MRI

Magnetický dipólový moment

• Atomové jádro se skládá z neutronů a protonů, které neustále rotují kolem své vlastní osy v pohybu nazývaném spin.
• Protony jsou kladně nabité částice
• Každá pohybující se nabitá částice vytváří magnetické pole a vykazuje magnetický moment
• Je to vektorová veličina charakterizující magnetický dipól
• Značí se m a jeho jednotkou je ampér metr čtverečný A.m2.
• Je určen vztahem m = IS
• I je elektrický proud procházející smyčkou dipólu
• S je orientovaná plocha ohraničená smyčkou dipólu
• V elektrostatickém poli kladně nabitého jádra se bude záporně nabitý elektron pohybovat po uzavřených trajektoriích (orbitách).
• Elektron je elektricky nabitý, a proto vytvoří při uvažovaném pohybu po uzavřené trajektorii proudovou smyčku, která je ekvivalentní magnetickému dipólu.
• Tak vznikne magnetické pole, které je sice velmi slabé, ale přesto bude na elektron působit.
• Magnetický moment (elektronu, jádra, atomu) souvisí se spinem (elektronu, jádra, atomu).
• Atomová jádra se sudým nukleonovým číslem
• se nechovají ke svému okolí magneticky (nemají spin), protože se jejich magnetické momenty ruší a nelze je používat pro MR zobrazení
• Atomová jádra s lichým nukleonovým číslem
• Si svůj magnetický moment zachovávají
• Charakteristickým zástupcem této skupiny je atom vodíku 1H, který má jeden proton a vykazuje relativně velký magnetický moment.
• V organismu je více než 60% vody a 1H je tedy nejvhodnějším objektem pro MR zobrazování
• Další zástupci jsou 13C, 19F, 23Na, 31P [2]

Magnetická rezonance

• Magnetická rezonance vychází z interakce jader atomů majících magnetický moment s vnějším magnetickým polem
• Jádra mnoha atomů s jaderným spinem(např. 1H, 13C, 31P) se chovají jako magnetické dipóly a mohou být buď ve:
• vysokoenegetickém stavu
• Orientovány proti vnějšímu magnetickému poli
• nízkoenergetickém stavu
• Orientovány po směru vnějšího magnetického pole
• Přechod mezi těmito dvěma stavy je doprovázen absorpcí nebo vyzářením energie v radiofrekvenčním pásmu.
• Frekvence energie emitované excitovanými jádry je přímo úměrná intenzitě vnějšího magnetického pole.
• Vztah mezi rezonační frekvencí a vnějším magnetickým polem závisí na:
• Typu rezonujícího jádra (pocházejícího od různých chemických prvků)
• Je možno v MRI detekovat nezávisle různá atomová jádra
• Rezonační frekvence modulována malými "stínícími" efekty elektronů obíhajících kolem jader
• Elektron je nositelem el. náboje a protože se pohybuje, vytváří kolem sebe magnetické pole, které moduluje vnější magnetické pole
• Tyto malé rozdíly (řádově ppm) rezonační frekvence protonů v různých molekulách se využívají pro MR spektroskopii, naopak konvečními aplikacemi MRI a fMRI jsou ignorovány.

• Za normálních okolností (bez působení vnějšího magnetického pole)
• Orientace rotačních os jednotlivých protonů ve tkáni je zcela náhodná
• Navenek tak tkáň jako celek nevykazuje žádné magnetické vlastnosti

Princip - stručně

• Princip NMR spočívá v tom, že je li rotující jádro umístěno v konstantním magnetickém poli B0 dojde ke srovnání magnetických momentů (os rotace) s vnějším magnetickým polem a osa jádra bude lehce rotovat kolem směru působícího pole B0.
• Tento pohyb vzniká při každé změně působícího magnetického pole, dokud se jádro v dané poloze neustálí. Pokud vnější pole přestane působit, vrací se jádro do své původní klidové polohy.
• Pokud se přidá druhé kolmo působící (transverzální) pole BT, začne jádro opět rotovat.
• Aby byla jádra udržena ve stálém pohybu, používá se vysokofrekvenční magnetické pole, které současně rotuje v rovině XY.
• Volbou velikosti prvního statického magnetického pole B0 a volby velikosti pro transverzální magnetické pole BT se dá velice přesně určit, která jádra budou v rezonanci.
• Rezonancí je magnetický moment m jádra překlopen o 90° do roviny XY a osa pak rotuje podle transverzálního pole.
• Pokud je transverzální pole odpojeno, rotuje jádro stále v rovině XY.
• Přiblížením cívky do blízkosti rotujícího magnetického momentu se v ní indukuje napětí, které je následně měřeno.
• Zjednodušeně je velikost naměřeného napětí závislá na poloze a typu tkáně.

Detailnější popis

• Po expozici silnému vnějšímu magnetickému poli dojde ke 2 zásadním změnám:
• Srovnání magnetických momentů (os rotace) s vnějším magnetickým polem. Proton se pak nachází v jednom ze dvou energetických (kvantových) stavů. Vektor jeho magnetického momentu může být orientován:
• "paralelně" - tj. ve shodě se směrem vnějšího magnetického pole (energeticky méně náročný stav)
• "antiparalelně" - tj. protichůdně k tomuto směru (energeticky náročnější stav)
• V námi zvoleném objemu tkáně tak bude možno pozorovat výsledný vektor tkáňové magnetizace M0, který je orientován stejně jako vnější magnetické pole a přispívá tak k jeho nepatrnému zesílení.

• Protony v magnetickém poli začnou vykonávat kromě "rotace" kolem vlastní osy navíc tzv. precesní pohyb
• To si lze představit jako pohyb po plášti pomyslného kužele

(nebo jako pohyb káči). Larmorova frekvence je pak úhlová frekvence precedujícího protonu.

