Ugrás a tartalomhoz

MR képalkotás

Berényi Ervin (2011)

Debreceni Egyetem

Különleges vizsgáló módszerek

Különleges vizsgáló módszerek

Funkcionális MR képalkotás

Bevezetés

A funkcionális MR képalkotás (fMRI) célja az agy működésének, az agyi idegsejt csoportok aktivációjának térbeli és időbeli leképzése. Régóta ismert jelenség, hogy agyunk működése során akár éber állapotban, akár alvás közben, neuron csoportok jellegzetes lokalizációban összehangolt módon aktiválódnak, elektromos ingerületek ezreit indítják útnak vagy fogadják azokat és dolgozzák fel. Az idegtudományi kutatások fontos területe a központi idegrendszer funkcióinak rendszerszintű tanulmányozása és az észlelt neuronális aktivitás térbeli lokalizációja - a funkció és anatómiai hely összefüggéseinek feltárása. Állatkísérletek és humán vizsgálatok (pozitron emissziós tomográfia - PET, fMRI és elektroencephalografia - EEG segítségével) eredményeképpen számos feladat elvégzésekor aktiválódott agyi struktúrák anatómiai helyét ismerjük. Az fMRI vizsgálatok klinikai felhasználási területe az agy ilyen jellegű "térképezése", alkalmazását főleg olyan funkciók megjelenítésének lehetősége hívta életre, amik a betegek hétköznapi tevékenysége során meghatározóak. Így a modern képalkotó diagnosztikában lehetőség van például a látásért, beszédért és nyelvhasználatért felelős területek, végtagok mozgatásakor aktív agyi régiók megjelenítésére. Funkcionális MRI vizsgálatok klinikai indikációi a következők lehetnek:

• idegsebészeti tervezés: műtétet megelőző képalkotás, a funkciót leginkább megőrző műtét érdekében (beszédközpontok, mozgás vizsgálata, aktiválódott terület lokalizálása). Ez a klinikai fMRI leggyakoribb felhasználási területe,

• epilepsziás gócpont lokalizálása EEG-fMRI technika segítéségével,

• egyes agyi működéseket és következményes képességeket specifikusan érintő betegségek diagnosztikája, a diagnosztika elősegítése (pl. beszédzavarok).

A BOLD kontraszt

A klinikai gyakorlatban elterjedt fMRI képalkotó technikák alapja az ún. BOLD ("blood oxygen level-dependent" - azaz a vér oxigénszintjétől függő) kontraszt megjelenítése. Egyes feladatok (pl. végtag mozgatása) elvégzésekor együttesen aktiválódó idegsejt csoportok elektromos aktivitásán túl azok anyagcseréje is fokozódik, az agy jellegzetes módon a glükóz lebontásával (glikolízis) fedezi a szükséges megnövekedett energia igényt.

A 19. század vége óta ismert jelenség (C. S. Roy és C. S. Sherrington munkássága), hogy a neuronális működés együtt jár a helyi keringés megváltozásával, a vér áramlásának fokozódásával. E jelenséghez térben és időben is kapcsolódik az oxigént szállító fehérjemolekulák, a hemoglobin szerkezetének megváltozása a fokozott aktivitás következtében: növekszik az oxigént megkötő oxyhemoglobin (oHb) koncentrációja a kapillárisokban és vénákban, valamint csökken az oxigént nem tartalmazó, deoxyhemoglobin (dHb) vérszintje. Ez a változás „belső" kontrasztanyagként szolgálhat MRI képalkotás során, ugyanis a dHb paramágneses tulajdonsággal bír, rezonanciafrekvenciája a vízétől eltérő. Ez a paramágneses hatás kiterjed az ereket övező szövetre is, ott lokális frekvencia eltolódást és következményes jelcsökkenést okozva. Ezáltal az aktív területek magasabb perfúziója következtében a magas oHb tartalmú területek magas jelintenzitással elkülöníthetőek az agy nem aktív, fokozott perfúziót nem mutató, arányaiban magasabb dHb tartalmú területeitől. Ezt nevezzük BOLD kontrasztnak. A kontraszt az MR kísérlet során alkalmazott echo idővel egyenes arányban növekszik, így tipikusan T2 súlyozott (vagy T2*, lásd később) felvételezés során észlelhető. A változás időben késleltetett módon alakul ki, az elektromos aktivitás létrejötte, fokozódása után 1-2 másodperc elteltével kezdődik a hemodinamikai átrendeződés, ennek maximális hatására pedig 4-5 másodpercet is várni kell. A keringés és az említett hemodinamikai válasz időbeli jellegzetességeit szükséges figyelembe venni egy fMRI vizsgálatok során. Mivel a BOLD kontraszt egy adott neuron csoport "maximális" aktivitása közben is csak 1-5%-os, a zajba belevesző szignálintenzitás növekedést hoz létre, és ezért közvetlenül kevés információt hordoz, az elemi aktivációk és nyugalmi állapotok többszöri ismétlése és statisztikai feldolgozása szükséges.

