Tekst samengesteld door Joëlle Geerts, student Biomedische wetenschappen (Universiteit Hasselt).

MRI staat voor Magnetic Resonance Imaging. Alternatieve namen voor MRI zijn nucleare magnetische resonantiebeeldvorming (NMR), kernspin tomografie (1).

MRI is een niet-invasieve procedure die gebruik maakt van krachtige magneten en radiogolven om gedetailleerde anatomische beelden van de hersenen of andere lichaamsorganen weer te geven. MRI wordt eveneens gebruikt om functionele gebieden van de hersenen aan te duiden (1,2). Deze beelden worden gebruikt om een juiste diagnose te stellen bij verschillende ziekteprocessen (3).

1. Principe

Het menselijk lichaam bestaat voor een groot deel uit water en vet, waardoor het rijk is aan waterstofatomen. Deze waterstofatomen zijn van groot belang voor het vormen van een MRI- beeld met een intens signaal (2).

Atomen bestaan uit een kern en een schild, dat elektronen bevat. In de kern zitten protonen met een positieve lading. De kern van een waterstofatoom bestaat slechts uit één proton. De protonen draaien constant om hun as; of met andere woorden deze protonen bezitten een spin (zie figuur 1) (4).

Figuur 1: Protonen bezitten een spin

(Presentatie: fysische begrippen; Renate Van de Broek)

De beweging van een proton zorgt voor het ontstaan van een kleine elektrische stroom, die een klein magnetisch veldje opwekt. Als deze protonen in een sterk uitwending magnetisch veld (B0) gebracht worden, kunnen ze zich parallel of anti-parallel richten ten opzichte van B0 (zie figuur 2) (4).

Figuur 2: Protonen richten zich parallel of anti-parallel ten opzichte van B0

(URL: http://www.easymeasure.co.uk/principlesmri.aspx)

Protonen die anti-parallel gericht zijn ten opzichte van B0, bevinden zich op een hoger energieniveau dan de parallel gerichte protonen. Protonen hebben een voorkeur voor een laag energetische staat, waardoor een groter aantal protonen zich parallel zal richten met B0. Aangezien de parallelle en anti-parallelle protonen elkaar opheffen, blijft er slechts een klein aantal laag energetische protonen over. Alle tegengestelde magnetische krachten kunnen elkaar opheffen, met uitzondering van de protonen die in de richting van de z-as liggen. De magnetische vectoren van deze protonen in de z-richting worden samengevoegd en zorgen voor de productie van een magnetisch veld (M) in de patiënt. Deze magnetisatie is longitudinaal met het uitwendig magnetisch veld B0 en wordt longitudinale magnetisatie genoemd (Zie figuur 3) (4).

Figuur 3: Productie van het magneetveld M

(URL: http://www.easymeasure.co.uk/principlesmri.aspx)

1.1 Precessiefrequentie en Lamorvergelijking

Wanneer waterstofatomen in een uitwendig magnetisch veld B0 gebracht worden richten ze zich niet alleen parallel of anti-parallel met B0, maar bewegen ze ook op een bepaalde manier: de spin draait rondom de as van het magnetisch veld (zie figuur 4) . Dit type van beweging wordt precessie genoemd. De snelheid waarmee deze protonen bewegen kan gemeten worden als precessiefrequentie (aantal omwentelingen per seconde).

Figuur 4: Precessiebeweging van een proton

(Presentatie: fysische begrippen; Renate van de Broek)

De precessiefrequentie is afhankelijk van de sterkte van B0. Het verband tussen de precessiefrequentie ωo (uitgedrukt in Hz of MHz) en de magnetische veldstrekte B0 (uitgedtrukt in Tesla) wordt weergegeven in de Lamorvergelijking:

ωo = γ * B0                                    

De gyrometrische verhouding γ is afhankelijk van het soort weefsel, de waarde voor een proton is ongeveer 42.5MHz/T (4).

1.2 Longitudinale versus transversale magnetisatie

Wanneer de patiënt in een magnetisch veld geplaatst wordt wijst de resulterende vector van de patiënt, zoals eerder besproken, in de richting van B0 (longitudinale magnetisatie). In de longitudinale richting kan deze kleine extra magnetisatie niet gemeten worden. Deze longitudinale magnetisatie kan wel verstoord worden door het inzenden van een specifieke radiofrequentie (RF) puls. Het is belangrijk dat de frequentie van de RF-puls ongeveer gelijk is met de frequentie van de protonen. De frequentie van de RF-puls wordt bepaald met behulp van de Lamorvergelijking. Wanneer beide frequenties gelijk zijn, nemen de protonen energie op van de RF-puls, waardoor de longitudinale magnetisatie verstoord wordt: de magnetisatie vector van de protonen krijgt een transversale component. Deze uitwisseling van energie wordt resonantie genoemd (4).