• Larmorova frekvence závisí na dvou faktorech:
• 1. na intenzitě vnějšího magnetického pole
• 2. na typu atomového jádra, vyjádřeném gyromagnetickým poměrem (konstanta závislá pouze na vlastnostech jádra)
• Pro vodík H1 je gyromatický poměr = 42,58MHz/T (269,2T-1), tzn., že v poli B0 = 1,5T budou mít vodíková jádra frekvenci precesního pohybu f0 = cca 64MHz
• Precedující protony pak s elektromagnetickým impulsem na dané frekvenci rezonují (odtud název magnetická rezonance).

• Směr magnetického momentu každého jednotlivého precedujícího protonu se v čase mění a precedující protony se pohybují v různých fázích (jsou nakloněny v daném čase různým směrem), čímž dochází ke vzájemnému vyrušení jejich vlivu na úhrnný vektor magnetizace tkáně v rovině os x a y.
• Vektor výsledné tkáňové magnetizace M0 má tedy směr totožný se směrem vnějšího magnetického pole B0.
• K tomu, abychom jej "zviditelnili" a mohli změřit, se snažíme dosáhnout jeho vychýlení ze směru osy z do roviny xy (v této rovině je umístěný detektor - přijímací cívka).
• Toho lze dosáhnout dodáním energie vhodnou formou, např. elektromagnetickými impulsy, označovanými také jako radiofrekvenční impulsy (RF impulsy).
• Protony nejsou schopny absorbovat energii z celého spektra elmag. záření.
• Aby došlo k předání energie elektromagnetického impulsu precedujícímu protonu, musí být Larmorova frekvence (úhlová frekvence precedujícího protonu) a frekvence elektromagnetického impulsu stejná.

• Přísun energie má na tkáňové protony dvojí účinek:
• Více protonů nyní může být orientováno antiparalelně
• Větší energetická náročnost - dojde k narušení rovnováhy ustavené v tkáňovém objemu vnějším magnetickým polem
• Dochází tak ke změně velikosti podélné složky (ve směru osy z) tkáňové magnetizace M0
• Elektromagnetický impuls (vytvoří vnější mag. pole B1) sjednotí fázi všech precedujících protonů
• To vede ke vzniku příčné složky vektoru tkáňové magnetizace (ten byl dosud nulový)
• Tyto dva děje probíhají samozřejmě souběžně.

FID a relaxace

• Po dodání energie 90° RF impulsem (vektor M se sklopí právě o 90°) rotuje vektor tkáňové magnetizace M v rovině xy s Larmorovou frekvencí w0.
• Umístíme-li do roviny xy přijímací cívku, bude se v ní indukovat napětí.
• Takto získaný signál se označuje zkratkou FID (free induction decay) a má tvar harmonického průběhu s exponenciálně klesající amplitudou.
• Jestliže přestane elektromagnetický impuls na tkáň působit, dojde k tzv. relaxaci.
• V tkáňovém okrsku dochází k navrácení z excitovaného do původního rovnovážného stavu.
• Výsledný vektor tkáňové magnetizace zpětně nabývá svou velikost ve směru osy z (podélná longitudinální, spin-mřížková relaxace)
• Průběh nárůstu v čase má charakter exponenciály a můžeme ho znázornit tzv. T1 křivkou
• Konstanta T1 udává čas, za jaký dojde k obnovení velikosti Mz na 63% své původní velikosti.
• Rovněž přestane působit synchronizační efekt elmag. pulsu.
• Vlivem magnetických polí jednotlivých částic, které způsobují drobné lokální nehomogenity mag. pole, budou jednotlivé protony precedovat s nepatrně rozdílnými frekvencemi a dojde tak k postupné ztrátě fázové jednotnosti precedujících protonů (spin-spinová relaxace) a tím také k zániku příčné složky vektoru tkáňové magnetizace Mxy. Změnu velikosti v čase popisuje T2 křivka, která má taktéž caharakter exponenciály.
• T2 relaxační konstanta pak udává čas, za který dojde k poklesu velikosti Mxy na 37% svého maxima.
• V praxi je pokles příčné složky tkáňové magnetizace ovlivněn ještě drobnými změnami v nehomogenitě vnějšího magnetického pole.
• Pokles je tak podstatně strmější a příslušnou relaxační konstantu označujeme jako T2.
• Zatímco u klasického MR zobrazování je tento jev většinou nežádoucím a snažíme se jej potlačit, své využití nachází zejména u BOLD fMRI.

• Těsně po odeznění RF impulsu jsou všechny dílčí vektory ve fázi a výsledný vektor magnetizace je skloněn do roviny xy.
• Navenek tedy pozorujeme vektor magnetizace, který rotuje v rovině xy.
• V přijímací cívce se začne indukovat FID signál.
• Jelikož je vždy T2 < T1, rychleji se uplatňuje T2 relaxace
• Amplituda FID signálu klesá exponenciálně s konstantou T2
• Zároveň, ale pomaleji, se uplatňuje taky relaxace T1
• Způsobí růst magnetizace ve směru osy z
• Celý systém konverguje k rovnovážnému stavu, který trval před excitací.
• K získání obrazů tkání, které se liší svými relaxačními časy či protonovou hustotou se užívají tzv. sekvence (sled elmag. impulzů a následných měření elmag. signálu vydávaného relaxující tkání).
• Hlavním cílem MR zobrazování je vytvořit snímek s kontrastem mezi jednotlivými typy tkání. Jas v obrázku ovlivňuje mnoho faktorů. Mezi základní 3 patří:
• T1 relaxace
• T2 relaxace
• PD (proton density) – protonová hustota
• Vhodným uspořádáním pulsní sekvence lze dosáhnout požadovaného kontrastu
• T1-váhovaný obrázek
• T2-váhovaný obrázek
• PD-váhovaný obrázek
• Kontrasty snímků vycházející z variability relaxačních časů různých tkání se realizují změnou způsobu, jak excitujeme spiny a následně pozorujeme jejich signál, tedy změnou parametrů pulsní sekvence.
• Zmíníme zde 3 hlavní parametry pulsní sekvence, které vedou ke změně kontrastu.
• 1. energie použitá na radiofrekvenční excitační puls
• Vyjadřuje se jako sklápěcí úhel (vyjadřuje sklopení vektoru tkáňové magnetizace)
• Čím více energie vyzáříme do vzorku tkáně, tím více času je třeba pro plnou relaxaci.
• 2. čas TR
• Udává dobu po níž opakovaně aplikujeme jednotlivé excitační pulsy.
• S kratším časem TR je i méně času k T1 relaxaci.
• 3. čas mezi excitačním pulsem a detekcí rezonančního signálu - TE
• Při delším času TE budou jádra s kratším časem T2 přispívat k měřenému signálu méně.

