Tomografia magnetyczno-rezonansowa (TMR)
Zjawisko magnetycznego rezonansu jądrowego zostało po raz pierwszy niezależnie zaobserwowane przez Purcella i Blocha w 1946 roku. Jądra atomowe zbudowane z nieparzystej liczby protonów lub neutronów wykazują właściwości magnetyczne. W uproszczeniu możemy traktować je jak mikromagnesy, które w zewnętrznym polu magnetycznym B ustawiają się w położeniu odpowiadającym minimum energii, podobnie do igły kompasu w polu magnetycznym Ziemi. Ich właściwości magnetyczne reprezentuje w przybliżeniu wektor , którego długość odpowiada „sile” magnesu, a kierunek położeniu w przestrzeni. Najmniejszej energii odpowiada równoległe ustawienie i B, a największej ustawienie anty równoległe. Prawa mechaniki kwantowej określają, że momenty magnetyczne jąder nie przyjmują wartości dowolnych (czyli dowolnych położeń względem B), a jedynie wartości ściśle określone odpowiadające pewnym stanom energetycznym. Mówimy, że energia jądra atomowego umieszczonego w polu magnetycznym jest skwantowana. Na przykład jądro atomu wodoru (pojedynczy proton) może znajdować się jedynie w dwóch stanach energetycznych, których energia różni się o wartość
E = 2 B = h /1/
Przejście z jednego stanu do drugiego wiąże się z pochłonięciem lub emisją kwantu promieniowania elektromagnetycznego o energii E = h ( - częstotliwość fali EM, h - stała Plancka). Łatwo zauważyć, że w omawianej zależności wartości i h są stałe, wobec czego częstotliwość zależy wprost proporcjonalnie i liniowo od natężenia zewnętrznego pola magnetycznego B (oczywiście dla danego jądra atomowego - np. jądra atomu wodoru). Jeżeli na próbkę chemicznego związku wodoru umieszczoną w jednorodnym, silnym zewnętrznym polu magnetycznym (np. o natężeniu B = 1 T) zadziałamy falą elektromagnetyczną o częstotliwości = 2 /h B (określonej wzorem /1/), zwanej częstotliwością Larmora, to część jąder wodoru pochłonie energię emitowanej fali i przejdzie do stanu o energii wyższej. Po wyłączeniu źródła fali próbka powróci do stanu początkowej równowagi, wysyłając pochłonięte uprzednio przez jądra atomów wodoru kwanty promieniowania elektromagnetycznego. Szybkość powrotu do stanu równowagi, określana mianem relaksacji, zależy od otoczenia jądra atomu wodoru (wiązań chemicznych i innych sąsiadujących atomów). Natężenie fali zależy natomiast od stężenia jąder atomów wodoru w próbce. Analizując te dwie wielkości można uzyskać cenne dane o stężeniu i przestrzennym rozkładzie atomów wodoru w badanym obiekcie, oraz wiązaniach chemicznych w jakich występuje. Opisane zjawisko stanowi podstawę spektroskopii magnetycznego rezonansu jądrowego (stosowanej od wielu lat do analizy związków organicznych) oraz najnowszej techniki diagnostycznego obrazowania - tomografii magnetycznego rezonansu. Tworzenie obrazu na podstawie pomiarów natężenia fali rezonansowej polega na zastosowaniu silnych zewnętrznych pól magnetycznych (stałego statycznego pola wytwarzanego przez najczęściej stosowany nadprzewodzący magnes, oraz słabszego pola o różnym natężeniu, zależnym od położenia punktów tworzących badaną warstwę, tzw. pola gradientowego, wytwarzanego przez cewki gradientu). Słabsze pole gradientowe służy do lokalizacji rezonujących jąder atomowych w badanych tkankach, co umożliwia tworzenie obrazu odwzorowującego ich rozmieszczenie i charakterystykę mikro otoczenia. W większości tomografów magnetycznego rezonansu wykorzystuje się rezonans jąder atomów wodoru, występujących w organizmach żywych w dużych i zróżnicowanych stężeniach. Dla zrozumienia możliwości tomografii MR duże znaczenie ma fakt, że intensywność fali rezonansowej nie zależy wyłącznie od tkankowego (lokalnego) stężenia atomów wodoru. Jest ona silnie modulowana przez różne czynniki fizyczne (np. temperaturę, lepkość, ruch, stopień upłynnienia) i chemiczne (budowa cząsteczek, rodzaj wiązań atomowych, współobecność związków paramagnetycznych). Czynniki te wpływają inaczej na czas relaksacji podłużnej T1), a inaczej na czas relaksacji poprzecznej T2). Czasy T1 i T2 są wartościami stałymi, różnymi dla różnych tkanek. Na przykład płyny ustrojowe charakteryzują się niskimi wartościami T1 i wysokimi wartościami czasu T2, w przeciwieństwie do tkanki tłuszczowej czy białek. Istnieje wiele sposobów obrazowania w tomografii MR, ale trzy tzw. sekwencje obrazowania mają charakter referencyjny (podstawowy). Są to sekwencje:
- T1-zależna - na obrazie tkanka tłuszczowa jest biała, a płyn (np. mózgowo-rdzeniowy) ciemny,
- T2-zależna - na obrazie płyn (np. obrzękowy w zmienionych zapalnie tkankach) jest biały, a pozostałe tkanki (lite) są ciemne,
- PD-zależna (proton density zależna) - jasność punktów obrazu zależy głównie od stężenia atomów wodoru.