Összefoglalva, az fMRI képalkotást lehetővé tévő jelenségek a következők:

• neuron csoportok összehangolt, elektromos aktivitásának fokozódása egy adott feladat elvégzése során,

• a neuronok glikolízisének fokozódása, ehhez kapcsoltan a vérátáramlás helyi fokozódása (CBF és CBV fokozódás is),

• oxyhemoglobin és deoxyhemoglobin arányának megváltozása az oxyhemoglobin javára, a deoxyhemoglobin vérbeli koncentrációjának csökkenése - ez főleg a kapillárisok és vénák szintjén észlelhető,

• a deoxyhemoglobin által okozott paramágneses hatás csökkenése az aktív területeken a "nyugalmi" állapothoz képest relatív szignálintenzitás fokozódás,

• az így létrejött kontraszt a "nyugalmi" állapothoz viszonyítva vizsgálható, statisztikai képelemzés végezhető.

fMRI: vizsgálati protokollok

Az fMRI vizsgálat során észlelhető BOLD kontraszt kismértékű, ezért az aktivációs szakok és nyugalmi periódusok többszöri ismétlése szükséges. A stimulust követő hemodinamikai és képi (jelintenzitás) változás lassan következik be, és a stimulus vége után elnyújtottan szűnik meg. Szükséges a stimulus alatt és a nyugalmi periódus alatt is felvételezést végezni, olyan technikára van szükség, ami a teljes koponyát optimálisan 2-4 másodperc alatt leképzi.

Az alkalmazott stimulusokat, azok időzítését és a nyugalmi időszakokhoz való viszonyát ún. block design elven alkalmazzuk, egymást meghatározott sorrendben követő blokkokat tervezünk. A stimulust, stimulusokat és a hozzá tartozó nyugalmi fázist együttesen epoch-nak nevezzük. A felvételezés ilyen egymást követő jellemzőit paradigmaként foglaljuk össze. Gyógyszerkísérletek során folyamatos felvételezést is végezhetünk, melynek során az oHb és dHb arány változásait nem az aktív-nyugalmi állapotok kialakításával, hanem folyamatosan is vizsgálhatjuk – ezt a speciális fMRI felvételezési módszert farmakológiai design eljárásnak nevezzük.

Tipikus fMRI felvétel során gradiens echo típusú excitációt alkalmazhatunk (T2* súlyozás), de a felvételezés gyorsítása érdekében echo planar imaging technikával (EPI) akár egy TR idő alatt is történhet a teljes k-tér leképezése. Az echo planar imaging technika során a k-tér leképezése többféle módon lehetséges, melyek a felvételi időt vagy a keletkező műtermékeket csökkentik (partial k-space, spiral fMRI).

Jellegzetes fMRI protokoll:

• Leképezés síkja: paraxialis vagy paracoronalis

• Gradiens echo vagy echo planar imaging szekvencia

• TE: 60ms (3.0T készüléken: 30ms)

• TR: 1000-4000 ms

• Képmátrix mérete: 64 * 64

• Felbontás: 2.5 * 2.5 / 3 * 3 mm, szeletvastagság: 3-5 mm

• Flip angle: 60-90º

Képfeldolgozás és az eredmények kiértékelése

A BOLD kontraszt önmagában kevés információt nyújt, a felvételek kiértékelése szoftveres feldolgozás után lehetséges. Az alkalmazott metodikának és a hemodinamika általános jellemzőinek megfelelőn hemodinamikai válaszfüggvényt hoznak létre (HRF), ami modellezi a kísérlet során várható BOLD jel térbeli lefolyását, amennyiben aktiváció történik az adott területen. A HRF és a sorozatfelvételek adatainak statisztikai elemzésével (pl. általános lineáris modell, GLM) meghatározható a szignifikánsan aktív területek térbeli helye, ezt aktivációs (tér) képnek hívjuk.