Een tweede effect van de RF-puls is dat de precessie (het spinnen) van de protonen niet meer willekeurig, maar in fase gebeurt.

De twee meest voorkomende RF-pulsen zijn de 90°-puls en de 180°-puls. Een 90°-puls zorgt voor een uitwijking van de magnetisatie in het xy-vlak of met andere woorden voor een fliphoek van 90°. De fliphoek is de hoek waarmee de magnetische vector afwijkt van B0 tijdens resonantie. Deze magnetisatie wordt transversale magnetisatie genoemd (zie figuur 5a)  (2,4). Een 180°-puls zal de magnetisatie in de tegengestelde richting van B0 laten wijzen (zie figuur 5b) (2).

Fig. 5a 90°-RF puls Fig. 5b 180°-RF puls

(Presentatie: Fysische begrippen; Renate van de Broek)

1.3   Longitudinale versus transversale relaxatie

Zodra de RF-puls afgezet wordt, keren alle protonen, die verstoord werden door de RF-puls, op verschillende tijdstippen terug naar hun oorspronkelijke positie. Dit proces wordt relaxatie genoemd (2).  Deze relaxatie gebeurt op twee manieren (4):

1.3.1 Longitudinale of spin-lattice relaxatie

De protonen die door de RF-puls overgebracht waren naar een hoger energieniveau, keren na het uitzenden van de RF-puls terug naar een lager energieniveau. De longitudinale magnetisatie zal opnieuw zijn originele waarde aannemen. Het overschot aan energie wordt afgegeven aan de omgeving, de lattice.

Het heropbouwen van de longitudinale magnetisatie kan in functie van de tijd uitgezet worden in een T1-curve. T1 is de longitudinale relaxatie tijd. (zie figuur 6, middelste curve)

1.3.2 Transversale of spin-spin-relaxatie

Voor de transversale relaxatie is het belangrijk te onthouden dat het uitwendig veld waarin de patiënt geplaatst wordt, niet volledig homogeen is en dat elk proton beïnvloed wordt door de kleine magnetische veldjes van naburige kernen. Deze fenomenen zorgen voor verschillende precessiefrequenties, waardoor de protonen na het uitschakelen van de RF-puls niet langer gedwongen worden om in fase te blijven. De transversale magnetisatie zal dus verdwijnen.

Het verdwijnen van de transversale magnetisatie kan in functie van de tijd uitgezet worden in een T2-curve. T2 is de transversale relaxatietijd (zie figuur 7, middelste curve).

1.4  T1 en T2

T1 en T2 zijn afhankelijk van de eigenschappen van het weefsel en van de magnetische veldsterkte. Voor de interpretatie van de MRI-beelden is het belangrijk te weten welke weefsels een korte of een lange relaxatietijd hebben (2).

T1 is afhankelijk van de samenstelling van het weefsel, de structuur en de omgeving. T1 is ook afhankelijk van het magnetisch veld en dus van de precessiefrequentie van de protonen en de omgeving.

Wanneer de omgeving bestaat uit zuiver water/vloeistof, is het moeilijk voor de protonen om hun energie kwijt te raken aan de omgeving, aangezien de precessiefrequentie van watermoleculen hoger ligt dan die van de protonen. De heropbouw van de longitudinale magnetisatie gebeurt dus zeer langzaam waardoor T1 lang is (zie figuur 6, onderste curve). 

Wanneer de omgeving bestaat uit grotere moleculen (bv. vetten) en de precessiefrequentie van de protonen overeenkomt met de precessiefrequentie van de omgeving, kan de energie van de protonen makkelijker overgedragen worden naar de omgeving. T1 is dus kort (zie figuur 6, bovenste curve).

T1 curve

Figuur 6: T1 relaxatie

T2 is, zoals eerder vermeld, afhankelijk van de inhomogeneïteiten van het externe magnetische veld en van de inhomogeneïteiten van de lokale magnetische veldjes in het weefsel. Wanneer er geen grote verschillen zijn in magnetische veldsterkte binnenin een weefsel, bijv. bij zuivere vloeistoffen (water), blijven de protonen voor een lange tijd in fase. T2 is lang (zie figuur 7, bovenste curve) (4).

