Manyetik Rezonans Görüntüleme
Manyetik Rezonans Görüntüleme; manyetik bir alanda elekromanyetik radyo dalgalarının vücuda gönderilmesi ve geri dönen sinyallerin görüntüye dönüĢtürülmesi temeline dayanan bir görüntüleme yöntemidir (88). Yüksek kontrast rezolüsyonu, iyonizan radyasyon içermemesi ve istenilen yönde kesitlerin elde olunabilmesi, yeni görüntüleme yöntemleri ile insan vücudunda anotomik yapıların yanı sıra fizyolojik, fizyopatolojik ve biyokimyasal değiĢikliklerin de gösterilebilmesi bugün MRG„yi en önemli görüntüleme yöntemi yapmaktadır (89).
MRG'de sinyal kaynağı olarak tek sayıda nükleon içermesi ve biyolojik yapılarda fazla miktarda bulunması nedeniyle hidrojen atomu (H+) kullanılır. Normalde dokularda rastgele dağılmıĢ olan H+ dipolleri güçlü bir manyetik alana yerleĢtirildiklerinde, dıĢ manyetik alana paralel ve antiparalel dizilim gösterirler (ġekil 18). Paralel dizilim daha az enerji gerektirdiği için, atomlardan biraz fazlası bu dizilimi antiparalel dizilime tercih eder ve böylelikle net manyetik vektör ana manyetik alana paralel olur (88,90). Buna longitudinal manyetizasyon denir. Protonlar kendi etraflarındaki spin hareketine devam ederken, bir yandan da dıĢ manyetik alanın gücü ile orantılı olarak bu manyetik vektörün aksı etrafında salınım (precession) hareketi yaparlar. Salınım hareketinin frekansı Larmour denklemi ile belirtilmiĢtir.
f = γ. Bo
f = salınım frekansı (MHz/sn), γ = gyromanyetik sabite (MHz/Tesla), Bo = manyetik alanın gücü (Tesla)
ġekil 18. Protonların dizilimleri: A-Serbest ortamda rastgele dizilim, B-Bo manyetik alanına konulduğunda manyetik alan yönüne paralel ve antiparalel dizilim (91)
29
Dokunun net manyetik vektörü (longitudinal manyetizasyon) dıĢ manyetik alana paralel olduğu için ondan sinyal alamayız. Sinyal alabilmek için manyetik vektörün 90° radyofrekans (RF) pulsu ile transvers plana yatırılması gerekir (ġekil 19). RF pulsu ana manyetik alan gücünde ve dokuya özgü Larmour frekansı ile uygulanır (88). OluĢturulan yeni durum transvers manyetizasyon adını alır ve RF pulsu kesildiğinde protonlar önceki düĢük enerjili durumlarına dönmeye baĢlarlar. Bu sırada protonların transvers manyetizasyon sağlandığında gösterdikleri faz uyumu da bozulmaya baĢlar ve longitudinal manyetizasyon tekrar artar. Bu değiĢim “free induction decay” adını alır ve sinyal kaydı bu sırada gerçekleĢtirilir. Alıcı sargılar tarafından algılanan sinyaller alternatif akıma ve sonra da bilgisayar yardımıyla görüntüye dönüĢtürülür (88,90).
ġekil 19. Z ekseninde görülen longitudinal manyetizasyona dik oluĢan Y eksenindeki transvers manyetizasyon (91)
Doksan derece (90°) RF pulsu verildikten sonra, ana manyetik alan yönündeki longitudinal manyetizasyonun %63'ünün yeniden kazanılması için gereken süre T1 relaksasyon zamanı olarak isimlendirilir ve bu süre ana manyetik alanın gücü ile dokuların iç yapı özelliklerine göre değiĢir. T1 süresi hızlı olan dokular (yağ gibi) parlak (hiperintens ), T1 süresi uzun olan dokular ise, beyin omurilik sıvısı gibi, düĢük intensitede (hipointens) görülürler (88).
Doksan derece (90°) RF pulsu verilmesinden hemen sonra transvers manyetizasyonun gücü, 90° pulstan önceki longitudinal manyetizasyonun gücüne eĢittir. Aynı zamanda protonlar arasında faz uyumu “in phase” oluĢmuĢ durumdadır. RF pulsu kesildikten hemen
30
sonra ise protonlar arası etkileĢimler sonucu faz birlikteliği bozulur ve faz kaybı “out of phase” oluĢmaya baĢlar. Transvers manyetizasyon azalır ve baĢlangıç değerinin %37'si seviyesine inmesine kadarki süre T2 relaksasyon zamanı olarak adlandırılır. T2 süresi iç ve dıĢ manyetik alan inhomojenitelerinden etkilenir, dıĢ manyetik alan gücünden bağımsızdır. Gerçek T2 süresi sadece dokuların fiziksel özelliklerinden etkilenir. Hem dıĢ alan manyetik inhomojenitelerinden, hem de dokuların fiziksel özelliklerinden kaynaklanan relaksasyona T2* relaksasyon denir (88,90).
