MR scanning, del 1: Historie, virkningsprinsipp, T1 og T2 weighted imaging, signallokalisasjon og kontrast

Av René van Helvoirt, Spesialist i onkologi, Sørlandet sykehus

---

Magnetic resonance imaging (MRI / MR) spiller en stadig økende rolle i kreftdiagnostikk, stråleterapiplanlegging og i oppfølging av behandlede pasienter. Kunnskap om teknikken er dermed meget viktig for alle leger som behandler kreftpasienter. I denne første delen om MR forklares virkningsprinsippet og det omtales standard billedfremstilling med T1 weighted imaging og T2 weighted imaging, pulssekvenser, hvordan MR signalet lokaliseres og bruk av MR kontrastmidler. Del 2 som kommer i desemberutgaven av Onkonytt, vil ha fokus på avanserte MR teknikker: diffusion weighted imaging (DWI) og diffusion tensor imaging (DTI) (i samarbeid med Prof Thierry Huisman, Johns Hopkins), perfusion imaging og functional imaging.

Historie

MR historien begynner tilbake i 1946 da magnetisk resonans (se neste avsnitt, virkningsprinsipp) ble oppdaget av Felix Bloch (Stanford University) og Edward Purcell (Harvard University). De fikk tildelt Nobelprisen i fysikk i 1952. I 1952 produserte Herman Carr ved Harvard University det første dimensjonale MR bildet. I årene fram til 1970 ble magnetisk resonans scanning brukt for kjemisk og fysisk undersøkelse av molekylstrukturer.  I 1971 fikk Raymond Damadian, en armensk-amerikansk matematiker og lege som var professor ved Downstate Medical Center, University of New York, en artikkel publisert i Science om eksperimenter som viste at resonans egenskaper fra tumores var ulik resonans egenskaper fra friskt vev. Den første MR undersøkelsen av et menneske ble utført av han i 1977, og det tok nesten 5 timer å produsere ett bilde. Hans imaging teknikk viste seg å være vanskelig å bruke i praksis og det var Paul Lauterbur ved University of Illinois og Peter Mansfield ved University of Nottingham som utviklet teknikken som fremdeles brukes den dag i dag. Lauterbur og Mansfield fikk tildelt Nobelprisen i fysiologi og medisin i 2003. Damadian protesterte for øvrig kraftig mot tildelingen og påsto at det var han som hadde funnet opp MR og at Lauterbur og Mansfield bare hadde finpusset teknikken.

En MR maskin (figur 1) består av en hovedmagnet spol, tre orthogonal orienterte såkalte gradient spoler (x, y og z) og en radiofrekvens (RF) spol. Ved å slå på strømmen i hovedspolen, dannes det tilnærmet homogene magnetiske hovedfeltet. Dette feltet står på kontinuerlig. Gradientspolene befinner seg innenfor hovedspolen og slås på intermitterende for å danne spesifikke endringer i hovedfeltet. Disse endringene er nødvendige for å kunne lokalisere MR signalet. RF spolen brukes for å eksitere kroppsområdet som ønskes undersøkt og for å fange opp MR signalet.

 

Virkningsprinsipp

Spin og longitudinal magnetisering

Hovedbestanddelen av kroppen er vann og fett, og kroppen er dermed rik på hydrogen atomer. Hydrogen atomets kjerne består av ett proton. Protoner roterer kontinuerlig om sin egen akse og det kalles for ”spin”. Dette ”spin” gir en liten elektrisk strøm og genererer dermed et lite magnetisk felt (figur 2). Når protoner plasseres i det utvendige magnetfeltet av MR maskinen (som er karakterisert av en feltstyrke og en feltretning, vektor B0), vil de rette seg etter feltet og kommer til å ligge enten parallelt med magnetfeltretningen eller anti-parallelt, d.v.s. 180 grader motvendt. Protoner trives bedre i den parallelle retningen som har et lavere energinivå enn den anti-parallelle retningen. Som netto resultat vil det være flere parallelle protoner enn anti-parallelle protoner (figur 3). De små spin-genererte magnetfeltene fra parallelle og anti-parallelle protoner opphever hverandre, men magnetfeltene til overskuddet av de parallelle protonene blir ikke opphevet. Disse små magnetfeltene virker sammen og genererer et innvendig magnetisk felt M i kroppen som har samme retning som det utvendige feltet B0 (figur 4). Dette kalles for longitudinal magnetisering av kroppen.