Weefsels die grotere moleculen (onzuivere vloeistoffen) bevatten, hebben grotere variaties in hun lokale magnetische velden.  Deze verschillen in lokale magnetische velden veroorzaken verschillen in precessiefrequenties, waardoor de protonen sneller uit fase gaan. T2 is dus korter (zie figuur 7, onderste curve) (4).

T2 curve

Figuur 7: T2 relaxatie

2.  Pulssequenties

Een opeenvolging van radiopulsen wordt een pulssequentie genoemd. De pulssequentie bepaalt het beeld dat van een weefsel gevormd wordt (2).

2.1   Partial saturation/saturation recovery sequence

Partial saturation and saturation recovery sequences bestaan uit twee 90°-pulsen. Het verschil tussen beide sequenties ligt in het tijdsinterval tussen de twee pulsen, namelijk de TR (time to repeat).

Met een lange TR (>1500msec) wordt het signaal beïnvloed door de protondichtheid. Dit wordt een saturation recovery sequence genoemd omdat alle protonen in het weefsel verzadigd zijn.  Het beeld is dus geen T1- of T2-gewogen beeld, maar een protondichtheid- gewogen-beeld. Een protondichtheid-gewogen-beeld is gebaseerd op het principe ‘waar geen protonen zijn zal er geen signaal zijn en waar veel protonen zijn zal er veel signaal zijn’.

Bij een korte TR (<500msec) is T1 belangrijk voor de signaalintensiteit. Deze sequentie wordt partial saturation recovery sequence genoemd, omdat niet alle protonen in het weefsel verzadigd zijn. Het beeld is een T1-gewogen-beeld.(4)   

2.2   Spinechosequentie

Een spinechosequentie bestaat uit een 90°-puls en een 180°-puls. Deze sequentie wordt niet alleen gebruikt voor het produceren van een T2-gewogen-beeld, maar ook voor de productie van een T1- of protondichtheid-gewogen-beeld.

Het inzenden van een 90°-puls resulteert in een transversale magnetisatie. Het verdwijnen van deze magnetisatie is te wijten aan de T2-effecten. Om deze T2-effecten teniet te doen, wordt  na een bepaalde tijdsduur TE (time to echo) / 2 een 180°-puls ingezonden in het transversale vlak. Een 180°-puls brengt de protonen terug in fase. Na een tweede tijdsinterval TE/2 wordt er een signaal, de spinecho, ontvangen. De intensiteit van deze echo wordt weergegeven door de T2-curve op het tijdstip van de TE. TE is de tijd tussen de 90°-puls en de spinecho. 

Een 180°-puls zorgt voor de neutralisatie van de inhomogeneïteiten van het uitwendig magnetisch veld, maar niet voor de neutralisatie van de inhomogeneïteiten van de lokale inwendige magnetische velden, waardoor de spinecho afneemt met de tijd. Wanneer geen 180°-puls gebruikt wordt, gaat de signaalintensititeit veel sneller verloren en spreken we van een T2*-curve in plaats van een T2-curve (zie figuur 8) (4).

Figuur 8: Spin echo sequentie

(Presentatie: Spin relaxaties & echo’s;  Renate van den Broek)

Hoe korter de TE (<30msec), hoe sterker het signaal is dat verkregen wordt door het weefsel. Maar hoe langer de TE (>80msec), hoe groter het verschil is in signaalintensiteit (contrast) tussen de verschillende componenten van het weefsel (4).

Door het kiezen van een bepaalde lengte TR en TE, kan het te verkrijgen beeld bepaald worden (zie figuur 9) (4).

Bij een lange TR kunnen alle weefsels hun longitudinale magnetisatie volledig herstellen, waardoor verschillen in T1 het signaal niet beïnvloeden. Wanneer ook een korte TE gebruikt wordt, zullen verschillen in T2 de signaalintensiteit niet beïnvloeden. Het signaal is dus voornamelijk afhankelijk van de protondichtheid.

Bij een lange TR zijn er geen verschillen in T1, maar bij een lange TE zullen de verschillen in T2 het beeld wel beïnvloeden. Het resulterende beeld is T2 gewogen.

2.2.1 Korte TR en korte TE: T1-gewogen beeld

Bij een korte TR beïnvloeden verschillen in T1 de signaalintensiteit van het beeld. Omdat de TE kort is en het resulterende beeld dus niet beïnvloed wordt, kan er gesproken worden van een T1 gewogen beeld.