114. ábra. fMRI munkaképek és a belőlük számított aktivációs területek. A 2D axialis felvételen motoros (bal kéz), a 3D rekonstrukción beszéd (szógenerálás) aktivációs területeket láthatunk. A 3D-n a motoros beszédközpont, a Broca régió azonosítható.

Jellegzetes képi műtermékek fMRI vizsgálatok során

Az fMRI felvételek készítése és értékelése során többféle műtermékre érdemes odafigyelni. Ezeket három csoportra oszthatjuk: fizikai (akvizíciós), élettani és képfeldolgozási hibákra.

(1) Az echo planar imaging technikák sajátosságainak megfelelően előfordulhatnak B0 mező inhomogenitási műtermékek, ghosting, szuszceptibilitási és mozgási műtermékek. Az EPI felvételek nem nyújtanak geometriailag pontos adatokat, ezt részben a mágnes minél pontosabb shimmelésével lehetséges korrigálni.

(2) Élettani jelenségekhez köthető műtermék a vérkeringés hatása az észlelt fMRI jelre: nagyobb elvezető vénák környékén jelkiesést tapasztalhatunk. A szívciklussal szinkron, esetleg nagy artériák mentén pulzáció jelentkezhet. Ritka állapot epilepsiás betegeknél az ún. elektromos status epilepticus (szüntelen elektromos kisülés az agyban, látványos izomgörcsök nélkül), ilyen esetben az fMRI jel is zavart.

(3) Az fMRI képfeldolgozás előfeltétele a különböző időpontban készült felvételek (egymás utáni blokkok) térbeli illeszkedése, anatómiai fedése. Amennyiben a vizsgált alany a felvétel közben elmozdult, ez a kapott statisztikai eredményt meghamisíthatja (egy fMRI kísérlet akár fél-egy órás is lehet, így ez természetesen gyakori hiba). Ennek kiküszöbölésére képillesztést végeznek: egy időpontban készült felvételhez, vagy egy ún. agyatlasz képéhez illesztik az fMRI sorozatfelvételeit (képregisztráció). A nem megfelelően elvégzett feladat (paradigma) fals területek aktivációját okozhatja. Alacsony jel/zaj arány és kevés ismétlés elfedheti az aktivációkat a statisztikai elemzés során. Fontos a vizsgálati paradigmának megfelelő ún. hemodinamikai válaszfüggvény és hatékony statisztikai feldolgozás alkalmazása.

Betegelőkészítés fMRI vizsgálathoz

A vizsgálat kontraindikációja alapvetően nem tér el az MRI általános kontraindikációktól. A vizsgálat kontrasztanyag adása nélkül történik. A vizsgált személy az fMRI paradigmában meghatározott feladatokat pontosan kell, hogy végrehajtsa, ezért a vizsgálat előtt azt részletesen ismertetni kell vele, lehetőség szerint az alkalmazott stimulusokat is bemutatni. Fontos a beteg együttműködő képességének és általános intelligenciájának megítélése, a helytelenül végrehajtott feladat fals aktivációkhoz és magas zajhoz vezethet az elemzés során. Amennyiben a paradigma során szükséges képi vagy hang stimulus, vetítőgép vagy MR kompatibilis fejhallgató beállítása szükséges, a vizsgált alany számára interakciót nyújtó eszköz (nyomógomb) elhelyezése.

