Rezonans magnetyczny w medycynie weterynaryjnej. Cz. II*

Proces relaksacji podłużnej T1 jest naturalnie dłuższy niż proces relaksacji poprzecznej T2, co jest bezpośrednio związane z podstawowymi właściwościami fizycznymi tkanek [7, 14]. Czas T1 jest procesem dwu-, pięcio-, a nawet dziesięciokrotnie dłuższym niż czas T2 [7, 14]. Relaksacja podłużna T1 mierzona w liczbach bezwzględnych w trakcie badania kształtuje się na poziomie od 300 ms do 2000 ms, a relaksacja poprzeczna T2 od ok. 30 ms do 150 ms [7, 14]. Oba procesy w organizmie żywym przebiegają równoległe i w sposób niezwykle dynamiczny. Wszystko to powoduje, że trudno dokładnie wskazać moment, kiedy magnetyzacja poprzeczna zanika do zera, a magnetyzacja podłużna odtwarza się do wartości równiej wartości wyjściowej. W związku z powyższym w praktyce oba parametry nie wyrażają faktycznych czasów, po których relaksacja jest zupełna. 

Umówiono się zatem, że T1 będzie określać czas, po którym zostaje osiągnięty poziom ok. 63% wyjściowej magnetyzacji podłużnej, natomiast T2 czas, po którym magnetyzacja poprzeczna zanika do 37% magnetyzacji wyjściowej [7, 14]. Obie podane wartości stanowią wyniki równania matematycznego: 63% = 1 – 1/e; 37% = 1/e, opisującego intensywność sygnału. Dla lepszego zrozumienia należy dodać, że stosunek 1/T1 jest także nazywany współczynnikiem relaksacji podłużnej, a 1/T2 – współczynnikiem relaksacji poprzecznej [7, 14].

Zaraz po odkryciu, że materia znajdująca się w zewnętrznym polu magnetycznym o wysokim natężeniu może zostać pobudzona za pomocą fal elektromagnetycznych o częstotliwości radiowej, sądzono, że pomiar poszczególnych czasów relaksacji dla każdej z tkanek okaże się na tyle specyficzny, że będzie mógł stanowić swoisty punkt zaczepienia i wystarczy do ich dokładnego różnicowania. Założenie to jednak szybko okazało się błędne, albowiem wartości T1 dla różnych tkanek często pokrywają się, a sam czas T1 zależy bezpośrednio od natężenia pola magnetycznego, które – jak wiemy – zmienia się w zależności od środowiska, w którym znajduje się pacjent podczas badania. Również natężenie pola magnetycznego generowanego przez aparaty MR może być różne w zależności od tego, jakim sprzętem dysponujemy, co w konsekwencji będzie miało wpływ na wartość współczynnika T1. Wszystko to powoduje, że mierząc wyłącznie różnice w czasach relaksacji, nie jesteśmy w stanie rozróżniać poszczególnych tkanek jedynie na tej podstawie, a więc tym bardziej diagnozować różnego rodzaju patologii w ich obrębie [7, 8, 11, 14]. Co w praktyce oznacza, że dana tkanka ma długi lub krótki czas relaksacji T1 i T2? Jakie ma to znaczenie i dla jakich tkanek czasy te są długie, a dla jakich krótkie? Zrozumienie tych podstawowych procesów oraz poznanie tych elementarnych właściwości tkanek zdecydowanie przybliża nas do zyskania umiejętności posługiwania się obrazami MR i ich późniejszej interpretacji.

Należy zapamiętać, że woda i inne ciecze jednorodne występujące w organizmie mają zarówno długi czas T1, jak i czas T2. Na drugim biegunie należałoby ustawić tkankę tłuszczową z krótkim czasem T1 i T2. Tkanki narządów będące z chemicznego punktu widzenia mieszaniną m.in. tych dwóch związków plasują się gdzieś pośrodku skali [7, 8, 11, 14]. Jakie ma to praktyczne przełożenie na możliwość zinterpretowania tak powstałego obrazu? Łatwo jest sobie wyobrazić, że tkanki o dużej zawartości wody będą miały również długie czasy T1 i T2. A to z kolei ma zasadnicze znaczenie dla obrazowania tkanek zmienionych chorobowo, co często przebiega ze zwiększeniem uwodnienia takiej tkanki w wyniku pojawienia się obrzęku, procesu zapalnego itp. Mówiąc inaczej, u podstaw wielu procesów patologicznych leży następcze zwiększenie ilości wody w patologicznie zmienionej tkance, co odróżnia ją od otaczających ją tkanek zdrowych [7, 11, 14].