Difüzyon Manyetik Rezonans Görüntüleme
Difüzyon, moleküllerin termal enerjileri ile oluĢan geliĢigüzel hareketidir. Basit bir fizik prensip olmasına rağmen fizyolojik fonksiyonlar açısından oldukça önemlidir. Hücre içine glukoz ve oksijen gibi önemli metabolitlerin giriĢi, kapillerlerden hücreye doğru sıvı ortamda gerçekleĢen difüzyonel harekete bağlıdır. Difüzyonel hareket moleküllerin intrensek kinetik enerjileri sonucu geliĢen randomize moleküler hareket sonucu oluĢur. Bu hareket dokunun ısısına bağlı olarak baĢlangıçtaki lokal yüksek konsantrasyonlu bölgeden, çevredeki düĢük konsantrasyonlu bölgeye doğru gerçekleĢir. Net difüzyon yönü suda çözünen moleküller için konsantrasyon gradienti yönünde; konsantrasyon gradienti bulunmayan su molekülleri için randomize olarak gerçekleĢir. MRG suyun bu hareketini değerlendirebilmek için ideal bir görüntüleme yöntemidir, çünkü difüzyonel hareketi etkilemeden hidrojen atomu nükleuslarının manyetizasyonu manipüle edilebilmektedir (92). Normal Ģartlarda difüzyon her yöne doğru gerçekleĢebilir (serbest difüzyon) ancak biyolojik dokularda su moleküllerinin difüzyonu serbest değildir. Dokulardaki hücre içi ve hücreler arası yapılarca (örneğin: makromoleküller, membranlar, organeller, myelinize dokularda myelin liflerinin Ģekilleri, sıklığı ) sınırlandırılmıĢtır (kısıtlanmıĢ difüzyon) (93-96).
Hücresel düzeydeki sıvı hareketi izotropik ya da anizotropik olabilir. Ġzotropik difüzyon, mikroyapıları rastgele dizilmiĢ ya da moleküllerin hareketine düzenli engeller göstermeyen dokularda difüzyon her yöne doğru eĢit olur. Anizotropik difüzyon hareketi ise mikroyapıları belirli bir düzenle yerleĢmiĢ olan dokularda difüzyon bir yönde diğer yönlere göre daha fazla olabilir (97).
Biyolojik dokulardaki su difüzyonu kısıtlanmasının derecesi hücre membranlarının sağlamlığı ve doku sellüleritesi ile orantılıdır (98,99). Su moleküllerinin hareketi çok sayıda intakt hücrelere sahip dokularda fazla kısıtlanmaktadır (örneğin tümör dokusu). Lipofilik hücre membranları hem intraselüler hem ekstraselüler su moleküllerinin hareketine bariyer
31
olarak rol oynamaktadır. DüĢük sellüleriteye veya hasarlı hücre membranına sahip alanlarda su moleküllerinin difüzyonu daha az kısıtlanmaktadır. DüĢük sellüleriteli çevre, su moleküllerinin difüzyonu için daha geniĢ ekstraselüler mesafe oluĢturmaktadır ve bu moleküller ekstaselüler alandan intraselüler alana defektif hücre membranlarını kullanarak serbestçe geçmektedir (ġekil 20) (100).