Kitekintés, érdekességek

Napjaink fMRI kutatásai széles körű klinikai és alapvető neurobiológiai kérdések megválaszolását tűzik ki célul. Az MRI technológia fejlődésével (eszközök fejlődése és számítógépes kapacitás növekedése) számos új területre betör ez a vizsgálati technika. Az fMRI vizsgálatok profitálnak a mágneses térerősség növekedéséből, nem ritka a humán kutatások során sem a 7.0 T térerősség alkalmazása, ami a térbeli feloldóképességet potenciálisan javítja. Ennek szemléletes alkalmazása lehet az agykéreg részletgazdag térképezése: lehetőségünk van olyan finom működések lokalizációjára is, mint a mozgás megtervezése (annak végrehajtása nélkül), vagy a látókérgen és kapcsolt területeken leképeződő képi információ visszafejtése, vagy hasonló módon képi információ memóriából történő felidézése során keletkezett aktivációs mintázatok megjelenítése. Komplex feladatok elvégzésekor magas szintű kognitív funkciókhoz kapcsolható struktúrák aktivitását is megjeleníthetjük, ilyen kutatások az állati, emberi viselkedés és gondolkodás megértését segíthetik.

Funkcionális felvételeket nem csak megadott feladatok elvégzése során készíthetünk. A modern kutatások egyik eszköze az ún. resting-state ("nyugalmi") fMRI alkalmazása, ahol a vizsgált személy a lehető legkevésbé intenzív "gondolati" tevékenységet végzi a kísérlet ideje alatt, vizuális, hang és egyéb ingerek hatását minimalizálják. Leírható ilyen kísérletek során is egy neurális hálózat, ami nyugalmi állapotban aktív és jellegzetesen szinkronizált területek működését mutatja. A funkcionális konnektivitás azon a feltételezésen alapul, hogy az időben hasonló lefolyású aktivációs mintázatot mutató területek egymással összeköttetésben állhatnak és egymásra gyakorolt hatásuk következménye a funkcionális szinkronizáció, ez az említett nyugalmi (de nem alvó) állapot során is észlelhető.

A funkcionális képalkotó vizsgálatok rendkívül népszerűek a kutatók körében és a tudományos eredmények kommunikálása során sokszor kiemelt szerepük van. Azonban a képalkotó diagnosztikában jártas szakembereknek szükséges a módszer korlátainak pontos ismerete, és minden ilyen jellegű eredmény kritikus értékelése. Az fMRI során kapott képi kontraszt csak közvetetten utal a valós idegi aktivitásra, több élettani folyamat eredménye. Befolyásolják a keringés paraméterei, a vénás rezerv, az anyagcsere, az alkalmazott paradigma és a feltételezett hemodinamikai válaszfüggvény. Ezen túl számos képi műtermék keletkezhet (lásd echo planar imaging technikák). A közvetlen képi információt csak statisztikai próbák és modellek alkalmazása után lehet agyi aktivitás térképezésére használni. Az alkalmazott „próbák", vizsgálati protokollok specificitása egy adott agyi rendszerre erősen szubjektív. Mindezek ellenére az fMRI egyre inkább része a rutinszerűen is alkalmazott képalkotó vizsgálatoknak, amely a hagyományos, „lokalizációs" szerepén túl az agyműködést érintő kórfolyamatok jelzője, biomarkere is lehet.

Új metodikai megközelítést jelent a diffúzió súlyozott fMRI vizsgálat, melynek során nem az aktivitás hatására bekövetkező szöveti perfúzió fokozódás által okozott oHb növekedés áll a jelintenzitás változások hátterében, hanem a vízmolekulák diffúziójának csökkenése következtében az erősen diffúziósúlyozott szekvenciákon megfigyelhető, a csökkent diffúziót jelzi jelintenzitás fokozódás. A csökkent diffúziós az aktív neuronok átmeneti megnagyobbodása, ennek következtében az intracellularis tér arányának megnövekedése okozza. Különösen izgalmas az, hogy a vizsgálattal az idegsejtek aktivitásáról közvetlenebb információt nyerhetünk, mint a másodlagosan kialakuló, a szöveti perfúzión alapuló BOLD technikával. A neuronok alakváltozását is egy válaszfüggvénnyel tudjuk leírni, melynek időbeli kialakulása megelőzi a vérátáramlás fokozódását jelző haemodinamikai válaszfüggvény megjelenését.