CZYNNIKI WPŁYWAJĄCE NA CZASY T1 I T2

Na tempo przebiegu procesu relaksacji podłużnej (T1) mają wpływ przede wszystkim: skład tkanki, jej budowa, a także sąsiednie struktury [7, 8, 14]. Najważniejszym czynnikiem warunkującym dynamikę tego procesu jest szybkość, z jaką protony, wykonujące ruch precesyjny o częstotliwości Larmora, będą mogły oddać nadmiar energii dostarczony im przez impuls częstotliwości radiowej (RF) do tzw. siatki [7, 14]. By proces wytracania energii przebiegał sprawnie, szybko i bez zakłóceń, konieczne jest takie zsynchronizowanie częstotliwości precesji, by była ona bliska częstotliwości Larmora i by zarówno protony tkanki, jak i pole elektromagnetyczne siatki zmieniające się pulsacyjnie posiadały tę samą częstotliwość drgań. Gdy jednak siatka składa się np. z czystego płynu, np. wody, protony z trudem oddają energię, gdyż małe cząsteczki wody poruszają się zbyt szybko. W związku z tym protony wchodzące w skład tkanek, znajdujące się na wyższym poziomie energetycznym, nie będą mogły szybko oddać nadmiaru energii, będą stopniowo i bardzo powoli wracały na niższy poziom energetyczny. W związku z tym będzie potrzeba więcej czasu, aby magnetyzacja podłużna powróciła do wartości wyjściowej. Właśnie dlatego w konsekwencji opisanych zjawisk, woda i płyny ustrojowe o charakterze jednorodnych i klarownych cieczy charakteryzują się długim czasem T1 [7, 11, 14].

Jak już wspomniano, inne tkanki budujące ciało można traktować jako mieszaninę wody i mniejszych lub większych cząstek, wtrętów [7, 8, 14]. Tkanki te można obrazowo przyrównać do zupy. Pola magnetyczne takich cząstek pulsują nieco wolniej, a więc praktycznie z częstotliwością bliską precesji protonów. Częstotliwości pulsacji pól magnetycznych protonów i siatki są dzięki temu identyczne. Wymiana energii przebiega zatem sprawnie i bez zakłóceń, a to powoduje, że czas T1 jest krótki. A co z tkanką tłuszczową? Powiedzieliśmy już, że związki o charakterze tłuszczów mają krótki czas T1. Z punktu widzenia fizyki jest to związane z częstotliwością ruchu wiązań węglowych na końcach cząsteczek kwasów tłuszczowych [7, 14], która również jest bliska częstotliwości Larmora, a to pozwala na wydajniejszy przebieg wymiany energii między protonami a siatką. Dlaczego zatem czas T1 wydłuża się w silniejszym polu magnetycznym?

Po przyswojeniu powyższych informacji będzie nam zdecydowanie łatwiej odpowiedzieć na to pytanie. Zrozumiały jest fakt, że w silniejszym polu magnetycznym, aby protony mogły ustawić się względem niego antyrównolegle, będzie konieczne dostarczenie większej porcji energii. W konsekwencji protony będą miały jej potem proporcjonalnie więcej do oddania do siatki, a to – jak wiadomo – będzie wymagało więcej czasu. Rozumowanie to, choć na wskroś logiczne, nie znalazło potwierdzenia podczas empirycznych badań nad tym procesem [7, 11, 14]. Przyczyna, dla której czas T1 wydłuża się w silniejszym polu zewnętrznym, generowanym przez aparat MR, w rzeczywistości jest inna.

Już na samym początku powiedzieliśmy, że częstotliwość precesji protonów jest wprost proporcjonalna do natężenia pola magnetycznego i jest opisywana przez równanie Larmora. Jeśli pole wytworzone przez magnes aparatu MR jest silne, to i częstotliwość ruchu precesyjnego protonów jest wyższa. Gdy protony wykonują ruch z dużą szybkością, uniemożliwia to sprawną wymianę energii między protonami a siatką, której pole pulsuje zdecydowanie wolniej [7, 8, 11, 14, 16]. W ten oto sposób mamy komplet informacji o sposobach i czasach odtwarzania się magnetyzacji podłużnej.