Literatura:

[1] Anon. Funkční magnetická rezonance / fMRI Brno. Available at: fmri.mchmi.com/main_index.php?strana=1 . Přístup červen 22, 2011.
[2] Anon. Princip magnetické rezonanční tomografie – WikiSkripta. Available at: www.wikiskripta.eu/index.php/Princip_magnetick%C3%A9_rezonan%C4%8Dn%C3%AD_tomografie . Přístup červen 22, 2011.

Funkční zobrazovací techniky

• Na bázi scintigrafie při použití radiofarmak např.:
• SPECT
• PET
• Radionuklidové vyšetření je ovšem omezeně dostupné (zvláště PET), nákladné a zatěžuje pacienta byť malou dávkou radioaktivity.
• Mezi „funkční“ MR metody v širším slova smyslu se volně řadí:
• Difuzně vážené obrazy (diffusion-weigh-ted imaging, DWI)
• Perfuzně vážené obrazy (perfusion-weighed imaging, PWI)
• Magnetická rezonanční spektroskopie
• Funkční MR v užším smyslu (fMRI)
• Změnu perfuze a objemu krve v místě neuronální aktivity (perfuzní fMRI) [2]
• Navíc o změnu poměru okysličené a neokysličené formy hemoglobinu v dané oblasti (BOLD fMRI) - dnes prakticky synonymem fMRI [2]

Funkční MRI

• MRI poskytuje vyšší senzitivitu při zobrazení abnormální nebo malformované mozkové tkáně a lepší zobrazení zadní jámy lebeční
• Je nutno však mít na paměti, že tyto metody standardně zobrazují především morfologii CNS.
• Četné neurologické symptomy nebo syndromy nemají podklad v makroskopických strukturálních abnormalitách
• Bolesti hlavy
• Extrapyramidová onemocnění
• Naopak na zobrazení detekované strukturální abnormality nemusí mít klinický korelát.

Funkční MR

• Mapuje tytéž lokální procesy jako perfuzní PET
• Zvýšená aktivita neuronů (především synaptická činnost) znamená vyšší spotřebu energie. [2]
• Tato je v mozku získávána prakticky výhradně z glukózy cestou oxydativní fosforylace (dochází ke spotřebě kyslíku). [2]
• Při zvýšené aktivitě neuronů tedy dochází jednak ke zvýšení lokální extrakce kyslíku, jednak, po určité časové prodlevě (2–3 sekundy), ke zvýšené dodávce kyslíku nárůstem perfuze dané oblasti. [2]
• Nejčastěji používaná technika BOLD - využívá jevu odpojení (uncoupling) tkáňové spotřeby kyslíku a perfuze:
• Nárůst perfuze při zvýšení lokální synaptické aktivity je doprovázen relativně mnohem menším zvýšením spotřeby kyslíku.
• Žilní krev opouštějící aktivní mozkovou tkáň pak obsahuje tedy relativně okysličenější hemoglobin.
• Deoxyhemoglobin má paramagnetické vlastnosti (na rozdíl od oxyhemoglobinu)a tato vlastnost ho staví do role přirozené MR kontrastní látky [2]
• V místech, kde se paramagnetické látky (deoxyhemoglobin) nacházejí, se magnetické pole (po aplikaci vnějšího magnetického pole) stává nepatrně silnější než v okolí. [2]
• Tento jev vede k tvorbě mikroskopických gradientů v magnetickém poli, a tím k jeho zvýšené nehomogenitě, což má za následek zkrácení T2 relaxačního času.
• (T2 relaxace je transverzální relaxace (T2) beroucí navíc v potaz lokální nehomogenity magnetického pole)
• Celkové množství deoxyhemoglobinu v daném tkáňovém okrsku (respektive voxelu, což je nejmenší námi měřený objem tkáně) má tedy přímý vliv na příslušnou hodnotu T2.
• Tato závislost se nazývá BOLD (blood oxygenation level dependency) efekt a je pro fMRI nesmírně důležitá
• Aktivovaný kortex se projeví malým (zlomky procent až procenta) nárůstem lokálního BOLD MRI signálu. [1]

[2]

• Časovému průběhu změny měřeného MR signálu v místě, kde dochází k neuronální aktivaci říkáme hemodynamická odezva (hemodynamic response function = HRF) [2]
• Můžeme ji rozdělit do několika fází:

[2]