fMRI mérföldkövek

1890 - Charles Smart Roy és Charles Scott Sherrington – agyi vérkeringés neuronális működéshez kötött szabályozása, 1990 – Seiji Ogawa – BOLD fMRI koncepció, 1993 – Hinke és mtsai, Kim és mtsai – Broca terület fMRI vizsgálata, 1995 – Bharat Biswal – resting state fMRI és funkcionális konnektivitás hipotézise

Ajánlott irodalom, internetes webcímek

C. Stippich (2007) Clinical Functional MRI, 1st edition, Springer

Buxton, RB (2002) An Introduction to Functional Magnetic Resonance Imaging: Principles and Techniques. Cambridge University Press.

http://www.fmri.org/fmri.htm

http://www.radiologyinfo.org/en/info.cfm?pg=fmribrainű

http://neurosurgery.mgh.harvard.edu/functional/fmrimage.htm

http://humanconnectome.org/about/project/resting-fmri.html

http://humanconnectome.org/about/project/resting-fmri.html

Diffúzió-súlyozott és diffúziós tenzor képalkotás

Bevezetés

A diffúzió-súlyozott MR képalkotás (diffusion-weighted imaging, DWI) célja, hogy a szervezet víztereiben zajló vízdiffúziót képileg és kvantitatív módon jellemezze. A képi kontrasztot a szövetekben és sejtekben található vízmolekulák mikroszkopikus elmozdulásai, így következményesen a spinek saját diffúziója jelentik. Mivel az egészséges felnőtt szervezet tömegének 65-70%-át víz adja (ennek körülbelül 63%-a intracellularis, 37%-a extracellularis terekben található), optimális a vízmolekulák e tulajdonságának vizsgálata MR képalkotással. Az MR kísérletek során kapott echo nagysága a vízmolekulák diffúziójára érzékennyé tehető, ehhez a gerjesztő szekvencia módosítása szükséges. A DWI úttörői közt érdemes megjegyeznünk Stejskal és Tanner nevét, akik a víz ún. saját diffúziójának mérését lehetővé tevő módszert leírták, illetve a vizsgálatok paramétereitől függő diffúzió-súlyozás nagyságát egy egyenletben foglalták össze.

A diffúzió mérését lehetővé tevő módszer megértéséhez képzeljünk el egy spin echo kísérletet. A 90 fokos és 180 fokos impulzusok alkalmazásával létrejött echo nagysága a vízmolekulák saját diffúziójának mértékétől függővé tehető, amennyiben bármelyik síkban alkalmazva, a 180 fokos impulzus előtt és után szimmetrikusan egy-egy mágneses gradienst kapcsolunk ki és be (defókuszáló és refókuszáló gradiensek). Amennyiben a defókuszáló és refókuszáló (szimmetrikus, egyenlő nagyságú) mágneses gradiensek be- és kikapcsolása között a vízmolekulák egy helyben maradnak, a kapott echo nagyságát az alkalmazott gradiensek nem befolyásolják (stacioner spinek esete). A valóságban azonban a vízmolekulák mozgásban vannak (termikus diffúziójuk által), így egy részük nem ugyanabban a térbeli pozícióban lesz a defókuszáló és a refókuszáló erőtér alkalmazása során. Mivel térben változó mágneses teret alkalmazunk, az elmozduló spinek a refókuszáló gradiens után eltérő fázisban maradnak (fázis diszperzió), a kapott echo amplitúdója csökken, arányosan a spinek diffúziójának nagyságával.

DWI során készítünk diffúzió-súlyozás nélküli felvételt (B0 kép, T2-súlyozás), és legalább 3 irányból, diffúzió-súlyozott képet. Ezek átlagát egyszerűen DWI képnek, trace-súlyozott DWI képnek, vagy izotrópikus DWI képnek nevezzük. A lenti ábrán látható összefüggés felhasználásával a látszólagos diffúziós együttható (apparent diffusion coefficient, ADC) számolható.

115. ábra. Diffúzió-súlyozás létrehozása spin echo szekvenciával.