Co dzieje się z magnetyzacją poprzeczną? Jakie czynniki maja wpływ na tempo jej zaniku? Relaksacja poprzeczna, nazywana niekiedy relaksacją typu spin-spin [7, 14], rozpoczyna się w chwili, gdy protony przestają być zmuszane do pozostawania w fazie pod wpływem przepływającego impulsu RF i po jego wyłączeniu jeden po drugim zaczynają wychodzić z fazy. Jak powiedziano wcześniej, protony wychodzą z fazy na skutek występowania drobnych niejednorodności w zewnętrznym polu magnetycznym generowanym przez aparat MR, a także na skutek różnic w precesji związanych z odmiennościami w lokalnych polach magnetycznych innych, sąsiednich jąder atomowych. Dlaczego zatem woda ma długi czas T2, a T2 dla tłuszczów jest krótki? Cząsteczki wody, jak już wiemy, poruszają się niezwykle szybko. Powoduje to, że niejednorodności związane z różnicami lokalnych pól magnetycznych, które również pulsują szybko, są niewielkie, nie mają wpływu na precesję sąsiednich protonów tkanki i są niejako mało odczuwalne bądź mało zauważalne. W konsekwencji więc negatywne uwarunkowania i ich zły wpływ na precesję protonów sąsiednich nie mają miejsca lub nie są odczuwalne. A jeśli nie ma zasadniczych różnic w natężeniu pola magnetycznego w tkankach, protony dłużej poruszają się ruchem synchronicznym i dzięki temu T2 jest dłuższy [7, 8, 11, 14, 16].

Ciecze niejednorodne, a także większość tkanek, wykazują zdecydowanie większe różnice dotyczące jednorodności wewnętrznych pól magnetycznych. Mówiąc prościej, te większe cząstki pozostające składnikami tkanek nie poruszają się tak szybko jak cząsteczki czystej wody, również ich pola magnetyczne pulsują wolniej, a to z kolei powoduje, że różnice w lokalnych polach magnetycznych są silniej wyrażone i silniej wpływają na protony otoczenia. A wszystko to skutkuje szybszym wyjściem z fazy protonów i zdecydowanym skróceniem czasu T2 [7, 8, 11, 14, 16]. Jaka jest wspólna cecha omówionych zjawisk fizycznych? Otóż wszystkie one mają wpływ na ostateczny obraz MR.

RODZAJE IMPULSÓW

Spójrzmy na fot. 1 Przedstawia ona dwa protony wykonujące precesję wzdłuż osi Z. W rzeczywistości zamiast tych dwóch protonów zwróconych ku górze może ich być więcej, np. 12 o zwrocie „w górę” i 10 zwróconych „w dół”, lub np. 102 „w górę”, a 100 „w dół” – ale zawsze „w górę” skierowane będą tylko dwa protony więcej niż „w dół”. Skądinąd wiemy, że posiadają one moment magnetyczny. Co stanie się, gdy wyślemy impuls częstotliwości radiowej, ale specyficznie dobrany (odpowiednie natężenie i czas trwania) w taki sposób, aby spowodował, by tylko jeden z tych dwóch protonów pobrał energię, przechodząc jednocześnie na wyższy poziom energetyczny? Magnetyzacja podłuża, która do tej pory była obecna jako wynik zsumowania się sił dwóch wektorów, zmniejsza się do zera. Jednakże w związku z faktem, że oba protony poruszają się w zgodnej fazie, pojawia się magnetyzacja poprzeczna, o czym również była mowa w części pierwszej artykułu (fot. 2 i 2a).

Przy graficznym przedstawieniu opisywanego zjawiska wygląda to tak, jakby wektor magnetyzacji podłużnej został pochylony o 90º. W związku z tym impuls pochylający magnetyzację o 90º powszechnie nazywany bywa właśnie impulsem 90º [7, 8, 14, 16]. Oczywiście możliwe są również inne rodzaje impulsów, np. 180º [7, 8, 14, 16]. O użyteczności poszczególnych rodzajów impulsów dowiemy się w dalszej części.

