Erresonantzia magnetiko bidezko irudigintza

Wikipedia(e)tik
Hona jo: nabigazioa, Bilatu
T1 haztapenarekin lortutako Gizaki baten buruaren MRI ebaki sagitala

Erresonantzia magnetiko bidezko irudigintza (ingelesez Magnetic Resonance Imaging, MRI) objektu baten barnealdea aztertzeko erresonantzia magnetiko nuklear deritzon fenomenoa darabilen prozedura ez-inbaditzailea da. Medikuntza irudigintza alorrean erabiltzen da batik bat ehunen aldaketa fisiologiko nahiz patologikoak ikertzeko. Horrez gain, MRI teknikak badu beste erabilpenik ere, harkaitzek hidrokarburoekiko duten iragazkortasunaren kuantifikazioan edota laborantzako nahiz zur industriako produktuen kalitate-ezaugarrien neurketarako azterketa medio ez-suntsitzailetzat kasu.

MRI teknika ez da kimikan erabilitako NMR (Nuclear Magnetic Resonance) espektroskopiarekin nahastu behar, biak ala biak printzipio berean (erresonantzia magnetiko nuklearrean) oinarrituta egon arren. Izan ere, MRIa materiaren atomoen nukleoen seinaleari aplikatutako NMR azterketa sorta bat baita. Orokorrean, uretan aurkitzen diren hidrogeno atomoen berezitasunak erabiltzen dituzte batak zein besteak, baina MRI metodoak informazio espaziala eskuratzea helburu duen bitartean, NMR espektroskopiak molekulei buruzko informazio kimikoa lortzea du aburutzat. Azterketa mota bat zein bestea burutzeko oinarrizko ekipamendu berdina erabiltzen da hortaz.[1] Medikuntzan erabilitako MRI eskanerren eremu magnetikoaren intentsitatea 0.1 eta 3 Tesla (T) bitartean egon ohi da normalean. Hala ere, 21.1 Teslara arteko makinak ere egitea ahalbidetzen du egungo teknologiak (900 MHzetan dabiltzan unitateen kasuan; ikusi koefiziente giromagnetikoa eta Larmorren frekuentzia). Tesla bakoitzeko makinaren kostua milioi bat dolar (USD) garestitzen da gutxi gora-behera, eta mantenuak hainbat ehunka milaka dolarreko kostu gehigarria du urteko.

MRIaren historia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRIa NMR fenomenoan oinarritzen da, atomoen momentu magnetikoaren eta kanpo eremu magnetiko baten arteko erresonantzia fenomenoan alegia. Fenomeno hau Felix Bloch eta Edward Mills Purcellek deskribatu zuten 1946an eta lan honengatik 1952an Nobel Saria jaso zuten. 70. hamarkadaren hasieran burutu ziren garapen eta aplikazio teknologikoek, RMN espektroskopiak batik bat, gerora agertuko ziren tekniken oinarriak jarri zituzten. Horrela Raymond Vahan Damadianek 1969an RMNa medikuntzan aplikatzea proposatu zuen eta tumoreen detekzioa ahalbidetzen zuela frogatu zuen[2].

1973an Paul Lauterburrek aurrerapauso garrantzitsua burutu zuen: tomodentsitometrian erabilitako irudien berreraikuntza metodoez baliatu zen RMNan oinarritutako irudi sekuentzia bat lortzeko. Horretarako gradienteen printzipioa erabili zuen eta objektu baten bi dimentsioko “alegiazko ebakidurak” eskuratzen zirela eman zuen aditzera[3]. Garai bertsuan baina independenteki, Peter Mansfieldek helburu bera lortzeko beste metodo bat proposatu zuen.

Hurrengo urteetan teknologiak informatika eta elektronika arloetan burututako garapen azkarrak kalkulu numeriko konplexuak era azkar batean egitea posible bihurtu zuen. Horrela 1975an Richard Ernstek MRI seinalearen faseko informazioa aztertzeko Fourierren Transformatua erabiltzea proposatu zuen. Bestela, 1982an klinikoki hasi ziren erabiltzen.