A diffúzió-súlyozott képalkotás fizikai és biológiai alapjai

A DWI a szervezetben található elemi vízmolekulák diffúzióján, ún. Brown-féle mozgásán alapul. Robert Brown angol botanikus virág pollenek mikroszkópos tanulmányozása során fedezte fel ezt a random mozgást, mely a szervetlen és szerves, vízben oldott vagy szuszpendált részecskék e jellegzetes mozgását is jellemzi. Az élő rendszerekben, DWI vizsgálatok során észlelt vízdiffúzió speciális, a vízmolekulák mozgását számos biológiai határfelület korlátozza. Emiatt valójában nem az adott hőmérsékletnek megfelelő, szabad víz diffúziós együtthatóját tudjuk mérni. Ezek a határfelületek a sejtalkotók, a sejtmembránok és az extracellularis tér építőelemei. Amennyiben ezek az alkotók sérülnek, megszűnnek, vagy a víztartalmat fenntartó sejtszintű folyamatok károsodnak, a sejtek duzzadnak, a diffúzió csökken, gátlást szenved (vagyis a normális, élettani állapothoz képest csökkent lesz). Ez a DWI alapú diagnosztika alapja.

Több szövetben megfigyelhető jelenség a diffúzió anizotrópiája, azaz a diffúzió nagyságának irányfüggése. Jellegzetesen olyan szövetekben tapasztaljuk ezt, ahol a korábban említett sejtalkotók térben rendezett módon fejlődtek, például az agyi fehérállomány sűrű axonmembránjai a diffúziót az axonok lefutására merőlegesen nagyobb mértékben gátolják, mint azokkal párhuzamosan. Jelentős anizotrópiát mutató szövetek tehát a fehérállomány, perifériás és agyidegek, izomszövet (szívizom is), veseparenchyma.

Diffúzió-súlyozott képalkotás klinikai felhasználási területei

Végső soron a DWI célja, hogy a szövetekben előforduló kóros diffúziógátlást (ekkor: DWI trace-súlyozott képeken szignálintenzitás fokozódás, ADC csökkenés!) megjelenítse. A biológiai diffúzió gátoltságát létrehozó mechanizmusok sérülése akár intra- akár extracellularisan a diffúziós tereket megváltoztatja, az ADC is megváltozik.

A DWI legfontosabb alkalmazása az akut ischaemiás stroke diagnosztikája (cerebralis infarctus). A keringésből kizárt agyterületen a perfúzió csökken, megszűnik, a sejtek anyagcseréje zavart szenved (ez perfúziós CT-vel vagy MRI-vel mérhető). A neuronok és egyéb agyi sejtek adaptációs képességei miatt ezt egy bizonyos mértékig elviselik, azonban első fázisban a sejtek duzzanata alakul ki. Ennek következtében az intracellularis tér volumene az extracellularis tér kárára növekedik. Ez a diffúzió gátlását eredményezi. Ezt a sejtkárosodást a DWI korán (1-2 óra leforgása után) képes diagnosztizálni. Tehát akut vascularis laesiók (stroke) a DWi felvételeken csökkent diffúzióra jellemző magas jelintenzitást mutatnak, mely az ADC érték csökkenésével jár. A sejtek pusztulását követően a diffúzió újra fokozódik, az ADC érték nő. Régi, krónikus laesiók (tehát hónapokkal, évekkel ezelőtt lezajlott) esetén a vízdiffúzió inkább a szabad folyadékokra emlékeztet, az ADC érték emelkedett.

A DWI egyéb fontos klinikai felhasználási területei a következők.

• epidermoid (diffúziógátlás) és arachnoid ciszta elkülönítése (nincs diffúziógátlás)

• agytályog (diffúziógátlás) és cysticus tumor elkülönítése (nincs diff. gátlás)

• általánosságban cysticus vagy solid szöveti tulajdonság megítélése (focalis laesiók esetén)

• oedema megjelenítése

• a fehérállomány normális fejlődésének (myelinizációjának) megítélése újszülött kortól

• fehérállomány károsodásának kimutatása (pl. fertőzések, anyagcsere-betegségek következtében)

• sclerosis multiplex laesiók pontosabb jellemzése ADC érték alapján

• gyulladásos folyamatok kimutatása (pl. herpes encephalitis, meningitis)

