A mágneses rezonanciás képalkotás (MRI) fizikája az MRI-technikák alapvető fizikai megfontolásaival és az MRI-berendezések technológiai vonatkozásaival foglalkozik. Az MRI orvosi képalkotó eljárás, amelyet főként a radiológiában és a nukleáris medicinában alkalmaznak a test anatómiájának és fiziológiájának vizsgálatára, valamint a kóros állapotok, többek között a daganatok, gyulladások, neurológiai állapotok, például a stroke, az izmok és ízületek rendellenességei, valamint a szív és az erek rendellenességeinek kimutatására. A kontrasztanyagokat intravénásan vagy egy ízületbe lehet beadni a kép javítása és a diagnózis megkönnyítése érdekében. A CT-vel és a röntgennel ellentétben az MRI nem használ ionizáló sugárzást, ezért biztonságos eljárás, amely alkalmas gyermekek diagnosztizálására és ismételt lefutásokra. Speciális, nem ferromágneses fémimplantátumokkal, cochleáris implantátumokkal és szívritmus-szabályozókkal rendelkező betegeknél ma már az erős mágneses mezők hatásai ellenére is elvégezhető az MRI. A régebbi eszközökre ez nem vonatkozik, az egészségügyi szakemberek számára a részleteket az eszköz gyártója adja meg.

Bizonyos atommagok külső mágneses térbe helyezve képesek rádiófrekvenciás energiát elnyelni és kibocsátani. A klinikai és kutatási MRI-ben leggyakrabban hidrogénatomokat használnak arra, hogy érzékelhető rádiófrekvenciás jelet hozzanak létre, amelyet a vizsgált anatómia közvetlen közelében lévő antennák vesznek. A hidrogénatomok természetes módon nagy mennyiségben fordulnak elő az emberekben és más biológiai szervezetekben, különösen a vízben és a zsírban. Emiatt a legtöbb MRI-vizsgálat lényegében a víz és a zsír helyét térképezi fel a szervezetben. A rádióhullámok impulzusai gerjesztik a nukleáris spin energiaátmenetét, és a mágneses térgradiensek lokalizálják a jelet a térben. Az impulzusszekvencia paramétereinek változtatásával különböző kontrasztok hozhatók létre a szövetek között a bennük lévő hidrogénatomok relaxációs tulajdonságai alapján.

A szkenner mágneses terében (B0) a protonok mágneses momentumai a mező irányával párhuzamosan vagy azzal ellentétes irányban helyezkednek el. Míg az egyes protonok a két beállítás közül csak az egyiket vehetik fel, a protonok összessége úgy viselkedik, mintha bármelyik beállítást felvehetné. A legtöbb proton a B0-val párhuzamosan igazodik, mivel ez egy alacsonyabb energiájú állapot. Ezután egy rádiófrekvenciás impulzust alkalmazunk, amely a protonokat a párhuzamos és az antipárhuzamos elrendeződésből is gerjesztheti, de csak az utóbbiak relevánsak a továbbiak szempontjából. A protonokat az egyensúlyi helyzetükbe visszavezető erő hatására a protonok forgó mozgást (precesszió) végeznek, hasonlóan a gravitáció hatására forgó kerékhez. A protonok a spinrácsos relaxáció folyamata révén térnek vissza az alacsony energiájú állapotba. Ez mágneses fluxusként jelenik meg, amely a vevőtekercsekben változó feszültséget eredményez, és így adja a jelet. Az a frekvencia, amelyen egy proton vagy protoncsoport egy voxelben rezonál, a proton vagy protoncsoport körüli helyi mágneses tér erősségétől függ, az erősebb tér nagyobb energiakülönbségnek és magasabb frekvenciájú fotonoknak felel meg. További, térben lineárisan változó mágneses terek (gradiensek) alkalmazásával a képalkotásra szánt szeletek kiválaszthatók, és a jel térbeli frekvenciáinak 2D Fourier-transzformációjával képet kapunk (k-tér). A gradienstekercsekben folyó áramra a B0-ból eredő mágneses Lorentz-erő miatt a gradiens tekercsek megpróbálnak elmozdulni, ami hangos kopogó hangokat okoz, amelyek miatt a betegeknek hallásvédelemre van szükségük.

Történet

Az MRI-szkennert 1975 és 1977 között fejlesztette ki a Nottinghami Egyetemen Raymond Andrew FRS FRSE professzor a nukleáris mágneses rezonanciával kapcsolatos kutatásai nyomán. A teljes testet leolvasó készüléket 1978-ban hozták létre.

