(3):619-24.
  21. Kopp AF, Laniado M, Dammann F, Stern W, Gronewaller E, Balzer T, et al. MR imaging of the liver with Resovist: safety, efficacy, and pharmacodynamic properties. Radiology 1997;204(3):749-56.
  22. Chu WK, Sangster W. Potential impacts of MRI accidents. Radiol Technol 1986;58(2):139-41.
  23. Várallyai Gy. Fémek az MR-ben. Magyar Radiológia 2003; 77(2):62-7.
  24. Gangarosa RE, Minnis JE, Nobbe J, Praschan D, Genberg RW. Operational safety issues in MRI. Magn Reson Imaging 1987;5(4):287-92.
  25. Shellock FG, Schaefer DJ, Gordon CJ. Effect of a 1.5 T static magnetic field on body temperature of man. Magn Reson Med 1986;3(4):644-7.


BASICS OF MRI MAGNETIC RESONANCE IMAGING

Magnetic resonance imaging (MRI) is a young, developing technology used to create images with extraordinary detail of body tissue or the brain by applying nuclear magnetic resonance phenomena. The MRI technique uses a pulse of radio-frequency energy to excite the hydrogen nuclei, the protons. The distribution of hydrogen nuclei of water and fat in the body depends on the tissue type and whether or not the tissue is healthy or diseased. The image brightness is a complex function of properties in the region of interest, which include parameters of protons density and the relaxation times of the protons. Manipulating these properties is accomplished by varying the experiment (pulse sequence) used at the time of examination to yield images that contains different contrast. Although MRI is normally a noninvasive technique, contrast agents can be administered to a subject to enhance a region of interest. There are now more than 22,000 MR systems in use worldwide. MR is one of the best diagnostic exams for imaging many types of soft-tissue including: the brain, the spine, the heart, aorta and coronary arteries, the organs of the upper abdomen and the pelvis as well as the joints.

magnetic resonance, nuclear magnetic resonance phenomenon, MR sequences