MRIaren berrikuntza prozesuan oinarrizkoa izan zen beste aurrerapauso bat Seiji Ogawak eman zuen geroago Linus Pauling eta Charles Coryellen lanak berreskuratzean. Oxigenotan aberatsa den odolak eta oxigenotan txiroa denak MRI seinale ezberdina igortzen dute eta horretaz baliatu ziren 1992an ariketa baten aurrean garunak zer-nolako erantzuna duen erakusten zuten irudiak lortzeko. Seiji Ogawak, John Belliveauk eta Pierre Bandettinik ikus-kitzikaduren aurrean burmuineko lobulu okzipitalean odolaren jarioak gora egiten duela frogatu zuten. Modu honetan MRI funtzionalaren oinarriak ezarri ziren, zeinak neurozientzia kognitiboen alorrean berebiziko garrantzia duen.

Izendapena[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI teknika erresonantzia magnetiko nuklearraren fenomenoaren behaketaren ondotik sortu zen. Hasiera batean, NMRI laburdura (Nuclear MRI, MRI nuklearra) erabiltzen zen MRIa izendatzeko. “Nuklear” hitzak gizartean erradiazio ionizatzaileekin duen lotura medio –eta honek MRI azterketa bat jasan behar duenarengan sor lezakeen aurriritzi eta urduritasuna dela-eta–, hitza baztertzea erabaki zen. Hala ere, MRIak erradiazio ionikorik erabiltzen ez duela aipatu behar da.

Paul Lauterburrek “zeugmatografia” (NMR zeugmatography) terminoa ere erabili zuen hastapenetan irudigintza metodo hau izendatzeko. Zeugmatografiak grekoz “batzeko erabiltzen den hura” esan nahi du. Lauterburrek, antza, halako paralelismo bat egin nahi izan zuen hitzaren eta MRIan irudi bat sortzeko eremu magnetiko estatikoaren eta aldakorraren artean beharrezkoa den elkarrekintzaren artean. Hala ere, izendapen horrek ez zuen batasun zientifikoaren artean arrakasta gehiegirik lortu.

MRIaren printzipioa eta teknologia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Erresonantzia magnetiko bidezko irudigintzak atomoen propietate magnetikoetan du funtsa. Zehazki, atomoen nukleoetan eremu magnetiko batek eta irrati maiztasun uhinek duten eraginaren behaketak egiten du posiblea irudiak eskuratzea.

Philipsek egindako 3 Teslako IRM medikuntzarako eskanerra. Eraztunetik sabaira doan hodia aretora beharrezko osagai elektrikoak pasarazi, hozte-sistemako hodiak gorde eta ”quench” efektua gertatzeko kasuan helio gasa aretotik ateratzeko da

Atomoen espazio kokapena oinarrizko eremu magnetikoari norabide jakin batzuetan gradienteak aplikatuz lortzen da. Izan ere, atomoen erlaxapen prozesua aldatzen dute gradienteek, eta Fourier Transformatu Azkarretan (Fast Fourier Transform, FFT) oinarritutako seinale-tratamendu algoritmoak erabiliz aldaketak espazioan zein puntutan gertatu diren ezagutzen da.

MRIaren printzipioa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Gorputzaren biologia eta atomoak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Medikuntza arlora zuzenduz gero, kitzikatutako hidrogeno nukleoak uretan eta lipidoetan dituzten erlaxapen propietateetan du oinarria MRIak. Gogora dezagun giza-gorputzaren %65-90 ura (H2O) dela eta lipidoen presentzia ere garrantzitsua dela gorputzean. Hidrogenoaren proportzio handi horretaz baliatzen da MRIa: hidrogeno atomoen seinalea erabiltzen da elementu anatomikoen irudiak lortzeko.

Lehendabizi azter dezagun atomoaren eredua. Atomo baten nukleoa protoi eta neutroi (edo nukleoi) deritzen oinarrizko partikulez osatuta dago. Oinarrizko partikula hauek beraien zentrotik igarotzen den eta spin deritzon ardatz baten inguruan indibidualki errotatzen dute, talde-mugimendu konplexu bat sortuz.