 

Presesjon og Larmor frekvens

Når protoner plasseres i et utvendig magnetisk felt, vil de ikke bare rette seg parallelt eller anti-parallelt etter feltet, men protonenes magnetiske moment vil også få en kjegleformet rotasjon rundt aksen til det utvendige magnetfeltet (figur 5). Denne rotasjonen kalles for presesjon og har en frekvens som er lineær avhengig av magnetfeltstyrke B0 (styrken uttrykkes i Tesla): presisjonsfrekvens = γ * B0, hvor γ for protoner er 42,56 MHz/Tesla. Ligningen ble oppnevnt etter den Irske fysikeren og matematikeren Joseph Larmor (1857-1942) og frekvensen kalles for Larmor frekvens.

Resonans og transversal magnetisering

Den longitudinale magnetiseringen som kroppen får når den befinner seg i et utvendig magnetfelt, kan ikke måles siden den er svært liten i forhold til det utvendige feltet og har samme retning. Men man kan forstyrre denne longitudinale magnetiseringen gjennom å utsette kroppen for en elektromagnetisk energipuls (RadioFrequency puls, RF puls). Hvis frekvensen til denne RF pulsen er tilnærmet lik Larmor frekvensen, vil protonene absorbere energien fra pulsen og rette seg etter pulsens retning. Denne energioverføringen kalles for resonans. Resonerende protoner får et høyere energinivå. Ved for eksempel en 90 grader RF puls vil den longitudinelle magnetiseringen i kroppen endres til en transversal magnetisering (figur 6).  I tillegg til at protonene retter seg etter pulsens retning, vil også deres presesjon settes i fase. Det vil si at alle protonene starter med sin nye kjegleformete rotasjon samtidig og fra samme startposisjon. De to pulsene som brukes oftest er 90 grader RF puls og 180 grader RF puls.

 

Relaksasjon

Når RF pulsen er over, vil protonene gå tilbake til sin opprinnelige posisjon. Dette kalles for relaksasjon. I denne prosessen avgir protonene den ekstra energien som de har absorbert fra RF pulsen. Hastigheten av relaksasjonen varierer fra proton til proton og er avhengig av materietype / vevstype protonet befinner seg i og av magnetfeltstyrken. Relaksasjonsprosessen avgir et elektromagnetisk signal. Signalene fanges opp og kan matematisk gjengis som funksjon av tid. Det finnes to typer relaksasjon, den longitudinale relaksasjonen og den transversale relaksasjonen:

Longitudinal relaksasjon. Dette er prosessen hvor protonene etter RF pulsen posisjonerer seg igjen etter det utvendige magnetfeltet og gjenoppretter dermed kroppens longitudinale magnetisering. Den ekstra energien avgis til protonens omgivelse. Et annet ord for longitudinal relaksasjon er spin-lattice relaksasjon (lattice=omgivelse). Kurven som viser gjenopprettelsen av den longitudinale magnetiseringen som funksjon av tid, kalles for en T1 kurve (figur 7). Så T1 kurver viser signal som kommer tilbake.

 

Transversal relaksasjon. Dette er litt mer kompleks og det er to ting som er viktig å vite for å kunne forstå dette. For det første er det utvendige magnetfeltet aldri helt homogent og det vil si at det er små variasjoner i feltstyrken innenfor vevsområdet som undersøkes. Dessuten vil hvert proton bli affisert av de små kjernespin-relaterte magnetfeltene til nabokjerner. På grunn av disse to faktorene (ekstern inhomogenitet og nabo-effekter), vil presesjonsfrekvensen til de individuelle protonene begynne å variere like etter at RF pulsen er over og protonene ikke lenger er ”tvunget”til å presesere i fase. Det påfølgende tapet av den transversale magnetiseringen kan registreres som funksjon av tid og det kalles for en T2 kurve (figur 8). Så T2 kurver viser signal som forsvinner.