Nukleáris mágnesesség

A szubatomi részecskék kvantummechanikai tulajdonsága a spin. Bizonyos atommagok, mint például az 1H (protonok), 2H, 3He, 23Na vagy 31P, nem nulla spinnel és ezért mágneses momentummal rendelkeznek. Az úgynevezett spin-1⁄2 atommagok, például az 1H esetében két spinállapot létezik, amelyeket néha felfelé és lefelé irányulónak neveznek. Az olyan atommagok, mint a 12C, nem rendelkeznek párosítatlan neutronokkal vagy protonokkal, és nincs nettó spinjük; a 13C izotópnak azonban van.

Ha ezeket a spineket erős külső mágneses térbe helyezzük, akkor a tér iránya mentén egy tengely körül precesszálnak. A protonok két energia sajátállapotban igazodnak egymáshoz (Zeeman-effektus): egy alacsony és egy magas energiájú sajátállapotban, amelyeket egy nagyon kis hasadási energia választ el egymástól.

Rezonancia és relaxáció Egyetlen proton viselkedésének pontos modellezéséhez kvantummechanikára van szükség. A klasszikus mechanika azonban alkalmas a protonok együttesének viselkedésének megfelelő leírására. A többi spin 1/2-es részecskéhez hasonlóan, amikor egy proton spinjét mérjük, az csak kétféle eredményt adhat, amelyeket általában párhuzamosnak és antipárhuzamosnak neveznek. Amikor egy proton vagy protonok állapotáról beszélünk, akkor az adott proton hullámfüggvényére utalunk, amely a párhuzamos és az antiparaleláris állapotok lineáris kombinációja.

Mágneses tér, B0 jelenlétében a protonok a részecske giro-mágneses aránya és a tér erőssége által meghatározott Larmor-frekvencián precesszálni látszanak. Az MRI-ben leggyakrabban használt statikus mezők precessziót okoznak, ami megfelel egy rádiófrekvenciás (RF) fotonnak.

A nettó longitudinális mágnesezettség a termodinamikai egyensúlyban az alacsonyabb energiaállapotban lévő protonok apró többletének köszönhető. Ez a külső mezővel párhuzamos nettó polarizációt eredményez. Egy RF-impulzus alkalmazásával ez a nettó polarizációs vektor oldalra billenthető (ún. 90°-os impulzussal), vagy akár meg is fordítható (ún. 180°-os impulzussal). A protonok fázisba kerülnek az RF-impulzussal és így egymással is.

A longitudinális mágnesezettség helyreállását longitudinális vagy T1 relaxációnak nevezzük, és exponenciálisan, T1 időállandóval történik. A fáziskoherencia elvesztését a transzverzális síkban transzverzális vagy T2 relaxációnak nevezzük. A T1 tehát a spinrendszer entalpiájával, illetve a párhuzamos és antiparaleláris spinű atommagok számával függ össze. A T2 viszont a rendszer entrópiájával, vagy a fázisban lévő atommagok számával függ össze.

A rádiófrekvenciás impulzus kikapcsolásakor a transzverzális vektor komponens oszcilláló mágneses mezőt hoz létre, amely kis áramot indukál a vevőtekercsben. Ezt a jelet szabad indukciós bomlásnak (FID) nevezzük. Egy idealizált mágneses magrezonancia kísérletben a FID megközelítőleg exponenciálisan bomlik T2 időállandóval. A gyakorlati MRI-ben azonban a statikus mágneses térben a különböző térbeli helyeken kis különbségek vannak ("inhomogenitások"), amelyek miatt a Larmor-frekvencia a testben változik. Ez destruktív interferenciát okoz, ami lerövidíti az FID-et. A FID megfigyelt csökkenésének időállandóját T*2 relaxációs időnek nevezzük, és mindig rövidebb, mint a T2. Ezzel egyidejűleg a longitudinális mágnesezettség exponenciálisan kezd helyreállni a T2-nél jóval nagyobb T1 időállandóval (lásd alább).