• 1. Iniciální pokles BOLD signálu (the initial dip)
• Při neuronální aktivitě dojde ke zvýšené utilizaci kyslíku, ještě se však neuplatní zvýšený přítok okysličené krve do dané oblasti. Iniciální pokles úzce souvisí s neuronální aktivitou a je podstatně méně ovlivněn rušivými informacemi z drénujících žil, než je tomu u „klasického“ měřeného pozitivního BOLD signálu; bohužel 1,5 T magnetická rezonance není schopna s dostatečnou přesností tyto velmi diskrétní změny MR signálu (cca 0,5 %) zachytit
• 2. Nárůst BOLD signálu
• (2–5 %) v důsledku přívodu okysličené krve (zvýšení krevního průtoku o cca 50–70 %, vliv má rovněž celkový nárůst objemu krve), který v součtu efektů jednoznačně převáží zvýšenou utilizaci kyslíku (nárůst cca o 5–20 %)
• Jde o vlastní měřenou BOLD odpověď.
• Maximální změny signálu je dosaženo asi 6–9 sekund po začátku stimulace
• Po této době se již intenzita signálu nemění (stav nasycení při dlouhotrvající stimulaci – tzv. fáze plateau)
• 3. Pokles BOLD signálu
• Po skončení stimulu dojde ke snížení synaptické aktivity, což vede k ukončení luxusní perfuze dané oblasti
• 4. Poststimulační přestřelení (undershoot)
• BOLD odezvy do negativních hodnot
• Pravděpodobně se jedná o přetrvávání zvýšené extrakce kyslíku či zvýšeného objemu krve v dané oblasti při návratu krevního průtoku k normálu
• 5. Definitivní návrat signálu
• Na počáteční klidovou hodnotu cca po 20 sekundách od ukončení stimulace

Experimentálně je prokázáno, že hemodynamická odezva se objeví i po velmi krátkém stimulačním podnětu, trvajícím např. jen desítky až stovky milisekund.

• Její amplituda bývá s kratším podnětem menší, ovšem její základní časové proporce se téměř nemění.
• Dobu vývoje a opětovného ustálení musíme tedy uvažovat přibližně 20 sekund
• =jsme schopni pomocí BOLD fMRI měřit i velmi krátce trvající aktivitu
• =měřený průběh BOLD signálu časově neodpovídá průběhu neuronální aktivity [3]

Možnosti FMR

• Plasticita mozku v odpovědi na lézi
• Kromě prospěšné mozkové plasticity se zvažuje i plasticita maladaptivní, která naopak vede k manifestaci neurologické choroby.
• Výhledově se počítá s možností předpovědět odpověď pacienta na terapii (farmakologickou, behaviorální).
• U rezistentních epilepsií, kde se zvažuje chirurgická resekce, není jednoduché odpovídající epileptogenní ložisko lokalizovat.
• Funkční MRI je možno použít i u fokálních záchvatů, pokud ovšem nevyvolávají pohyby hlavy, které by byly zdrojem artefaktů ve fMRI
• Další možností fMRI je použití v kombinaci se simultánně snímaným EEG
• Na EEG se detekuje interiktální epileptiformní aktivita (např. hroty) a po konvoluci s hemodynamickým modelem se v klidových BOLD datech naleznou mozkové regiony, které vykazují odpovídající změny MR signálu po každém epileptiformním výboji na EEG.
• Akvizice EEG v MR přístroji je však technicky náročná, je třeba zabránit ohrožení pacienta elektrickým proudem indukovaným v EEG svodech a naopak MR gradienty způsobují výrazné artefakty v EEG záznamu.
• Funkční MR v širším smyslu – PWI – v akutní fázi ischemického iktu napomáhá stanovení prognózy úpravy řečového deficitu
• I v chronické fázi po CMP může fMRI poskytnout indikátory prognózy pro potenciální zlepšení funkce.
• Porucha vazodynamiky ipsilaterálně ke karotickému uzávěru
• Zmenšení aktivní oblasti motorického kortexu, ale specificky především snížením, rozšířením a opožděním hemodynamické odpovědi.
• Zhodnocení rizika pooperačního neurologického deficitu
• Výběr pacientů pro invazivní intraoperační mapování
• Navádění při samotném operačním výkonu (neuronavigace). Výhodou je, že u peroperační navigace lze funkční BOLD data inkorporovat do virtuálního 3D modelu mozku, dle kterého se operuje.
• Prakinsonova choroba - snížená aktivace frontálních oblastí pří volním pohybu.
• Tato relativní hypoaktivita může být částečně upravena dopaminergní terapií, optimálně je třeba studovat L-DOPA-naivní pacienty.
• Porušení funkční konektivity mezi mozečkem, bazálními ganglii a gyrus cinguli u spinocerebelární ataxie
• Amyotrofická laterální skleróza, progresivní neurodegenerativní onemocnění horního a dolního motoneuronu
• Motorický deficit, stejně jako u CMP a RSM
• Aktivované senzorimotorické sítě u ALS podávají podobný obraz
• Rozšíření aktivace na oblasti, které jsou u zdravých méně zapojené, případně aktivované jen nejsložitějšími pohyby
• Vzorce aktivace ukazují, že první reakcí senzorimotorického systému na demyelinizační lézi s klinickým korelátem parézy je zvýšení aktivity celého systému, po němž následuje postupný návrat k normální úrovni při úpravě parézy
• Aktivita systémů sloužících pozornosti, paměti epizodické a krátkodobé je rovněž zvýšená a stejně jako u motoriky, toto zvýšení koreluje s celkovým zatížením mozku demyelinizačními lézemi.
• Časná detekce Alzheimerovy demence [1]
• Aktivační úlohy byly zaměřeny např. na epizodockou paměť, sémantické rozhodování či vyšší vizuální funkce [2]
• Změněné vzorce mozkové aktivace při vyšetření paměťových úloh [1]
• Podobný princip byl použit i u Huntingtonovy nemoci [1]
• Funkční zobrazování (původně radionuklidové) pomohlo identifikovat
• Funkční lézi v mozkovém kmeni u migrény [1]
• Funkční lézi v hypotalamu u cluster headache – syndromu nakupených bolestí hlavy. U cluster headache je možno funkčně lokalizované patologické ložisko následně terapeuticky ovlivnit hlubokou mozkovou stimulací. [1]
• Přední cingulární kortex hraje pravděpodobně významnou roli v patofyziologii vzniku endogenní deprese. Podle některých studií je deprese spojována s hyperaktivitou v této korové oblasti, efektivní farmakologická léčba naopak s její normalizací. [2]
• Pacienti se schizofrenií mají zase např. určitý sklon ke sníženému stupni lateralizace řečového kortexu a dysfunkci prefrontálního kortexu ve srovnání se zdravými dobrovolníky [2]