 

T1 og T2 weighted imaging

Avhengig av vevssammensetningen og magnetfeltstyrken, vil de forskjellige fysiologiske og eventuelle patologiske vevstypene ha forskjellige relaksasjonstider.

Vev	T1 weighted imaging	T2 weighted imaging
corticalis skjelett (få protoner)	svart	svart
luft (få protoner)	svart	svart
fett	hvit	mørk grå - svart
vann / cerebrospinalvæske	svart	hvit
hjerne, cortex	mørk grå	grå
hjerne, hvit stoff	lys grå	mørk grå

I vannlignende væsker (for eksempel cerebrospinalvæske) er presesjonsfrekvensen av vannmolekyler høyere enn presesjonsfrekvensen av protoner. Det er dermed vanskeligere for protonene å avgi sin ekstra energi til omgivelsen. Derfor vil det ta lengre tid før protonene er tilbake i sin opprinnelige posisjon. Det vil si at vannlignende væsker har en lang T1 tid og blir fremstilt som svart på T1 weighted imaging. Er det derimot store molekyler i omgivelsen, som tilfellet er f.eks. i fettvev, er det lett for protonene å kvitte seg med sin ekstra energi. Fett har derfor en kort T1 tid og blir fremstilt som hvitt på T1 weighted imaging (figur 7 og figur 9).

For T2 relaksasjon, er både inhomogeniteter i det eksterne magnetfeltet og inhomogeniteter som følge av de lokale små kjernespin-relaterte magnetfeltene relevante. Når det gjelder det siste, er det slik at jo mindre og mer ensartet molekylsammensetningen i vevet er (som for eksempel i cerebrospinalvæske), jo lengre protonene forblir i fase etter RF pulsen. I slikt vev er det nemlig ingen store forskjeller i lokal magnetfeltstyrke rundt nabomolekylene. Vannlignende væsker har derfor en lang T2 tid og blir fremstilt som hvitt på T2 weighted imaging. Er vevet derimot inhomogent / inneholder mange og forskjellige store molekyler, går protonene raskt ut av fase og T2 tiden blir kort. Kort T2 tid blir fremstilt som svart på T2 weighted imaging (figur 8 og 10).

For å lage MR bilder må det sendes flere RF pulser inn i kroppen med et visst intervall. En rekke av pulser kalles for en pulssekvens. Avhengig av hva man er ute etter å fremstille, anvendes forskjellige pulssekvenser. Tidsintervallet mellom to 90 grader pulser kalles for TR, Time to Repeat.

T2 spin echo

For å lage T2 weighted imaging uten at det er påvirket av inhomogeniteter i det eksterne magnetfeltet, anvender man en 180 grader RF puls kort tid etter den 90 grader RF pulsen. Protonene blir som følge av den nye pulsen tippet over 180 grader i det transversale planet. Effekter av inhomogeniteter i det eksterne magnetfeltet opphever hverandre på denne måten. Det transversale relaksjonssignalet som leses ut etter den 180 grader pulsen kalles for spin echo signal og man får en T2 spin echo image. Tidsintervallet mellom den 90 grader pulsen og spin echo signalet kalles for TE, Time to Echo.

STIR (Short T1 Inversion Recovery)

Ved STIR sekvens startes med en 180 grader RF puls (inversion) og etter en viss tid gis en 90 grader RF puls. Med denne teknikken kan man få vekk signalet fra bl.a. fettvev og man får bilder uten synlig fett. Dette er nyttig ved for eksempel undersøkelse av benmargspatologi (figur 11).

 

FLAIR (FLuid Attenuation Inversion Recovery)

Ved T2 Flair sekvens startes med en 180 grader RF puls (inversion) og etter en viss tid gis en 90 grader RF puls. Med denne teknikken kan man få vekk signalet fra vann og man får bilder uten synlig vann. Dette er nyttig ved for eksempel undersøkelse av lesjoner relatert til hjerneventriklene eller meningene (figur 12).