Fig. 9a proton densiteitsbeeld Fig. 9b T2-gewogen beeld Fig. 9c T1-gewogen beeld

 (Presentatie: MRI contrast; Renate van den Broek)

2.3 Gradiënt-echosequentie

Gradiënt-echo-puls-sequenties zijn sequenties die gebruik maken van een gradiënt, in plaats van een 180°-puls zoals bij een spinechosequenties, om de magnetische homogeneïteit effecten te reduceren. Deze sequenties zijn ontwikkeld om de scantijd te reduceren.

Het radiofrequentie-excitatie- en relaxatiepatroon dat gebruikt wordt in een gradiënt echo bestaat uit een RF-excitatie puls gevolgd door een relaxatieperiode en een gradiënt. Deze gradiënt brengt  de protonen terug in fase.

De grootte en duur van de RF-puls bepaalt de fliphoek van de protonen. Hierdoor wordt slechts een gedeelte van de longitudinale magnetisatie omgezet naar een transversale magnetisatie. Door de vele inhomogeneïten in het magnetisch veld gaan de protonen zeer snel uit fase (T2*). Dus om de T1- en T2- processen de tijd te geven om te ontwikkelen, wordt er een gradiënt toegevoegd. Deze gradiënt zorgt voor een verandering in de sterkte van het magnetisch veld. Dit leidt tot veranderingen in de frequentie en de fase van de protonen waardoor de protonen terug in fase gebracht worden. Er kan nu een signaal ontvangen worden dat zowel informatie over T1 als T2 bevat. Dit signaal wordt gradiënt echo genoemd.

Het is belangrijk te onthouden dat het terug in fase brengen van de protonen door een gradiënt minder efficiënt is dan door een RF-puls. Een gradiënt kan niet alle protonen die uit fase zijn omkeren  waardoor sommige T2*-effecten aanwezig blijven. Vandaar dat de term “T2* gewogen beelden” gebruikt wordt bij gradiënt echo’s in plaats van T2 gewogen beelden.

De TR’s en TE’s van een gradiënt echosequentie zijn korter waardoor de scantijd gereduceerd wordt.

Net zoals bij de spinechosequenties kan er met behulp van de gradiënt echosequenties een T1, T2* of protondichtheid gewogen beeld geproduceerd worden. In de gradiënt echo sequenties worden de T1 en protondichtheid gewogen beelden bepaald door de TR en de fliphoek. Een T2* gewogen beeld wordt bepaald door TE (5).

3.  MR contrast media

Paramagnetische substanties worden bij een MRI-onderzoek gebruikt als een contrast medium. Deze substanties hebben kleine magnetische velden die zorgen voor een verandering in de signaalintensiteit door het verkorten van de T1-relaxatietijd en de T2-relaxatietijd van de omringende protonen. Deze verkorting van T1 en T2 resulteert in een stijging van het signaal bij T1-gewogen beelden en in een vermindering van het signaal bij T2-gewogen beelden. Bij gebruik van een contrastmedium gaat de voorkeur dus uit naar een T1-gewogen beeld (4).

In normale omstandigheden kan een MR-contrastmedium niet diffunderen doorheen de bloed-hersenbarrière waardoor enkel een stijging van het signaal aanwezig zal zijn in de bloedvaten. Wanneer de bloed-hersenbarrière beschadigd is door pathologie van de hersenen, kan de contrastvloeistof ontsnappen uit het bloedvat en zal in het omringende weefsel ook een stijging van het signaal aanwezig zijn (6).

Een vaak gebruikt MR-contrastmedium is gadolinium diethyleentriaminepentaacetisch zuur (Gd-DTPA). Gadolinium is toxisch in zijn vrije staat, maar niet wanneer het gebonden is aan DTPA. Dit contrastmedium wordt door de meeste mensen goed verdragen, met eventueel hoofdpijn en misselijkheid als meest voorkomende nevenwerkingen (6).

4. Plaatsbepaling in MRI

Wanneer een patiënt in een MR-scanner geplaatst wordt, bevindt hij zich in een eerder homogeen magnetisch veld. Alle protonen in het lichaam hebben dus dezelfde Lamorfrequentie en kunnen verstoord worden door dezelfde RF-puls. Hierdoor is het niet duidelijk van welke snede en specifieke plaats in deze snede het signaal afkomstig is (4). Om deze snede en plaats te bepalen maakt men gebruik van verschillende gradiënten. De gradiënten hebben een invloed op de precessiefrequentie van de protonen, waardoor het magneetveld bewust gestuurd en inhomogeen gemaakt wordt (2).