ġekil 20. Su moleküllerinin difüzyonu: A-KısıtlanmıĢ Difüzyon; Sellülarite ve intakt hücre membranları. ġekilde Difüzyon Ağırlıklı Görüntüleme ile değerlendirilen bir dokunun hücre ve damarlarını içeren tek vokselini temsil etmektedir. Yüksek hücresel çevreye bağlı ekstraselüler alanın daralması ve hücre membranlarının su hareketine bariyer oluĢturması nedeniyle su difüzyonu kısıtlanmaktadır, B-Serbest Difüzyon; DüĢük sellülerite ve defektif hücre membranları. DüĢük hücresel çevre artmıĢ ekstraselüler mesafeye ve böylece serbest su difüzyonuna neden olmaktadır. Defektif hücre membranları intraselüler ve ekstraselüler alan arasındaki su moleküllerinin hareketine izin vermektedir (100)
Difüzyonun temel fiziksel yönü baĢlı baĢına parçacıkların rastgele devinimleri ile değiĢen manyetik alanların salınım fazlarının açılması (defaze) ve sinyal kaybına neden olması ile iliĢkilidir. Ancak difüzyonun bu etkisi standart görüntülerde fark edilemeyecek kadar azdır. Difüzyonun bu etkisini belirginleĢtirebilmek için uygun bir sekansı difüzyona duyarlılaĢtıran güçlü gradientler kullanılır (88,101). Difüzyon ölçümü ilk defa 1965 yılında Stejskal-Tanner‟ in yöntemi ile mümkün olmuĢtur. Bu yöntemde standart spin eko sekansını
32
difüzyona hassaslaĢtırmak amacıyla 180° RF pulsundan önce ve sonra güçlü gradientler kullanılmıĢtır (ġekil 21) (102).
ġekil 21. Stejskal-Tanner’e göre Spin Echo-Echo Planar Difüzyon Ağırlıklı manyetik rezonans görüntülemede gradyant veri kazanım Ģeması. 180 derece refokus pulse’ların her iki yanına yerleĢtirilen difüzyon hassaslaĢtırıcı gradyenlere ve hızlı imaj kazanımına yardımcı olan echo-planar okuma görülmektedir (101)
Bu sekans bir yönde, belli zamandaki net su deviniminin ölçümüne olanak sağlamaktadır (88,101). Dokunun voksel baĢına sinyal yoğunluğu aĢağıdaki formülle hesaplanabilir;
SI = SI0 x exp (-b x D)
(SI0: T2 ağırlıklı görüntedeki sinyal intensitesi, D: Su molekülünün difüzyon katsayısı, b: Difüzyon duyarlılık faktörü)
b: ġu formül ile hesaplanır; b (sn/mm2) = γ2
G2 δ2 (Δ – δ/3)
(γ=gyromagnetik oran, G=difüzyon gradyan büyüklüğü, δ=gradyan difüzyon uzunluğu, Δ= difüzyon zamanı)
Bu denklemde sinyalin difüzyon ağırlığını yani b değerini uygulanan ekstra gradient pulsunun gücü ve süresi belirler. Difüzyon ağırlıklı bir görüntü elde edebilmek için uygulanan gradientler yüksek amplitüdlü ve kısa uygulama süreli olmalıdır (103). ĠliĢki Stejskal ve
33
Tanner tarafından kesin olarak tanımlanmıĢtır. Sinyal kaybının derecesi, fizikçilerin D ile gösterdikleri difüzyon sabitinin üssü ve Stejkal ve Tanner‟in b adını verdikleri kodlama gradiyentinin gücü ve süresi ile doğru orantılıdır (104).
Görüntüler değiĢtirilebilen güçlü gradiyentler ile (değiĢen b değerleri) elde edilerek ADC değerleri hesaplanabilir. ADC patofizyolojik olaylara çok duyarlıdır. Membran geçirgenliğindeki bozulma sonucu ortaya çıkan hücre ĢiĢmelerinde ilk olarak ADC etkilenmektedir. ADC‟nin belirlenebilmesi için en az iki b değeri gereklidir. Çünkü görüntü difüzyon ağırlıklı olmakla birlikte, görüntünün kontrastının bir kısmı diğer mekanizmalarla (T2 relaksasyon) oluĢmaktadır. b:0 sn/mm²‟de görüntü T2 etkisi ile oluĢmakta olup b değeri düĢtükçe görüntünün difüzyon etkisi azalmakta ve daha çok T2 etkisi ortaya çıkmaktadır. Ancak b değeri arttıkça görüntüde difüzyonun etkisi artmaktadır. Difüzyon ağırlıklı görüntülerdeki sinyal intensitesi sadece doku içindeki suyun difüzyon özelliklerinin bir sonucu olmayıp, aynı zamanda T2 uzaması gibi diğer özelliklere de bağımlıdır. Ġncelenen dokudaki difüzyon ağırlıklı görüntülerde izlenebilen fakat ADC haritasında görülmeyen T2 uzamasının ek katkısına T2 parlama etkisi denir.