Slabá místa fMR

• Senzitivita fMRI vyšetření se může dramaticky změnit po nevelké změně vyšetřovacího protokolu
• Změna BOLD signálu je ovlivněna faktory, které nesouvisí s mozkovou patologií (např. z medikace pacienta benzodiazepiny, kofein, indometacin)
• Šum je ovlivněn i faktory, které nesouvisí s činností mozku vůbec (známé pohybové artefakty)
• Všechny tyto faktory ovlivňují velikost, a tedy hranice zmapované funkční oblasti.
• V předoperačním mapování může ovšem mít přesné určení těchto hranic a jejich vztahu k plánované resekci významný dopad na pooperační deficit, vzdálenost okraje aktivace od léze > 10 mm považují některé práce za bezpečnou
• V okolí tumoru popsán i falešně negativní BOLD efekt způsobený zřejmě abnormálními tkáňovými poměry nebo vaskulaturou. Může způsobit chybění aktivace lateralizované struktury, případně obraz změněné hemisferální dominance
• Na tento jev upozorní diskrepance s jinými mapovacími metodami, jako je elektrická kortikální stimulace
• Aktivace funkčních oblastí snížena při klinickém deficitu příslušné funkce.
• Například při zpomalení řečové produkce se sice (u zdravých dobrovolníků) stále dají detekovat řečové oblasti, ale snížená BOLD odpověď se projeví zmenšením aktivních oblastí a změnou hemisferální lateralizace.
• Onkologie: T.č. ještě neproběhla žádná studie ve striktním formátu randomizované klinické studie, aby definitivně prokázala přínos předoperačního fMRI pro výsledný klinický stav [1]
• K tomu, abychom dokázali odlišit na experimentu závislé změny signálu od šumu zdaleka nepostačuje pouhé srovnání 2 snímků (klid verzus aktivita) dané oblasti mozku. K dostatečné statistické robustnosti výsledků je nutno získat daných snímků hned několik desítek. Celý objem mozku (např. 32 řezů) tedy snímáme několikrát jak při aktivním provádění dané úlohy (např. vymýšlení slov, pohyb končetinou, reakce na určitý podnět), tak v klidu (resp. při provádění kontrolní úlohy), a výsledky následně statisticky vyhodnocujeme. [2]
• Při interpretaci funkčních výsledků je vždy nutná velká obezřetnost. Musíme si uvědomit především statistickou povahu výsledků fMRI. Aplikace uniformního souboru parametrů při zpracování a hodnocení vyšetření může vést při velké interindividuální variabilitě na jedné straně k nadhodnocení, na druhé straně k podhodnocení výsledků (významnosti a rozsahu aktivace). [2]
• Přítomnost edému, postiradiačních změn apod. navíc ovlivňuje mikrovaskulaturu v okolí nádoru a tím i schopnost detekovat v příslušných oblastech hemodynamickou odezvu. [2]

Literatura:

[1] FUNKČNÍ ZOBRAZOVÁNÍ MOZKU POMOCÍ FUNKČNÍ ZOBRAZOVÁNÍ MOZKU POMOCÍ, MAGNETICKÉ REZONANCE V NEUROLOGII MAGNETICKÉ REZONANCE V NEUROLOGII, doc. MUDr. Ing. Petr Hluštík, Ph.D., MUDr. David Horák, doc. MUDr. Roman Herzig, Ph.D., prof. MUDr. Petr Kaňovský, CSc., Neurologická klinika LF UP a FN,Olomouc, Radiologická klinika LF UP a FN, Olomouc, www.solen.cz/pdfs/neu/2008/02/07.pdf
[2] FUNKČNÍ MAGNETICKÁ REZONANCE – FUNKČNÍ MAGNETICKÁ REZONANCE – ÚVOD DO PROBLEMATIKY ÚVOD DO PROBLEMATIKY, MUDr. Pavel Chlebus, Ing. Michal Mikl, doc. MUDr. Milan Brázdil, Ph.D., doc. MUDr. Petr Krupa, CSc., I. neurologická klinika LF MU, FN u sv. Anny, Brno, Klinika zobrazovacích metod LF MU, FN U sv. Anny, Brno, Ústav biomedicínského inženýrství, FEKT VUT v Brně, www.solen.sk/index.php?page=pdf_view&pdf_id=1802&magazine_id=3
[3] fmri.mchmi.com/main_index.php?strana=12

MR spektroskopie - MRS

• Je metoda, která prostřednictvím in vivo měření NMR spekter některých izotopů
• 1H
• 13C
• 31P
• Umožňuje získávat informace o řadě biochemických a metabolických procesů
• Dominantní postavení t.č. v in vivo MRS aplikacích má izotop vodíku 1H
• Je přítomen ve všech biologicky významných molekulách
• Má velkou magnetogyrickou konstantu - poskytuje největší NMR signál