Bardzo ważną informacją, na którą koniecznie trzeba zwrócić uwagę w tym miejscu, pozostaje fakt, że relaksacja podłużna i poprzeczna to dwa nienależnie przebiegające i całkowicie odmienne procesy. Fakt ten nie pozostaje bez znaczenia w kontekście sposobu uzyskiwania użytecznych obrazów, gdyż nauczenie się należytego dobierania odpowiednich parametrów, wpływających na czasy T1 i T2, umożliwia uzyskanie wartościowego obrazu diagnostycznego różniącego się, dzięki naszym poczynaniom, w sposób zasadniczy kontrastem tkankowym [7, 8, 14, 16].

Spójrzmy na nieco bardziej schematyczne fot. 3 i 3a. Przedstawione są na nich wyłącznie wektory magnetyzacji podłużnej i poprzecznej (a, b) oraz powstający w wyniku ich zsumowania wektor sumaryczny (c, d). Wektor zbiorczy stanowi o wypadkowym momencie magnetycznym danej tkanki. Dla lepszego zrozumienia przypomnijmy, że wektory przedstawiają momenty magnetyczne o określonej wielkości i określonym zwrocie. Dodając wektory o różnych zwrotach, otrzymasz wektor pośredni, wynikający z ich wielkości i zwrotów wyjściowych. Podczas procesu relaksacji nasz wektor zbiorczy czy też, mówiąc inaczej, cały układ spinów nadal porusza się ruchem precesyjnym wokół linii zewnętrznego pola magnetycznego i wraca do kierunku podłużnego, przedstawiając ostatecznie ponownie wyłącznie magnetyzację podłużną (e) [7, 8, 14, 16]. W konsekwencji jednoczesnego zanikania magnetyzacji poprzecznej oraz odtwarzania się magnetyzacji podłużnej układ spinów bądź wektor sumaryczny wykonują ruch spiralny wokół linii zewnętrznego pola magnetycznego (fot. 4), co można częściowo przyrównać do przebiegu linii spiralnego złamania trzonu kości długiej.

Kiedy wiemy już, jak wygląda ruch momentu magnetycznego, oraz przypomnimy sobie o tym, że zmieniające się natężenie pola magnetycznego albo właśnie zmienny moment magnetyczny mogą indukować przepływ prądu elektrycznego, łatwo będzie sobie wyobrazić, że ten właśnie prąd posłuży nam za sygnał odbierany przez antenę aparatu MR [3, 7, 8, 14, 16].

Dla łatwiejszego zrozumienia tego zagadnienia przyjrzyjmy się fot. 5. Poruszający się ruchem spiralnym wypadkowy moment magnetyczny nieustannie zmienia swoje położenie w przestrzeni, aż do momentu całkowitego odtworzenia się magnetyzacji podłużnej. Antena odbierająca sygnał wbudowana w cewkę korpusu aparatu MR pozostaje w niezmiennym położeniu przez cały czas rejestracji tego sygnału. Im bardziej wektor oddala się od anteny, tym sygnał jest słabszy, pomimo posiadania przez niego ciągle tej samej częstotliwości w związku z tym, że porusza się on nadal z częstotliwością precesji [3, 7, 8, 14, 16]. Ten typ sygnału jest nazywany sygnałem swobodnego zaniku indukcji – w skrócie sygnałem FID (z ang. Free Induction Decay) [7, 8, 14, 16]. W ten oto sposób wyjaśniliśmy, że to wektory magnetyczne w sposób bezpośredni określają sygnał MRI i jego intensywność. Jest to wynik indukcji prądu elektrycznego w antenie odbiorczej aparatu MR o różnym natężeniu, adekwatnym do kierunku, zwrotu i długości wektora magnetycznego.

Na tym etapie naszych rozważań możemy już śmiało zastąpić używany przez nas termin magnetyzacja podłużna i poprzeczna, których używaliśmy tylko w celach dydaktycznych, i zacząć posługiwać się terminem „sygnał” lub „intensywność sygnału”, i podobnie zaznaczyć ich wartość na osi w postaci krzywych T1 i T2 (fot. 6).