Az MRI-ben a statikus mágneses mezőt egy mezőgradiens tekercs segítségével növelik, hogy a szkennelt területen változzon, így a különböző térbeli helyekhez különböző precessziós frekvenciák társulnak. Csak azokon a területeken tapasztalható gerjesztés, ahol a mező olyan, hogy a precessziós frekvenciák megegyeznek az RF frekvenciával. Általában ezeket a mezőgradienseket úgy modulálják, hogy a szkennelendő területen végigsöpörjenek, és az MRI sokoldalúságát az RF- és gradiensimpulzus-sorozatok szinte végtelen sokfélesége adja. A térgradiens változása a frekvenciatartományban szétteríti a válaszadó FID jelet, de ez visszanyerhető és mérhető egy refókuszáló gradiens (az úgynevezett "gradiens visszhang" létrehozásához), vagy egy rádiófrekvenciás impulzus (az úgynevezett "spin-echo" létrehozásához), vagy a szétterített jel digitális utófeldolgozásával. Az egész folyamat megismételhető, ha némi T1-relaxáció következett be, és a spinek termikus egyensúlya többé-kevésbé helyreállt. Az ismétlési idő (TR) az ugyanazon szelet két egymást követő gerjesztése között eltelt idő.

A lágy szövetekben a T1 jellemzően egy másodperc körüli, míg a T2 és T*2 néhány tíz milliszekundum. Ezek az értékek azonban a különböző szövetek, valamint a különböző külső mágneses mezők között nagymértékben változhatnak. Ez a viselkedés az egyik tényező, amely az MRI óriási lágyszöveti kontrasztját adja.

Az MRI kontrasztanyagok, például a gadolínium(III)-tartalmúak a relaxációs paraméterek, különösen a T1 megváltoztatásával (lerövidítésével) hatnak.

Képalkotás

Képalkotási sémák

Számos sémát dolgoztak ki a térgradiensek és a rádiófrekvenciás gerjesztés kombinálására a kép létrehozásához:

2D vagy 3D rekonstrukció vetületekből, mint például a komputertomográfiában. A kép pontonkénti vagy vonalankénti felépítése. Az RF-mező gradiensek a statikus mező helyett. Bár e sémák mindegyikét alkalmanként használják speciális alkalmazásokban, az MR-képek többségét ma már vagy a kétdimenziós Fourier-transzformáció (2DFT) technikával, szeletválasztással, vagy a háromdimenziós Fourier-transzformáció (3DFT) technikával hozzák létre. A 2DFT másik neve spin-warp. Az alábbiakban a 2DFT technika leírása következik szeletválasztással.

A 3DFT technika meglehetősen hasonló, kivéve, hogy nincs szeletválasztás, és a fáziskódolás két külön irányban történik.

Echo-planáris képalkotás

Egy másik, különösen agyszkennelésnél, vagy ahol nagyon gyorsan kell képet készíteni, néha alkalmazott rendszer az úgynevezett echo-planáris képalkotás (EPI): Ebben az esetben minden egyes RF gerjesztést különböző térbeli kódolású gradiens visszhangok sorozata követ. A multiplexed-EPI még gyorsabb, pl. az egész agyi fMRI vagy a diffúziós MRI esetében.

Képkontraszt és kontrasztnövelés A képi kontrasztot a mintán belüli különböző helyekről visszanyert NMR-jel erősségének különbségei hozzák létre. Ez függ a gerjesztett atommagok (általában vízprotonok) relatív sűrűségétől, az impulzussorozat után az atommagok relaxációs idejének (T1, T2 és T*2) különbségeitől, és gyakran más, a speciális MR-vizsgálatoknál tárgyalt paraméterektől. A legtöbb MR-felvételen a kontraszt valójában mindezen hatások keveréke, de a képalkotó impulzussorozat gondos megtervezése lehetővé teszi, hogy az egyik kontrasztmechanizmus hangsúlyt kapjon, míg a többi minimalizálódik. A különböző kontrasztmechanizmusok megválasztásának lehetősége óriási rugalmasságot biztosít az MRI-nek. Az agyban a T1-súlyozás hatására a fehérállomány idegkapcsolatai fehérnek, a szürkeállomány neuronjainak gyülekezetei pedig szürkének, míg az agy-gerincvelői folyadék (liquor) sötétnek tűnik. A fehérállomány, a szürkeállomány és az agy-gerincvelői folyadék kontrasztja T2 vagy T*2 képalkotás esetén megfordul, míg a proton-sűrűség-súlyozott képalkotás egészséges alanyoknál kevés kontrasztot biztosít. Ezenkívül az olyan funkcionális paraméterek, mint az agyi véráramlás (CBF), az agyi vértérfogat (CBV) vagy a vér oxigenizációja befolyásolhatják a T1, T2 és T*2 képalkotást, így megfelelő impulzusszekvenciákkal kódolhatók.