• V mozku je obsaženo velké množství metabolitů, z nichž však jen málo lze úspěšně měřit.
• V poli 9.4 T
• ultrakrátkého echo-času TE = 1 ms lze dobře rozlišit spektra:
• N-acetylaspartát (NAA)
• N-acetylaspartátglutamát (NAAG)
• Gama-aminomáselná kyselina (GABA)
• Aspartát
• Glycin
• Cholinové sloučeniny (glycerofosforylcholin, fosforylcholin)
• Kreatin (Cr)
• Fosfokreatin (PCr)
• Glutamát (Glu)
• glutamin (Gln)
• Glutation
• Myo-inositol (mI)
• Scyllo-inositol (Ins)
• taurin (Tau)
• Laktát (Lac)
• Fosforyletanolamin
• glukóza (Glc)
• Signály některých dalších metabolitů se mohou v NMR spektrech mozku objevit v důsledku patologických změn:
• Etanolu
• Acetátu
• Alaninu
• Sukcinátu
• Fenylalaninu
• Histidinu
• tuků apod. [1]
• Ve spektrech naměřených s krátkými echo-časy jsou v protonových spektrech přítomny relativně silné signály pohyblivých makromolekul
• proteinů
• Peptidů
• Polypeptidů [1]
• Při krátkých echo-časech cca 30 ms
• Jak v 1.5T i 3T lze měřit pouze:
• Alifatické protony
• Metabolitů NAA
• Cho
• TCr (Cr + PCr)
• Myoinositolu
• Glx (Glu + Gln) [1]
• Při echo-časech delších než cca 100 ms lze pak měřit už jen:
• úzké singlety metylových skupin obsažených v molekulách NAA
• Cho
• Cr/PCr [1]
• Teoreticky by citlivost MR měření měla růst lineárně s intenzitou základního magnetického pole B0.
• Při zvětšování B0 mírně
• Narůstá spin-mřížkový relaxační čas T1
• Zkracuje se spin-spinový relaxační čas T2
• Úměrně s polem narůstají lokální nehomogenity pole vyvolané nehomogenitou magnetické susceptibility
• Při zvětšení magnetického pole z 1.5 na 3.0 T dochází ke:
• Zvýšení citlivosti měření pouze o cca 30–40%
• Spektrální rozlišení neroste v důsledku působení několika faktorů lineárně s magnetickým polem, jak předpokládá teorie
• Přesto je přechod na silnější magnetická pole určitě přínosem pro další rozvoj jak in vivo MR spektroskopie, tak i některých dalších MR modalit. [1]

Slabiny a úskalí MR spektroskopie

Kvantitativní vyhodnocování metabolitů z naměřených MR spekter je značně komplikováno tím, že intenzita MR signálů metabolitů je složitým způsobem ovlivňována řadou parametrů, determinovaných jednak:

• Vlastnostmi měřených tkání
• Spin-mřížkový a spin-spinový relaxační čas T1 a T2
• Přenos magnetizace
• Použitými měřicími sekvencemi
• Excitačními vlastnostmi RF pulzů použitých v přípravných i čtecích periodách
• časováním těchto period – volbou echo-časů (TE), opako-vacích period (TR) apod. [1]
• Artefakty vyplývající z toho, že malé signály metabolitů jsou měřeny v přítomnosti o několik řádů větších signálů protonů vody a v některých případech i velmi silných signálů protonů podkožního tuku. Těmto artefaktům je nutné čelit účinným potlačením silných MR signálů vody a tuku [1]
• Teprve v posledních letech se do klinické praxe dostávají ve větší míře 3 T MR systémy. [1]

Základní měřicí techniky protonové in vivo MRS

Jednovoxelová spektroskopie (single voxel spectroscopy – SVS)

• Naprostá většina dosud publikovaných protonových in vivo MR spekter byla naměřena SVS metodou.
• Při měření technikou SVS jsou MR data snímána většinou z krychlí o objemu 2–8 ml, nazývané oblasti zájmu (volume of interest – VOI) a jsou lokalizovány s využitím MRI navigace do požadované oblasti mozku.
• VOI je definován jako průsečík tří ortogonálních rovin vymezovaných třemi po sobě jdoucími kmitočtově selektivními RF pulzy aplikovanými v přítomnosti příslušných gradientů magnetického pole. K lokalizaci VOI slouží:
• Metoda STEAM (stimulated-echo acquisition mode) - nevýhody:
• Ztráta poloviny signálu, a tím teoreticky poloviční citlivost ve srovnání s metodou PRESS
• Větší citlivost k mikro i makroskopickým pohybům
• Metoda PRESS (point-resolved spectroscopy) nevýhody:
• Používání selektivních 180° pulzů pro generování spinového echa
• Excitační profil těchto pulzů je horší než u 90° pulzů a pro dosažení stejné šířky vymezení jsou jejich výkonové nároky cca 10× větší.
• Kontaminace měřených dat signály z nežádoucích signálových stezek.
• PRESS se přednostně používá pro lokalizaci VOI v měřeních s dlouhými echo-časy.

• Jednovoxelové MRS techniky
• Jsou relativně jednoduché, ale z hlediska množství informací získávaných v daném měřicím čase jsou velmi neefektivní.
• Pravoúhlý tvar VOI a přesnost jeho vymezení nemusí být ideální,
• Nelze mnohdy plně využít

• Sekvenční měření spekter z více voxelů metodami SVS
• Je časově velmi náročné
• Nežádoucích efektů na vyšetřované osoby
• Rostoucích finančních nákladů

Spektroskopické zobrazování (spectroscopic imaging – SI, chemical shift imaging – CSI)

• Informace současně z mnoha voxelů
• Vhodné kombinace spektroskopických a zobrazovacích technik. [1]
• Výsledný poměr signál/šum v zásadě odpovídá analogickému SVS měření s toutéž délkou měření a toutéž velikostí voxelu. [1]
• Techniky SI podstatně náročnější než jednovoxelové jak z hlediska akvizice dat, tak i jejich interpretace. [1]
• Okrajové části mozku - zobrazení je zatížené mnohdy výraznými deformacemi magnetického pole vlivem velkých změn magnetické susceptibility na rozhraních vzduch–tkáň, kost–tkáň.
• Kromě toho se v těchto oblastech může RF pole značně odlišovat od nominálních hodnot. Společně s efekty vířivých proudů, může značně komplikovat potlačování silných a mnohdy i silně deformovaných signálů vody a podkožního tuku.
• Z těchto důvodů byla až doposud naprostá většina SI měření prováděna při dlouhých echo-časech (delších než 100 ms), kdy jsou uvedené nežádoucí efekty potlačeny.
• V klinické rutině se SI měření s krátkými echo-časy začínají provádět v omezené míře až v posledních letech.
• Pro dobré spektrální rozlišení je nutné aby nehomogenita magnetického pole v každém voxelu byla co nejmenší (do značné míry určeno nehomogenitou magnetické susceptibility)
• Ta bude tím menší, čím menší bude rozměr měřeného voxelu, tzn. čím větší bude prostorové rozlišení
• Zvětšením prostorového rozlišení rostou nároky na dobu měření
• Při fázově kódovací matici 24×24×12 je při opakovací periodě 0.5s a 25% redukci použitím váhování v k-prostoru zapotřebí cca 45 minut. Zkrácení doby lze dosáhnout např.:
• Vhodným kódováním prostorové informace v průběhu akvizice
• U MR skenerů s kvalitním gradientním systémem užít spektroskopické techniky planárního echa – EPSI (echo planar spectroscopic imaging)
• Lze snížit dimenzi fázového kódování, a tím délku měření zkrátit o řád
• Paralelní akvizice několika detekčními cívkami
• Pulsní sekvence s omezením saturace