We wszystkich sekwencjach obrazowania tkanki ubogie w wodór są ciemne - np. część zbita kości, czy zwapnienia - w przeciwieństwie do obrazów w transmisyjnej tomografii komputerowej. Akwizycja danych prowadzona jest sekwencyjnie, tzn. po pobudzeniu następuje rejestracja danych z wybranych punktów obiektu, a następnie kolejne pobudzenie innych punktów i ponownie rejestracja danych. Zmiany odstępów czasu między kolejnymi pobudzeniami (TR) wpływają na intensywność fali rezonansowej (intensywność sygnału) tkanek o wysokich wartościach T1. Im krótszy odstęp między pobudzeniami (im mniejsza wartość TR), tym większa jest przewaga intensywności sygnału tych tkanek nad tkankami o niskich wartościach T1. Z kolei zmiany czasu między pobudzeniem, a odczytem natężenia fali rezonansowej (TE) wpływają na intensywność sygnału tkanek o wysokich wartościach T2. Wydłużenie TE wzmacnia przewagę intensywności sygnału tych tkanek. Sekwencje obrazowania o krótkim TR i TE zwane są T1-zależnymi, natomiast o długim TR i TE - T2-zależnymi. Jeżeli zastosuje się duże wartości TR i małe TE uzyska się obrazy PD-zależne.
Kolejnym czynnikiem bardzo silnie wpływającym na intensywność odczytywanego sygnału jest ruch pobudzanych cząstek - przepływ krwi, perystaltyka, akcja oddechowa, czynność serca i tętnienie dużych naczyń. Jeśli pobudzane jądra atomowe opuszczą badaną warstwę ich sygnał nie zostanie zarejestrowany. Jest to tzw. „zjawisko wypłukiwania sygnału” (flow void phenomenon) obserwowane w drożnych naczyniach krwionośnych. Np. przy prędkości przepływu 10cm/s, protony przesuną się w ciągu 100ms o 1 cm. Krew płynąca z tą, lub większą prędkością poprzecznie do badane warstwy nie wyemituje rejestrowalnego sygnału. Na obrazie światło tych naczyń będzie czarne. Ponieważ płyny, a więc i krew, charakteryzują się niskimi wartościami T1 i wyższymi wartościami T2, kolejne pobudzenia (określane wartością zadanego TR w danej sekwencji obrazowania) i odczyty (TE) obejmują protony zrelaksowane tylko częściowo. Jeśli do badanej warstwy napłyną „świeże” protony ( w pełni zrelaksowane) to uzyskany sygnał będzie znacznie silniejszy. Spowoduje to paradoksalne wzmocnienie sygnału drożnych naczyń. Tak więc w zależności od kierunku przepływu krwi można uzyskać wygaszenie, lub wzmocnienie sygnału płynącej krwi. Zjawisko to wykorzystywane jest w sekwencjach angiograficznych stosowanych do obrazowania drożnych naczyń (Angio-MR).
Ogólne zasady interpretacji obrazu radiologicznego (sumacyjnego, warstwowego, wtórnie rekonstruowanego, zmodyfikowanego kontrastowo)
- określenie badanej okolicy, położenia warstwy przekroju, płci i wieku badanej osoby,
- znajomość anatomii prawidłowej i najczęstszych odmienności anatomicznych struktur widocznych na obrazie,
- wykrycie i skatalogowanie nieprawidłowości z pierwotnym ich opisem,
- ocena istotności stwierdzonych zmian i wypunktowanie ich możliwych przyczyn,
- interpretacja patogenetyczna oparta na prawdopodobieństwie uzyskania danego obrazu, z korektą na częstość występowania w populacji,
- wnioski z różnicowaniem i zaleceniem dalszego postępowania.
Nie ma absolutnie pewnych metod ani absolutnie jednoznacznych obrazów. Wnioskowanie ma charakter probabilistyczny i wymaga znajomości etiopatogenezy, patofizjologii i patomorfologii chorób. Ponadto w każdym ocenianym przypadku niezbędne jest uwzględnienie kontekstu klinicznego.