Bere ardatzaren inguruan mugimendu errotazional bat deskribatzen duen partikula batek bere errotazio-ardatzarekiko lerrokatutako “momentu zinetiko”, momentu angeluar edo spin bat (S\ ) induzitzen du. Protoiak positiboki kargatuta daude elektrikoki; eta bere buruaren inguruan jiraka dabilen karga batek momentu magnetiko deritzon eremu magnetiko bat sortzen du. Neutroiek ere, elektrikoki neutroak izan arren, momentu magnetiko bat daukate, beraien osagai diren eta quark deritzen partikulak errotazioan dirautelako.

Propietate magnetiko indartsuenak dituzten, eta beraz, MRI metodorako interesik handiena duten atomoak hidrogenoa (1H), karbono 13 isotopoa (13C), fluorra (19F), fosforoa (31P) eta sodioa (23Na) dira. Hala ere, hidrogenoa da horien artean gaur egun irudigintzan paper garrantzitsu bat jokatzen duen bakarra. Hidrogeno nukleoa protoi bakarraz osatuta dago eta konbentzioz protoiak 1/2 spina duela esaten da.

Erresonantzia magnetikoa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Erresonantzia magnetiko nuklearra eremu magnetiko biren eraginpean dagoen substantzia baten nukleoen propietate magnetikoen aldaketak aztertzean datza. Eremuetako bat bata estatikoa eta intentsitate altukoa ({\vec B_\mathrm{0}}) da eta bestea irrati frekuentziek (RF, RadioFrequency) sortutako eremu aldakorra ({\vec B_\mathrm{1}}) da.

Barnealdea irudikatu nahi den gorputza {\vec B_\mathrm{0}} eremu magnetiko uniforme baten eraginpean jartzen bada, aplikatutako eremu magnetikoarekiko lerrokatu egingo dira zero-ezberdina den spin totala duten atomo nukleoen spinak. Hidrogeno atomoen nukleoak, ondorioz, eremu magnetikoarekiko lerrokatu egingo dira. Baina protoi guztiak ez dira noranzko berdinean lerrokatzen: paraleloki (eremuaren noranzko berean) lerrokatuko dira batzuk eta antiparaleloki (eremuaren aurkako noranzkoan) beste batzuk. Horrela {\vec B_\mathrm{0}}ren noranzkoan lerrokatutako populazio paralelo bat eta haren noranzkoan kontra lerrokatutako beste antiparalelo bat sortzen dira. Gainera {\vec B_\mathrm{0}}ren inguruan prezesio angelu batez errotatuko dute protoi guztiek.

Erresonantzia magnetikoa ikuspuntu biren arabera azter daiteke:

Eredu klasikoa[aldatu | aldatu iturburu kodea]
{\vec B_\mathrm{0}} eremu magnetiko baten eraginpean jarritako protoi baten prezesio mugimendua

Mekanika klasikoaren bidez erresonantzia magnetikoan geratzen den prezesio bikoitz deritzon fenomenoa azaltzea da. Prezesio bikoitzak erresonantziaren momentuan RF energia aplikatzean sortzen den eremu magnetikoaren orientazio aldaketa azaltzen du. Kanpo-eremu magnetiko baten faltan, egitura baten protoiek ausazko banaketa dute espazioan, beraien guztirako bektore magnetiko mikroskopikoen batura nulua delarik: ez dago eremu magnetiko bektore makroskopikorik ({\vec M} = 0).

Intentsitate jakin bateko kanpo-eremu magnetiko bat aplikatzean ostera, benetan perfektuki berarekiko lerrokatuta egotera heldu gabe, honen norabidean lerrokatzen saiatzen dira. Beraz, protoiek {\vec B_\mathrm{0}}ren inguruan errotazio mugimendu bat du bere zakilarekin deskribatzen dute, Larmorren ekuazioak finkatzen duen maiztasun angeluar batez (“prezesio” fenomenoa):