De techniek die hier besproken wordt, wordt toegepast bij een spinechosequentie.

4.1 Snedeselectie en snededikte

Om een bepaalde snede te selecteren wordt er een beroep gedaan op een bijkomend magnetisch veld B, in de richting van de z-as, dat het originele homogene magnetische veld B0 wijzigt (zie figuur 10). Dit additioneel veld wordt gradiënt veld genoemd en wordt geproduceerd door een gradiënt coil (4).

Figuur 10: Snede selectie

(Presentatie: Signaal tot beeld, Renate van den Broek)

Het gradiënt veld, dat het toelaat om een specifieke snede te bestuderen, wordt snede- selecterende-gradiënt genoemd. Deze gradiënt wordt alleen aangezet wanneer er een RF-puls wordt ingezonden.

De protonen in de verschillende sneden ervaren een verschillend magnetisch veld en hebben dus verschillende precessiefrequenties. De RF-pulsen die de protonen in de verschillende sneden verstoren, moeten ook verschillende frequenties hebben.

Het kiezen van een bepaald frequentiebereik voor de RF-puls, of met andere woorden de bandbreedte, kan gebruikt worden om de snededikte te bepalen; hoe groter het bereik, hoe dikker de snede waarin de protonen geëxciteerd worden. Een tweede manier om de snede- dikte te bepalen, is door het wijzigen van de helling van het gradiënt veld; hoe steiler de helling, hoe dunner de snede (zie figuur 11) (4).

Figuur 11: Bepaling van de snede dikte

(Presentatie: Signaal tot beeld, Renate van den Broek)

4.2 Frequentiecoderende gradiënt

Om te bepalen van waar een signaal uit een bepaalde snede komt, wordt een tweede gradiënt veld gebruikt.

Na het inzenden van de RF-puls en de snedeselecterende gradiënt bewegen de protonen van een bepaalde snede in fase en met éénzelfde frequentie. Hierna wordt opnieuw een gradiënt veld aangelegd, maar nu in de richting van de x- of y-as (van links naar rechts of omgekeerd). De protonen in de verschillende rijen van een snede ervaren nu een verschillend magnetisch veld. Deze magnetische gradiënt wordt de frequentie coderende gradiënt genoemd, en wordt toegepast vlak voor het meten van de ‘spinecho’ op tijdstip TE (= ‘read-out’-gradiënt) (4).

4.3 Fasecoderende gradiënt

De laatste stap is het bepalen van de ruimtelijke plaatsing van de signalen langs de overblijvende as, x- of y-as. Door het zeer kort inschakelen van een fasecoderende gradiënt, gaan de protonen op het moment van inzending aan de top sneller spinnen dan aan de basis. Na het uitschakelen van deze gradiënt ervaren de protonen terug hetzelfde magnetische veld als voor de fasecoderende gradiënt. Maar hoewel ze bewegen met dezelfde frequentie zijn ze onderling lichtjes uit fase. Ze geven dus allemaal hetzelfde signaal, maar op een ander ogenblik (2).

Voor elke fase dient een aparte echo gemeten te worden. De fasecodering bepaalt in grote mate het aantal TE’s dat gemeten moet worden, en is zo verantwoordelijk voor de lange meettijd van een spinechosequentie (4).

Het inzenden van deze gradiënten resulteert in een mix van verschillende signalen welke geregistreerd worden in de k-ruimte. Deze signalen hebben verschillende frequenties, en wanneer ze dezelfde frequentie hebben bevinden ze zich in een andere fase afhankelijk van de locatie. De fouriertransformatie, een wiskundig proces, geeft de corresponderende signaalintensiteit weer. Deze signalen kunnen dan geplakt (assign) worden op een bepaalde locatie in de snede. Dit resulteert in een MR-beeld (4).

Literatuurlijst

  1. Schepens Claire. Eindwerk Functionele MRI. Academiejaar 2003-2004.
  2. Edelman R, Hesselink RH, Zlatkin MB, Crues JV. Clinical Magnetic Resonance Imaging U.S.A.: Elsevier; 2005. URL: http://www.clinicalmri.com/content/ 
  3. Prof. Dr. Schild HH. MRI made easy. Berlin/Bergkamen: Schering;1990.
  4. Course manual MRI in practice: H6 gradient echos p105-128 
  5. Huettel SA, Song AW, McCarthy G. BOLD fMRI. Functional magnetic resonance imaging. Massachusetts U.S.A: Sinuauer Associates; 2004. p. 1177-178. 

© 2019 Ziekenhuis Oost-Limburg