RODZAJE SEKWENCJI

Wyobraźmy sobie dwie tkanki oznaczone jako A i B. Tkanki te różnią się zarówno czasem relaksacji podłużnej T1, jak i poprzecznej T2. Tkanka A posiada krótki zarówno czas relaksacji podłużnej, jak i poprzecznej w porównaniu do tkanki B. Co stanie się, gdy w kierunku takich dwóch tkanek wyślemy pojedynczy impuls 90º, o którym była już mowa wcześniej, i odczekamy określony czas, nazywany TR-long? Po upływie tego długiego czasu TR wysyłamy kolejny impuls 90º. Impulsy są przez nas wysyłane w określony sposób, a więc tworzą logiczny ciąg zdarzeń, czyli sekwencję impulsów. Co zatem stanie się z magnetyzacją tkanki A i B po wysłaniu impulsów z zastosowaniem takiej ich sekwencji? Cały proces zmian w magnetyzacji został zilustrowany na fot. 7 i 7a osobno dla tkanki A i dla tkanki B.

Na fot. 7 po upływie czasu TR-long zarówno tkanka A, jak i B odzyskują całą swoją magnetyzację podłużną, a więc wektor magnetyzacji poprzecznej, do którego wytworzenia dojdzie po wysłaniu drugiego impulsu 90º, będzie identyczny dla każdej z tkanek. W konsekwencji sygnał płynący z tkanek będzie prawie taki sam i ich rozróżnienie na obrazie nie będzie możliwe [7, 14]. A co stanie się, gdy skrócimy czas TR i drugi impuls 90º zostanie wysłany po czasie TR-short, a więc, mówiąc inaczej, użyjemy innej sekwencji impulsów? Na fot. 7a drugi impuls 90º zostaje wysłany po krótszym czasie, niż to miało miejsce wcześniej. W czasie między dwoma następującymi po sobie impulsami 90º tkanka A odzyska znacznie większą część swojej całkowitej magnetyzacji podłużnej, co związane jest z różnicami we właściwościach fizycznych tkanki A i B. W konsekwencji po wysłaniu drugiego w sekwencji impulsu 90º wektor magnetyzacji poprzecznej dla tkanki A będzie większy i jednocześnie będzie znajdował się bliżej anteny, a więc uzyskany sygnał będzie silniejszy i spowoduje przepływ prądu o wyższym natężeniu w antenie aparatu MR. To z kolei spowoduje inne, silniejsze odwzorowanie takiego sygnału na ekranie monitora [7, 14].

Jak łatwo zauważyć, różnice w intensywności sygnałów zależą wprost od różnic w czasach potrzebnych tkankom A i B do odtworzenia się magnetyzacji podłużnej, czyli różnic w czasach T1. Różnice te jednak mogły dojść do głosu tylko dlatego, że użyliśmy całej sekwencji impulsów indukowanych w odpowiednich interwałach czasowych. Rozróżnienie dwóch tkanek byłoby niemożliwe wtedy, gdybyśmy użyli pojedynczego impulsu 90º lub gdyby czas pomiędzy wysłaniem impulsów (RF) był zbyt długi, gdyż po takim czasie magnetyzacja podłużna zarówno tkanki A, jak i B uległaby całkowitemu odtworzeniu i tempo tego procesu nie byłoby już wartością różnicującą [7, 8, 14, 16].

Tak powstające obrazy nazywa się obrazami T1-zależnymi. Mówiąc inaczej, jeśli zastosujemy nie jeden, lecz kilka następujących po sobie impulsów RF – mówimy wówczas o sekwencji impulsów. Ponieważ możliwości sprzętowe dają szanse zastosowania bardzo różnych rodzajów impulsów oraz różnych czasów między emisją poszczególnych z nich, liczba możliwych sekwencji jest bardzo duża. Podsumowując, można powiedzieć, że sekwencja impulsów warunkuje rodzaj sygnału otrzymanego z tkanki. Sekwencja, o której wspominamy powyżej, składa się wyłącznie z jednego rodzaju impulsów, impulsów 90º, które były generowane, powtarzane i wysyłane w stałych odstępach czasowych, nazywanych z angielskiego TR, czyli Time to Repeat – czas repetycji – powtórzenia [7, 8, 14, 16]. Jaki wpływ ma TR na sygnał w naszym przykładzie?