\omega_0= \gamma \cdot {\vec B_\mathrm{0}}
non
\omega_0\ = Larmorren maiztasun angeluarra edo {\vec B_\mathrm{0}}rekiko proportzionala den erresonantzia maiztasun angeluarra
\gamma\ = erlazio giromagnetikoa, nukleo bakoitzaren berezko ezaugarria
Nukleo Atomiko Batzuren Erresonantzia Magnetiko Propietateak
Nukleoa Ugaritasuna Erlazio giromagnetikoa (MHz/T) Sentikortasuna
1H 99.98 42.58 100
13C 1.11 10.71 1.59
19F 100.00 40.05 83.30
23Na 100.00 11.26 9.25
31P 100.00 17.23 6.63
Oharrak: Adierazitako erlazio giromagnetikoa liburu batzuetan \frac{\gamma}{2\pi} rad/T unitatetan agertzen da.
Taulan MHz/T unitatetan adierazita dago, 2\pi faktorea barne hartuta.
Sentikortasun (seinalearen intentsitatea) erlatiboa 1Harekiko ehunekotan adierazita dago,
nukleo kopuru berdinerako eta eremu intentsitate konstante batean.

Orduan protoi bakoitzak espazioan itxura konikoa duen bolumen bat deskribatzen du {\vec B_\mathrm{0}}ren inguruan, ziba batek lurraren gainean egiten duen bezala. Egia esateko protoiak bere grabitate zentroan erpinak lotzen dituzten kono bi deskribatzen ditu.

Paraleloki lerrokatutako protoiek egoera energetiko maila baxua izaten dute eta antiparaleloki lerrokatutakoek egoera energetiko maila altua.

Paraleloki eta antiparaleloki dauden protoien kopuruak, oso antzekoak izan arren, ez dira guztiz berdinak: paraleloak antiparaleloak baino gehiago dira. Diferentzia ({\vec B_\mathrm{0}} = 0.5 T balio duen eremu magnetiko baten kasuan eta 37 Â°Cko ingurune tenperaturan 1,000,0002 protoi hidrogenotan paraleloak 500,002 dira) hau apenas hautemangarria den arren, irudien eraketarako sobera da nahikoa. Izan ere, bolumen txiki batean dagoen nukleo kopuru eskergaren ondorioz, eremu magnetikoaren aldaketa hautematea posible egiten du beraien diferentzien baturak.

Zenbakizko oreka hori desegiten duten protoi paraleloak {\vec M} magnetizazio bektore makroskopiko baten iturburu dira. Orekan, {\vec B_\mathrm{0}}k zehaztutako O_\mathrm{z} ardatzarekiko lerrokatuta eta bere inguruan prezesio angelu batekin errotatzen dago {\vec M}. Fenomeno honek luzetarako {\vec M_\mathrm{z}} osagai berri baten sorrera dakar, luzetarako magnetizazio bektorea. Orekan, bektore hau {\vec M_\mathrm{z0}} deitzen da. Protoien prezesioa ez da koherentea, hots, T une jakin batean ardatz guztien norabidea ez da berdina; protoiak desfasatuta daude. Ondorioz, {\vec M_\mathrm{xy}} osagai erresultantea nulua da. Eremu magnetiko nagusia zenbat eta handiagoa izan eta zenbat eta protoiak ugariagoak izan, {\vec M_\mathrm{z0}} orduan eta handiagoa da.

Puntu honetan, oraindik, ezinezkoa da {\vec M} magnetizazio bektore makroskopikoa neurtzea: {\vec B_\mathrm{0}}ren norabide eta zentzu berean egotean, bere seinalea azken honek hautemanezin egiten du. Hortaz, neurtzeko gai izateko, {\vec B_\mathrm{0}} eremu magnetiko nagusitik diskriminatzea beharrezkoa izango da, irrati frekuentzi bidez sortuko den {\vec B_\mathrm{1}} eremu magnetiko aldakorra O_\mathrm{xy} planoan aplikatu ({\vec B_\mathrm{0}}rekiko perpendikularra beraz) eta angelua aldatzera behartuz.