Chemické posuny - Chemical shift - CS

• CS rezonančního kmitočtu atomového jádra vypovídají o molekule, jejíž jsou součástí.
• Metabolity jsou identifikovány na základě chemických posunů jejich rezonančních čar vzhledem ke známému standardu – tetrametylsilanu (TMS) a udávají se v relativních jednotkách ppm (miliontinách rezonančního kmitočtu), jejichž výhodou je nezávislost na intenzitě magnetického pole.
• Osa chemických posunů se ve spektrech tradičně orientuje tak, že hodnoty posunu rostou zprava doleva:
• CS 2,02 ppm
• Nejblíže k TMS - signál aminokyseliny N-acetylaspartátu – NAA
• Neuronový markér
• OK koncentrace 8–9 mM
• Klesá při velkoobjemových lézích, demenci apod. procesech vedoucích ke ztrátě neuronů
• CS 2,5 a 2,6 ppm (vlevo od maxima)
• Rovněž signály NAA
• Signály glutamátu a glutaminu
• V poli 1,5 T jejich spektra nerozlišitelná (souhrnně označovány jako Glx)
• V poli 3 T je rozlišení částečné
• Poměr Glu/Gln je cca 5
• CS 3,03 ppm
• Rezonanční čára (pík) metylové skupiny kreatinu – Cr/PCr
• CS 3,9 ppm
• Druhý pík – metylénový, též kreatinu
• Kreatin je amin, markér energetického metabolizmu
• Pokles svědčí o energetickém deficitu
• Koncentrace se mění i při různých onemocněních poměrně málo
• Slouží často jako vnitřní standard při porovnávání relativních koncentrací metabolitů
• CS 3,22 ppm
• Látky obsahující cholin – Cho
• Považován za nejvýznamnější signál v MRS mozku
• Markérem porušování buněčných membrán
• Změny indikují změny probíhající v buněčných membránách
• Koncentrace se zvyšuje zejména při nádorových onemocněních
• „Higher grade“ nádory jsou obvykle provázeny výrazným zvýšením koncentrace Cho
• Při akutní demyelinaci
• CS 3,56 ppm
• První multiplet myo-inositolu – mI
• CS 4,06 ppm
• Druhý multiplet myo-inositolu
• Je to základní osmolyt
• Koncentrace se zvyšuje např. při:
• Gliových nádorech
• Alzheimerově chorobě
• Změny indikují patologické změny astrocytů
• CS 0,9 a 1,2–1,5 ppm
• Při některých onemocněních se v 1H MR spektrech signály tuků
• Markéry destrukce buněčných membrán
• Koncentrace tuků se zvyšuje zejména při:
• Nádorových onemocněních
• Abscesech
• Radiační nekróze
• CS 1,33 ppm
• Dublet laktátu
• Koncentrace jsou zvýšeny při:
• Akutní mozkové mrtvici
• „high grade“ nádorech, např. glioblastomech (důsledek anaerobní glykolýzy)

• „Low grade“ gliomy, akutní demyelinace
• Zvyšuje Cho
• Klesá NAA a Cr
• „High grade“ nádory
• Zvýšením koncentrace tuků, laktátu i cholinu
• U abscesů
• Zvýšení koncentrací tuků a aminokyselin (0,9 ppm)
• Nikoliv Cho
• Obdobně lze navzájem odlišit recidivující multiformní glioblastom od radiační nekrózy, ve které je koncentrace Cho nezvýšena.

Epilepsie

• Signifikantní abnormality v 1H MR spektrech
• Přítomnosti patologických metabolických procesů
• Meziotemporální epilepsie
• Nejčastěji indikována k epileptochirurgickým řešením
• 1H MRS může velmi účinně přispět k lateralizaci epileptogenních zón před zvažovanými chirurgickými zákroky
• Nejvýznamnějším nálezem je u těchto nemocných pokles signálu NAA, odrážející buď úbytek nebo dysfunkci neuronů.
• Někdy je pozorováno zvětšení signálu Cr a Cho v epileptogenních zónách.
• Nárůst Cho bývá připisován glióze
• Změny Cr a Cho, a tedy i poměry NAA/Cr a NAA/Cho, však nemusí poskytovat spolehlivé informace.
• Sledování změn glutamátu, glutaminu a zejména GABA vzhledem k nízkým koncentracím a multipletové struktuře jejich spekter realizovatelné jen ve velmi omezené míře.
• Někdy objevit signál laktátu jako důsledek aktivované anaerobní glykolýzy.
• Může sloužit jako přímý markér aktivity epileptických záchvatů
• 1H MRS u extratemporálních epilepsií je problematičtější než u meziotemporální epilepsie
• Ložiska mohou být u extratemporálních epilepsií velmi rozsáhlá a špatně definovaná.