Diffúziós tenzor képalkotás

A diffúziós tenzor képalkotás (diffusion tensor imaging, DTI) egyes biológiai szövetek anizotrop diffúziójának megjelenítésén és annak jellemzésén alapul. A diffúzió-súlyozott képalkotástól mindössze annyiban tér el a vizsgálat, hogy a diffúzió-súlyozó gradienseket a tér több irányában alkalmazzuk (6-128; Multiple Pulse Gradients-MPG), így a megtudhatjuk, hogy a tér egy adott részén, egy voxelben zajló diffúzió nagysága mekkora a tér egyes irányaiban, és "mennyire anizotrop" az. Ennek a jellemzésnek az alapja a tenzor-modell, ami a fő diffúziós irány meghatározását lehetővé teszi, valamint az arra merőleges két tengely mentén történő diffúziót is jellemzi. Hasonlóan a DWI-hez, kiszámolhatjuk az átlagos látszólagos diffúziós együtthatót (ADC), de a tenzor, mint matematikai objektum elemeinek meghatározásával másodlagos értékeket is kaphatunk: ezek közül talán legfontosabb a frakcionális anizotrópia (FA). Az FA képeken a voxelek értéke 0, hogyha a diffúzió teljesen izotrop (a tér minden irányába egyenlő, gömb alakú, pl. szabad folyadékok). Az érték 1, ha teljes mértékben anizotrop (csak egy irányba történik diffúzió, például egy teljesen zárt mikroszkopikus csőrendszerben). Fontos tudnunk, hogy a fehérállomány FA értéke magas, 0.5 vagy a feletti, a szürkeállományé pedig ennél alacsonyabb (0.2-0.3). Létrehozhatók olyan képek is, ahol színkóddal vagy vektorokkal jelöljük a voxelben megfigyelt diffúzió fő irányát.

116. ábra. A legfontosabb, DWI és DTI adatokból származtatható képféleségek.

DWI és DTI: vizsgálati protokollok

DWI során először készítünk egy olyan képet, melynél a diffúzió-súlyozó gradiens nincs bekapcsolva, ez a B0 felvétel, amely T2-súlyozott. Ez után egy vagy két felvételsorozat készül, két különböző b-faktor értékkel, 3 különböző, egymásra merőleges diffúzió-súlyozó gradienssel. A Stejskal-Tanner összefüggés felhasználásával diffúziós együttható képet (ADC) számolhatunk. DTI alkalmazása során egy vagy több B0 felvétel készül, majd egy b-faktor értékkel, több diffúzió-súlyozó irányt (MPG) alkalmazunk. A tenzor számítás után itt is becsülhető az ADC, de ehhez legalább 6 MPG szükséges, 12-32 ajánlott. A DWI szekvencia időtartama 1-2 perc, míg a DTI 3-8 perc alatt elkészül. Értelemszerűen ha DTI-t készítünk, DWI felvételezésre nincs szükség.

Jellegzetes koponya DWI protokoll

• Leképezés síkja: axialis

• Echo planar imaging szekvencia (EPI)

• TE: 85-100 ms

• TR: 1000 ms (DWI) 9-10.000 ms (DTI)

• Képmátrix mérete: 128 * 128

• b-faktor: 600-1000 s/mm2

• Diffúzió-súlyozó gradiensek száma: 3 (DWI), 6-32 (DTI)

• Felbontás: 1.5 * 1.5 mm, szeletvastagság: 2-5 mm

Diffúziós tenzor képalkotás és a traktográfia

A DTI minden egyes voxelben jellemzi a víz biológiai, anizotrop diffúziójának legfőbb irányát, valamint annak nagyságát. Ezen túl a tenzorok a fő diffúziós irányra merőleges komponenseket is jellemzik. Korán felfigyeltek arra, hogy a rendezett axonkötegekből felépülő fehérállomány anizotrop diffúzióval bír, és az így meghatározott fő diffúziós irányok jól megfelelnek az anatómiailag ismert rostlefutási irányoknak. Azt a számítógépes képfeldolgozó és megjelenítő módszert, mely a DTI adatokból a nagy fehérállományi pályákat háromdimenziós rostrendszerként ábrázolja, traktográfiának hívjuk (fibertracking, tractography). A főbb fehérállományi képletek megjelenítése így normál és kóros körülmények közt is lehetséges, azok lefutása követhető. Ábrázolhatjuk két, tetszőleges agyi területet összekötő pályákat is.(strukturális konnektivitás).