{\vec B_\mathrm{1}} eremua O_\mathrm{x} ardatzaren norabidean eta O_\mathrm{xy} planoan aplikatzen da. Irrati frekuentziek egoera egonkorrean dagoen sistemari energia txertatu ahal izateko, beraien maiztasuna Larmorren frekuentziaren berdina izan beharko da, \omega_\mathrm{0}\ = \omega_\mathrm{r}\ alegia. Sistema biak erresonantzian egon behar dute.

Irrati maiztasun uhinen aplikazioaren efektua

Bigarren eremu magnetiko hau aplikatzean ({\vec M}k {\vec B_\mathrm{0}}ren inguruan \omega_\mathrm{0} maiztasun angeluarraz errotatzen du eta, hortaz gain, ({\vec B_\mathrm{1}} eremuaren inguruan \omega_\mathrm{1} maiztasunaz errotatzen hasten da.

Momentu honetan, bada, protoien gainean 3 maiztasun angeluar aplikatzen dira:

  • \omega_\mathrm{r}\ , irrati frekuentzien maiztasun angeluarra.
  • \omega_\mathrm{0}\ , eremu magnetiko estatikoaren inguruko maiztasun angeluarra.
  • \omega_\mathrm{1}\ , eremu magnetiko aldakorraren inguruko maiztasun angeluarra.

Irudigintzan, RF uhinak mstako (milisegundotako) iraupena duen denbora tarteez aplikatzen dira, {\vec M}k bere angelua 90º edo 180º soilik aldatzeko nahikoa den denboraz alegia. Kitzikapena 90ºkoa ala 180ºkoa dela esaten da.

90°ko kitzikapen baten aplikazioaren ondorioaren eskema

90ºko kitzikapenaren kasuan:

  • Kitzikapenaren aurretik, {\vec M} O_\mathrm{z}rekiko lerrokatuta dago, {\vec M} = {\vec M_\mathrm{z0}}
  • Kitzikapenaren momentuan, {\vec M}k {\vec B_\mathrm{1}}ekiko norabidea aldatzen du, {\vec M_\mathrm{z}} gutxitu eta {\vec M_\mathrm{xy}} haziz.
  • Kitzikapenaren ondoren, {\vec M} O_\mathrm{xy} planoan dago bete-betean, (O_\mathrm{z}rekiko 90ºko angelua osatuz O_\mathrm{y} norabidean), {\vec M_\mathrm{z0}} balio izanez ({\vec M_\mathrm{xym}} puntako balioaz adierazia).

180ºko kitzikapenaren kasuan:

  • Kitzikapenaren aurretik, {\vec M} O_\mathrm{z}rekiko lerrokatuta dago, {\vec M} = {\vec M_\mathrm{z0}}
  • Kitzikapenaren momentuan, {\vec M}k {\vec B_\mathrm{1}}ekiko norabidea aldatzen du ({\vec M_\mathrm{z}} gutxitu egiten da bere norantza aldatuz).
  • Kitzikapenaren ondoren, {\vec M} O_\mathrm{z} norabidearekiko baina {\vec B_\mathrm{0}}ren aurkako noranzkoan lerrokatuta dago: –{\vec M_\mathrm{z0}} balio du.

Kitzikapenaren iraupena {\vec M}ren aldaratze angeluaren proportzionala da. T kitzikapenaren periodoa izanik –RF uhinak {\vec M}ren inguruan 360º aurreratzeko behar duen denbora–, T/4 balio beharko du kitzikapenak 90ºko aldaratzea lortzeko eta T/2 180ºkoa lortzeko.

Kitzikapena bukatzean {\vec M} bere oreka egoerara bueltatuko da, {\vec B_\mathrm{0}}ren inguruan prezesio fenomenoa deskribatuz eta M_\mathrm{xy} zeharkako osagaiaren balioa oso azkar gutxituz, berriz ere nulua izan arte. Fenomeno honi “erlaxapena” deitzen zaio. Luzetarako eta zeharkako erlaxapenak desberdintzen dira, {\vec M_\mathrm{z}} eta {\vec M_\mathrm{xy}} magnetizazio motei dagozkienak eta mekanismo ezberdinek sortuak direnak.

Erlaxapen hauek azaltzeko mekanika kuantikora joa beharra dago.