Görünür difüzyon katsayı görüntüleri T2 etkisinden arındırılmıĢ olup difüzyon kısıtlaması ile T2 parlama etkisini ayırt etmektedir. T2 parlaması sorununu önlemek için DAG‟daki T2 etkisini ortadan kaldırmak gerekir. Her voksel için T2 etkisini ortadan kaldıran matematiksel hesaplamalar yapılarak ADC haritası elde edilir (104,105). ADC haritası sinyalini oluĢturan yalnızca difüzyon büyüklüğü olduğu için bu harita difüzyon yönü ve T2 etkisinden bağımsızdır. ADC haritası, ölçülen difüzyon büyüklüğünün mutlak değerini gösterir; yani kısıtlanmıĢ difüzyon ; düĢük ADC değeri-düĢük sinyal, hızlı difüzyon; yüksek ADC değeri-yüksek sinyal olarak izlenir. ADC haritası sinyal değerlerinin DAG‟ın tam tersi olduğuna dikkat edilmelidir; yani kısıtlanmıĢ difüzyon DAG‟da yüksek, ADC haritasında düĢük sinyalli, hızlı difüzyon DAG‟da düĢük, ADC haritasında yüksek sinyalli izlenir (105). Uygulamada DAG‟ın, T2 ağırlıklı görüntü ve ADC haritası ile birlikte yorumlanması yararlıdır.
Difüzyon ağırlıklı görüntüleme, görüntünün oluĢumunda difüzyonun yönü ve büyüklüğünün yanısıra T2 sinyalinin de rol aldığı yöntemdir. Her dokuda difüzyon her yöne serbest değildir (Anizotropik difüzyon). Difüzyonu belli yönlerde kısıtlayan mikroyapı dizilimleri ile uygulanan gradiyent yönüne göre difüzyonda hızlanma yada kısıtlanma söz konusudur. Uygulanan gradiyente paralel seyreden liflerde difüzyon hızlı iken, buna dik
34
olanlarda difüzyon kısıtlıdır. Bu durum myelinizasyon geliĢimi takibi gibi durumlarda olanak sağlamaktadır (88).
Trace DAG her yöndeki (x, y, z) difüzyon vektörlerinden elde edilen sinyallerin “postprocessing” iĢleme tabi tutularak ortak bir sinyalin elde edildiği difüzyon yöntemidir. Bu yöntemde difüzyonun yön bağımlılığı ortadan kalkmaktadır. Bu durumda görüntülerde sinyali oluĢturan difüzyonun büyüklüğü ve T2 sinyalidir (88).
Yüksek hareket duyarlılığı, difüzyon ağırlıklı sekansların genel problemidir. Bu sekanslar mikroskopik su difüzyon hareketine duyarlı olduğu için, görüntülenen objenin makroskopik hareketine de oldukça duyarlıdır. Tetkikin uzadığı durumlarda daha sık rastlanan hasta hareketi yanında kalp atımı, BOS veya solunum nedeniyle olan ufak hareketler bile görüntünün bozulmasına sebep olabilir. Bu nedenlerle DAG‟da çekim süresini kısaltan, yeterli sinyal kazanımına izin verecek stabil ve güçlü gradiyent pulsları sağlayabilen donanımlara ihtiyaç vardır (106-109).
Difüzyon ağırlıklı MRG; “Spin Echo”, “Turbo Spin Echo”, “Steady-state free precession” gibi puls sekansları ile uygulanabilse de günümüzde en yaygın olarak “Single Shot Echo-Planar Imaging” ile kullanılmaktadır (88). EPI yaklaĢık 100 ms‟de bir tam görüntü elde edebilen hızlı bir DAG tekniğidir (101,110). Bu nedenle EPI sekansı hareket artefaktlarına daha az duyarlıdır. Bu sekansa gerektiğinde solunum ve ve/veya kalp atımını gözleyen navigatör ekoların ve uygun zaman parametrelerinin eklenmesiyle daha kaliteli imajlar elde edilebilir. Ayrıca paralel görüntü kazanım teknikleri de eklenmesiyle sekans süresi, “Time Echo” daha da kısaltılabilir ve belli bazı artefaktları da elimine ederek imajların kalitesi daha da artırılabilir (111).
Günümüzde DAG lezyonların karakterizasyonunda, kistik ve ödematöz değiĢikliklerin ayrımında, tedaviye yanıtın belirlenmesi amacı ile tümör çalıĢmalarında, hiperakut dönemde inme tanısını koymada kullanılmaktadır. Ayrıca beyaz cevher myelinizasyonunun belirlenmesinde, dismyelinizan ve demyelinizan hastalıkların değerlendirilmesinde anizotropik difüzyon ve difüzyon tensor incelemenin yeri araĢtırılmaktadır (92).
35