Można powiedzieć, że stosując długi TR, otrzymujemy podobne sygnały z obu tkanek, ich obraz MR będzie prawie taki sam. Użycie krótszego TR spowoduje powstanie zauważalnych różnic w intensywności sygnału pomiędzy tkankami, co wynika bezpośrednio z istniejących różnic w czasie T1 dla każdej z nich. Powstały obraz nazwiemy więc obrazem zależnym od T1 (ang. T1-weighted image). Oznacza to, że zróżnicowanie intensywności sygnału między tkankami na tym obrazie, czyli inaczej mówiąc kontrastowość tkanek, zależy przede wszystkim od różnic w T1 i choć na kontrastowość tkanek wpływa zawsze więcej niż jeden czynnik, to w naszym przykładzie rolę wiodącą odgrywa T1 (fot. 8).

Jakiej długości czas TR uważa się w praktyce za krótki bądź długi? Otóż TR do 500 ms jest uważany za krótki, a TR powyżej 1500 ms za długi [7, 14]. Jak łatwo się domyślić, szczególnie będąc już na tyle głęboko zaznajomionym ze sposobem pozyskiwania obrazów diagnostycznych, istnieją również inne możliwości tworzenia obrazów z wykorzystaniem różnic w czasie T2 (ang. T2-weighted images), a także w zależności od tzw. gęstości protonowej czy gęstości spinów (ang. proton density weighted images). Proces powstawania obrazów zależnych od gęstości protonów, czyli spinów, w danej tkance jest bardzo prosty do wytłumaczenia, albowiem tam gdzie nie ma protonów, nie powstaje sygnał, a im większa jest ich liczba, tym sygnał jest silniejszy. Używając określonych sekwencji impulsów, możemy uwydatnić pewne cechy tkanek, które w większym lub mniejszym stopniu będą odwzorowane na uzyskanym obrazie.

PODSUMOWANIE

Całość opisanych tu zagadnień pokazuje najdobitniej, że badanie rezonansowe z punktu widzenia pracy lekarza jest badaniem dynamicznym, gdyż wymaga od niego ciągłego nadzorowania przebiegu i dobierania poszczególnych parametrów na bieżąco, co można porównać z kolei do lekarza wykonującego badanie USG, gdzie również to lekarz na gorąco zmienia parametry pracy sond tak, by uzyskiwany obraz był możliwie najlepszy, dając sobie w ten sposób szansę na postawienie właściwego rozpoznania. Z tych samych powodów wybierającego sekwencję impulsów lekarza można porównać do dyrygenta orkiestry, wpływa on bowiem na jej brzmienie (sygnał) poprzez wybór instrumentów (parametrów), których siła wyrazu ma być bardziej zaznaczona. Niemniej na ostateczne brzmienie orkiestry mają wpływ wszystkie instrumenty.

Zdjęcia udostępnione dzięki uprzejmości firmy Schering-Plough Polska Sp. z o.o.

* artykuł jest bezpośrednią kontynuacją tekstu „Rezonans magnetyczny w medycynie weterynaryjnej – cz. I”

Autorzy:

lek. wet. Krzysztof Podhorec, Ursynowska Klinika Weterynaryjna, Warszawa
lek. wet. Natalia Grabda, lek. wet. Oliwier Teodorowski, lek. wet. Piotr Teodorowski, Klinika Weterynaryjna Teodorowscy, Mikołów

Zdjęcia:

Z archiwum autorów

Streszczenie:
Obrazowanie metodą rezonansu magnetycznego (MRI) wykorzystuje pola magnetyczne i fale częstotliwości radiowej do tworzenia obrazu , który zależny jest od rozkładu przestrzennego jąder wodoru w organizmie. MRI umożliwia uzyskiwanie obrazów diagnostycznych o wysokim kontraście tkankowym, anatomicznym, a za pośrednictwem spektroskopii rezonansu magnetycznego pozwala na funkcjonalne mapowanie narządów, takich jak mózg. Inną niezwykle pozytywną cechą, wyróżniającą badania MRI, jest to, że wydłużone skanowanie może zostać przeprowadzone bez narażenia pacjenta na dodatkowe ryzyko, związane z działaniami niepożądanymi promieniowania jonizującego.