Mekanika kuantikoaren eredua[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Aipatu bezala, eremu magnetiko baten eraginpean dagoen protoi batek spinaren orientazio bi baino ezin ditzake izan, paraleloa eta antiparaleloa. Protoiak, konbentzioz, 1/2 balio duen spina dauka.

Boltzmannen estatistikoek definitutako banaketen arabera, konfigurazio bakoitzari –paralelo eta antiparalelo– energia maila bi egokitzen zaizkie:

  • Protoi paraleloak energia maila baxua izango du: E_\mathrm{1} = -\frac{1}{2} \cdot \gamma \cdot \frac{h}{2} \cdot \pi \cdot B_\mathrm{0}
  • Protoi antiparaleloak energia maila altua izango du: E_\mathrm{2} = +\frac{1}{2} \cdot \gamma \cdot \frac{h}{2} \cdot \pi \cdot B_\mathrm{0}

Non h, Plancken konstantea den.

Diferentzia energetikoa \Delta_E\ = E_1\ - E_2\ {\vec B_\mathrm{0}}rekiko zuzenki proportzionala da (\Delta_E = \gamma \cdot \frac{h}{2} \cdot \pi \cdot B_\mathrm{0}). MRIak diferentzia hau profitatzen du. Lehen ikusi bezala, {\vec M} bektorearen balioa ezin da ezagutu berau {\vec B_\mathrm{0}} eremuaren norabide eta noranzko berean dagoen bitartean; beste eremu magnetiko bat aplikatu beharra dago askatu ahal izateko.

Protoi bat E_1 energi maila izatetik E_2 energi maila izatera –eta alderantziz– pasa daiteke \Delta_Eren berdina den energia duen irrati maiztasun uhin bat erabiliz gero. Mailen arteko aldaketa horrek {\vec M}ren orientazioa aldaraziko du. Uhinaren energia bere maiztasunarekiko zuzenki proportzionala denez, E = \Delta_E bete dadin \omega_\mathrm{0} = \omega_\mathrm{r} bete beharko da.

RF uhinak iraupen laburrez aplikatzen direnez, denbora tarte oso laburretan ematen dira egoera energetiko maila altutik baxurako eta alderantziko trantsizioak. Egoera energetikoz aldatzean, protoiek beraien orientazioa trukatu egiten dute, paralelotik antiparalelora eta alderantziz.

Horrela, populazio paralelo eta antiparaleloen arteko oreka hausten duten protoien erdia –bakarra 1,000,002 protoi zituen goiko adibidean– egoera antiparalelora igarotzean, energia maila altua duten protoien kopurua eta baxua dutenena berdindu egiten da. 90ºko kitzikapen batean horixe gertatzen da; 180ºko kitzikapen batean ordea, oreka hausten duten protoi guztiak igarotzen dira antiparalelora. Azken kasuak {\vec M_\mathrm{z}} luzetarako osagaiaren aldaketa azaltzen du.

{\vec M_\mathrm{xy}} zeharkako osagairen agerpena protoien fasearen behaketak azaltzen du. Arestian aipatu legez, eremu magnetiko baten dauden protoien spinak desfasatuta daude. Protoiek, irrati frekuentzien eraginpean beraien orientazioa aldatzen dutenean, aitzitik, fasean jartzen dira eta ondorioz {\vec M_\mathrm{xy}} zeharkako osagai makroskopikoa agertzen da.

Irudien eraketa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

FastFission ingelerazko wikipediako lankidaren burmuina

Aztergai den objektuaren voxelen (ingeleseko volume element bolumen elementuen; alegia pixelaren 3 dimentsioko baliokideen) balioak lortze asmoz, gradiente magnetiko ortogonalak aplikatzen dira. Normalean gradiente hauek gaixoaren 3 ardatz nagusien (X\ , Y\ eta Z\ ) arabera antolatzen dira. Planoak izendatzeko irudigintza medikoan erabiltzen den nomenklatura honakoa da: ebakidura axialak gorputza burutik hanketara banatzen du; ebakidura koronalak gorputzaren aurrealdea eta atzealdea banatzen ditu eta ebakidura sagitalak, azkenik, esker-eskuin banatzen du gorputza. Hala ere, MRI teknika plano hau ez den batetik abiatuta, orientazioa edozein izanda ere, irudia berreraikitzeko gai da.