Mozkové nádory

• Intrakraniální nádory 5–10 % všech primárních nádorových onemocnění
• Základní metodou pro stanovení typu a stupně malignity (WHO grade) je stále ještě histopatologické vyhodnocování biopsií
• Vzhledem k rizikovosti se zvětšuje význam 1H MRS jako neinvazivní „biopsie“ pro přípravu neurochirurgických zákroků, monitorování odezvy nádorů na neurochirurgickou léčbu, včasnou detekci recidivujícího nádorového bujení apod.
• Většinu intrakraniálních nádorů vyskytujících se v dospělosti tvoří gliomy
• Z nich nejčastější jsou:
• Astrocytomy s řadou histologických forem
• Meningeomy
• Metastázy
• Diagnostiku těchto nádorů a jejich diferenciace největší pozornost in vivo 1H MRS

Astrocytomy

• NAA klesá ve všech typech astrocytomů
• Náhrady zdravých neuronů infiltrujícími nádorovými buňkami
• TCho v nádorech se zvyšuje
• Syntézy buněčných membrán a nárůstu počtu buněk
• MI a tCho zvýšení je markérem low-grade astrocytomů
• TCho narůstá
• S malignitou přibývá nenekrotických nádorů (charakterizovaných nízkou hladinou tuků)
• V high-grade nádorech
• Přítomnost nekrózy zmenšuje absolutní koncentrace metabolitů (ředění)
• Spolehlivější vyhodnocovat tyto nádory ze změn poměrů integrálů signálů metabolitů
• TCr se v astrocytech mění většinou málo
• Mírný pokles byl zaznamenán v low-grade gliomech
• Poměr tCr-tCho při dlouhém echo-času
• Dobré kritérium pro odlišení grade (a tedy malignity) astrocytomů
• S malignitou astrocytomů se zvětšuje koncentrace tuků a laktátu
• Svědčí o nárůstu podílu nekrotických a kyslíkem nedostatečně zásobených tkání.
• Kombinovaný signál mezi 1,2 a 1,6 ppm (alanin, laktát a tuky)
• Jako vhodný pro určování grade astrocytomů
• Nádorová tkáň je většinou velmi nehomogenní
• Značně komplikuje vyhodnocování
• Důležitým je odlišení astrocytomů od nenádorových lézí
• Abscesy
• Hladina tCho je nízká
• Radiační nekróza
• Poklesem koncentrací nejen NAA a tCr, ale i tCho a širokým signálem mezi 0 a 2 ppm, zahrnujícím signály pohyblivých tuků, aminokyselin a laktátu.

Metastázy

• Nelze odlišit od primárních mozkových nádorů
• Velmi obtížně se tyto metastázy rozlišují od primárních high-grade nádorů i pomocí 1H MRS

Meningeomy

• V diagnostice meningeomů hraje 1H MRS menší roli
• Snížené hladiny mI a tCr
• Vyšší hladina alaninu jako indikátory

Roztroušená skleróza (RS)

• Postižena je hlavně bílá hmota mozková
• V počáteční fázi vývoje nemusí MRI vykazovat žádné změny v bílé hmotě mozkové.
• V MR spektrech mohou být se značným předstihem viditelné zřetelné změny koncentrací zejména
• NAA zvětšování koncentrace - destrukce nebo ztráty funkčnosti axonů
• MI a celkového Cho - zvětšování koncentrací - odraz zánětů a demyelinizace)
• Demyelinizace zvyšuje koncentrace Cho, lipidů, makromolekul, volných aminokyselin
• Glióza a hyperplazie astrocytů vede ke zvýšení koncentrace mI.
• Ztráty neuronů způsobují pokles koncentrace glutamátu a glutaminu.

Traumatická poranění mozku (traumatic brain injury-TBI)

• Po úrazu mozku nacházejí ve stabilizovaném stavu
• Hladiny NAA - stupeň axonového a neuronového poškození
• Zvýšená hladina tCho svědčí o destrukci nebo naopak nebo rychlé obnově membrán anebo o přítomnosti zánětlivých procesů
• Z hlediska prognostického - velmi nepříznivá přítomnost laktátu anebo tuků ve spektrech.
• Přispět zejména k monitorování průběhu poúrazové terapie a indikování jejich případných změn.

Infekční choroby

• HIV/AIDS stimulovaných lézí
• Mozková toxoplazmóza
• Progresivní fokální leukoencefalopatie (PML)
• Primární mozkový lymfom
• MRS může přispět ke stanovení správné diagnózy
• Pro každou z těchto lézí je vhodná jiná terapie
• Toxoplazmóza (absces)
• Velký signál lipidů a laktátu
• PML
• Průměrně zvětšený signál tuků a laktátu
• Snížený signál NAA a (možná) Cr
• Normální nebo mírně zvýšený Cho, měnící se mI
• Lymfom
• Zvětšený signál lipidů a laktátu
• Zmenšený signál NAA
• Zmenšený signál Cr
• Zvětšený signál Cho
• Velmi malý signál mI
• Infekční encefalitidy
• Snížený NAA
• Zvětšený Cho a mI

Degenerativní choroby

• Monitorování progrese anebo odezvy na terapii v případě Alzheimerovy demence
• K poklesu NAA
• Odlišení Ad od jiných demencí - výrazně zvětšeným signálem mI

Ischemie / mozková hypoxie

• Poměrně dobrou citlivost k poškozením mozkových tkání vedoucím k hypoxii.
• Charakteristickým rysem hypoxie je pokles NAA
• Dle příčiny se mohou měnit koncentrace všech dalších metabolitů

Vrozené poruchy metabolizmu aj.

Literatura:

[1] 1H IN VIVO MR SPEKTROSKOPIE H IN VIVO MR SPEKTROSKOPIE V KLINICKÉ NEUROLOGII V KLINICKÉ NEUROLOGII, Ing. Zenon Starčuk, DrSc., doc. MUDr. Petr Krupa, CSc., Ing. Zenon Starčuk jr., CSc., Ing. Jaroslav Horký, Ústav přístrojové techniky AV ČR, Brno, Klinika zobrazovacích metod LF MU a FN u sv. Anny, Brno, ÚPT AV ČR, Brno www.solen.cz/pdfs/neu/2005/03/04.pdf