 

Signallokalisasjon

Når kroppen befinner seg i et (tilnærmet) homogent magnetfelt, er samtlige protoner rettet etter feltet og roterer med en tilnærmet lik presesjonsfrekvens. Det vil si at alle protoner vil resonere etter en passende RF puls, og signalene som kommer som følge av relaksasjonen etter pulsen vil ikke kunne lokaliseres i kroppen. For å kunne lokalisere, dannes en situasjon hvor presesjonsfrekvensene og/eller presesjonsfasene til protonene varierer fra området til området. På denne måte vil det bare være visse protoner som vil resonere og deretter gi signal. I tillegg kan man få protonene som har samme presesjonsfrekvens til å gå kontrollert litt ut av fase, slik at de gir signalet på et litt annet tidspunkt. Man får dette til med hjelp av de 3 gradient magnet spolene som er orientert i x, y og z retningen (z er for øvrig retningen som hovedmagnet spolen har). Gradienten i en av disse retningene brukes for slice selection, det vil si at man med denne gradienten bestemmer hvilket transversalt, sagittalt eller coronalt snitt vil bli framstillt. Denne såkalte slice selection gradient er bare på når RF pulsen sendes inn. Neste gradient brukes for å lese ut langs hvilken akse i snittet signalet oppstår, d.v.s. at man får informasjon om retning nr 2. Denne såkalte frequency encoding gradient står vinkelrett mot den slice selection gradienten og slås på like før man leser ut signalet. Protonene langs de forskjellige aksene i snittet påvirkes nå av litt forskjellige feltstyrker og får dermed litt forskjellige presesjonsfrekvenser og gir dermed litt forskjellige signaler. Den tredje og gjenstående gradienten brukes for den endelige punktlokaliseringen og kalles for phase encoding gradient. Den slås på veldig kort og fører til at protoner mot den ene siden av aksen blir akselerert litt i forhold til protoner mot den andre siden av aksen, før alle faller tilbake til hastigheten som de hadde like før denne tredje gradienten ble slått på. Sluttresultatet blir at protonene langs aksen presesere nå litt ut av fase. De gir deretter samme signal, men på et litt annet tidspunkt. På denne måten har man lokalisert i tre dimensjoner. Hele prosessen er tidskrevende siden signalet fra hver fase må leses ut separat. De sterke dunkende lydene som MR maskinen produserer, stammer fra disse gradient magnet spolene som slås av og på kontinuerlig. Lydnivået kan være opp til hele 120 desibel og det er derfor at ørebeskyttelse er absolutt nødvendig.

 

Kontrast

Kontrastmidler som anvendes ved MR undersøkelse har paramagnetiske egenskaper. Er kontrasten i nærheten av resonerende protoner, vil det føre til en forkortelse av både T1 og T2 relaksasjonstiden. Dette gir en økt signal i T1 weighted imaging (raskere gjenopprettelse av den longitudinale magnetiseringen) og nedsatt signal i T2 weighted imaging (raskere tap av den transversale magnetiseringen). Man bruker derfor T1 weighted imaging for kontrast evaluering. Viktigste indikasjon for bruk av kontrast er ved diagnostikk av CNS lesjoner. Normalt vil kontrastvæsken ikke passere blod-hjerne barrieren og økningen i signalet vil dermed være begrenset til blodkarsystemet. Men ved skade i blod-hjerne barrieren som for eksempel kan være tilfelle ved en malign tumor, vil det patologiske hjernevevet ta opp kontrastvæsken og få en økt T1 signal (figur 13). Gadolinium er den mest brukte MR kontrastvæsken.

Figurkilder

Figur 1: Google pictures
Figur 2 – 8: Tegnet og fremskaffet av dr Thierry Huisman, Professor of Radiology, Pediatrics, and Neurology, Johns Hopkins Hospital, Baltimore, USA
Figur 9,10,12, 13: Fremskaffet av dr Andrea Poretti, Section of Pediatric Neuroradiology, Johns Hopkins Hospital, Baltimore, USA
Figur 11:  Fremskaffet av dr Jeroen Reijnen, Radiologisk Avd., Sørlandet sykehus Kristiansand