Kodifikazio espaziala seinalearen fasean sartzen duen eremu magnetiko gradientea aplikatuz lortzen da. Dimentsio bakarrean, posizioarekiko lineala den fase bat gradiente magnetiko baten presentzian bildutako datuetatik lortu daiteke. Hiru dimentsiotan (3Dn), eremu magnetiko baten presentzian aurrez definitutako banda zabaleradun RF pultsu bat aplikatzen zaion plano bat ebaki batek definituko du, kodifikazio espaziala dimentsio bitara (2Dra) murrizten delarik horrela. Kodetze espaziala 3Dtan aplika daiteke orduan mozketarik aukeratzen ez bada, eta 2Dtan bat aukeratzen bada. Espazioari buruzko informazioa daramaten seinaleen faseak beraz 2D edo 3Dtako matrize batean gordetzen dira. Informazio honek irudi objektuaren maiztasun espazialak irudikatzen ditu. Maiztasunaren domeinuan dagoen informazioa espazioaren eremura eramateko Fourier Transformatu Diskretua (DFT, Discrete Fourier Transform) aplikatzea baino ez da geratzen. Izan ere, erreminta matematiko honek maiztasunaren eta denboraren/espazioaren domeinuak erlazionatzen baititu.

Normalean mm baten inguruko bereizmen espazialak lortu ohi dituzte ohizko MRI aparatuek, baina ikerkuntzan 1 \mumra arteko zehaztasuna erabiltzea nahiko arrunta da.

K-espazioaren formalismoa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

1983an Ljunggrenek[4] eta Tweigek[5] k-espazioaren formalismoa sartu zuten. Formalismo honek garrantzi aparta izan zuen MRI teknika ezberdinen ezaugarri komunak deskribatzerakoan. G eremu magnetiko lineal gradiente baten menpean spinak aske errotatzearen ondorioz sortutako S(t)\ MR seinale demodulatua \rho_\mathrm{eff}\ spinaren dentsitate efektiboaren Fourierren Transformatuaren (Fourier Transform, FT) berdina zela frogatu zuten:

S(t) = {\tilde \rho}_{\mathrm{effective}}( {\vec k}(t) ) \equiv \int d^3x \ \rho( {\vec x} ) \cdot e^{2 \pi \imath \ {\vec k}(t) \cdot {\vec x}  }

non

{\vec k}(t) \equiv \int_0^t {\vec G}(t')\ dt'

Hots, denborak aurrera egin hala k-espaziotan seinaleak ibilbide bat deskribatzen du, zeinaren abiadura bektorea aplikatutako eremu magnetikoaren gradiente bektorearen proportzionala dela. “Spinaren dentsitate eraginkor” izenaz, T_1 prestakuntza, T_2 gainbehera, eremuaren homogeneotasun ezari, fluxuari, barreiapenari zor zaion desfasea eta orokorrean zeharkako magnetizazioarengan eragina duten beste edozein faktorek zuzendutako ro(x\ ) spinaren benetako dentsitatea adierazi nahi da.

K-espazioen oinarrizko formulaziotik abiatu eta lortutako laginei Fourierren Alderantzizko Transformatua (Inverse Fourier Transform, IFT) aplikatuz I({\vec x}) irudi bat berreraikitzen dela ondorioztatzen da:

I({\vec x}) = \int d^3 k \ S( {\vec k}(t) ) \cdot e^{-2 \pi \imath \ {\vec k}(t) \cdot {\vec x}  }

x\ eta k\ aldagai bektoreak Fourierren Transformatuarekiko konjokatuak direnez, Nyquisten Teorema aplikatu daiteke k-espazioko mailaren balioak duen eragina modelatzeko. Izan ere, “irudiaren ikuste eremua” deritzona (era egokian lagintzeko objektuan egon daitekeen maiztasunik altuena) balio horren funtzio da, eta k parametro laginduaren balio maximoak erresoluzio espaziala zehazten du, alegia:

FOV \propto \frac{1}{\Delta k} \qquad \mathrm{Erresoluzioa} \propto |k_{\max}|

Oharra: FOV, irudiaren ikuste eremua da, Filed of View.