117. ábra. DTI és 3D T1W felvételekből készített rekontrukció műtéti tervezéshez (3D Slicer alkalmazása; Surgical Planning Lab, Brigham and Women’s Hospital, Harvard Medical School, MIT)

Diffúziós tenzor képalkotás klinikai felhasználási területei

A DTI célja a klasszikus diffúziós képek akvizícióján (DWI és ADC) kívül a frakcionális anizotrópia (FA) megjelenítése, valamint a lokális diffúziós irányok ábrázolása, például színkódolt FA képeken. Minden olyan betegség, ami az anizotrópiát létrehozó sejtalkotókat károsítja az FA értékének csökkenéséhez vezet. Erre jó példa az axonok sérülése, akár sejtkárosodás, akár demyelinizáció útján. A DTI hozzáadott értékét a következő esetekben lehet kamatoztatni:

• idegsebészeti tervezés, fehérállományi képletek traktográfiás ábrázolása (tumor által eltolt pályák azonosítása)

• fehérállományi képletek, nagyobb agyi pályák fejlődésének, anatómiai konfigurációjának megítélése (pl. corpus callosum agenesia)

• pályarendszereket specifikusan érintő betegségek diagnosztikája (pl. amyotrophiás lateralsclerosis, ALS)

• szöveti karakterizáció, FA érték meghatározása tumorok esetében

• diffúz axonális károsodás megítélése, traumás agykárosodás esetén

Jellegzetes képi műtermékek DWI és DTI vizsgálatok során

• az EPI szekvencia geometriailag nem pontos képet hoz létre

• mivel a k-teret általában egyetlen excitáció után képezzük le, ez idő alatt történt elmozdulás jelentős torzulást okozhat

• az alkalmazott EPI szekvencia a mágneses szuszceptibilitás lokális különbségeire érzékeny, tehát olyan szövetek találkozásánál, ahol a szuszceptibilitás jelentősen eltér: orr-, homloküreg, mastoid cellák.

• a gyorsan be- és kikapcsolt mágneses erőterek a vizsgált szöveti rendszerben ún. eddy áramokat hoznak létre (a változó erőtér által helyileg indukált elektromos áram), amik lokális frekvencia eltolódást okoznak és műterméket hoznak létre

• a DWI és DTI érzékeny lehet élettani eredetű mozgásokra is, szívciklus eredetű pulzációkra

DWI és DTI mérföldkövek

1965 ¬– Stejskal és Tanner leírják a víz sajátdiffúziójának mérését lehetővé tevő szekvenciát és a b-faktor fogalmát bevezetik (diffúzió súlyozás nagysága), 1986 – Le Bihan és munkatársai a diffúzió-súlyozott képalkotó szekvenciát és annak biológiai hátterét leírják, 1990 – Moseley: a fehérállomány diffúziója anizotrop, 1996 – Basser és Pierpaoli javasolják a matematikai tenzorok alkalmazását a szövetek diffúziós anizotrópiájának jellemzésére (DTI), 1999-2002: Conturo, Mori, Westin és több más kutató: diffúziós tenzor traktográfia.

Ajánlott irodalom, internetes webcímek

Heidi Johansen-Berg & Timothy E.J. Behrens (2009) Diffusion MRI, From quantitative measurement to in-vivo neuroanatomy.

http://en.wikipedia.org/wiki/Diffusion-weighted_MRI

Luypaert, Boujraf. Diffusion and perfusion MRI: basic physics. European journal of radiology. 2001 Apr;38(1):19-27.

Le Bihan, Poupon. Artifacts and pitfalls in diffusion MRI. J Magn Reson Imaging. 2006 Sep;24(3):478-88.

Hagmann, Jonasson. Understanding diffusion MR imaging techniques: from scalar diffusion-weighted imaging to diffusion tensor imaging and beyond. Radiographics. 2006 Oct;26 Suppl 1:S205-23.