Erlazio hau era independentean aplikatzen zaie X\ , Y\ , eta Z\ ardatzei.

MRI eskanerren teknologia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI eskaner baten hiru osagai nagusiak eremu magnetiko estatiko bat sortzeko imana, RF igorle/hartzaile bat eta eremu magnetikoaren gradienteak sortzen dituzten harilak.

Imana[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Imana MRI aparatu baten zatirik handi eta garestiena da. Gainerako osagaiak honen inguruan jartzen dira. Bere itxura zilindrikoa izan ohi da eta behin gainerako osagaiak eta estalkiak jarrita, diametroan 60 bat zentimetro eta luzeran 1.60 metro dituen tunel baten pareko zuloa uzten du erdian. Hala ere, gaur egun “C” itxuradunak nahiz kutxa itxurako eskaner irekiak ere badaude.

Iman nagusiaren eremuaren intentsitatearen besteko garrantzia du bere zehaztasunak. Isozentroan, hau da, imanaren zentroan, eremu lerroen zuzentasunak ia erabatekoa izan behar du. Propietate hau homogeneotasun izenez ezagutzen da. Eremu magnetikoaren intentsitatea, MRIaren ezaugarri nagusiena, bertan neurtzen da. Eremu lerroen homogeneotasunik eza eremu magnetikoaren intentsitatearen aldaketen ondorio da. Aldaketa hauek ezin dute gainditu milioiko 3 zatitako (3 PPM, parts per million) proportzioa MRIak ondo funtziona dezan. Hiru intentsitate mailaren arabera sailkatzen dira:

  • Eremu txikikoak: < 0.5 T
  • Eremu ertaina: 0.5-1 T bitartekoak
  • Eremu Handia: < 1 T

Oharra: 1.5 T Lurraren eremu magnetikoaren aldean 30,000 aldiz da indartsuagoa.'

Imanaren berezko ezaugarrien arabera, MRIan 3 mota erabili izan dira:

  • Iman iraunkorra. Ohizko imanak, material ferromagnetikoz egindakoak (altzairua kasu), eremu magnetostatikoak sortzeko erabili daitezke. Behin lekuan jarrita, mantenu kostu eskasa dute besteen aldean. Baina desabantaila ugari dute: pisua esaterako, 100 tonatik gora pisa baitezakete. Gainera lor daitekeen eremu magnetikoaren intentsitatea nahiko mugatuta dago (0.4 T baino gutxiago normalean) eta ez dute aparteko egonkortasun eta zehaztasunik. Bestalde, segurtasun arazoak ere baditu, ezin baita eremu magnetikoa eten gaixoa makinaren ardatzean blokeatuta geldituz gero.
  • Elektroiman erresistiboa. Kobrezko solenoide bat da oinarrian. Ekoizpen kostu baxua duten arren, eremuaren intentsitatea mugatu eta egonkortasun eskasa dute. Bestalde, martxan ibiltzeko energia elektriko oso handia behar du eta beraz luzarora garesti atera daiteke bere erabilpena. Diseinua zaharkituta dago gaur egun.
  • Elektroiman supereroalea. Material supereroalez osatuta dagoen imana da: niobio-titaniozko aleazio bat helio likidoz 4 Ketan (-269 Â°Ctara) hozten bada, material supereroale bihurtzen da, hau da, elektrizitatearen fluxuari erresistentzia nulua aurkezten dio. Material supereroalez egindako harila duen elektroiman batek eremu magnetiko oso handi eta egonkorrak lor ditzake. Mota honetako imanen eraikuntza garestia da, helio kriogenikoaren (-150 Â°C azpitik dagoenaren) kostua altua eta bere erabilera konplexu samarra baitira. Hala eta guztiz ere, egungo MRI makina gehientsuenek teknologia hau darabilte.

Elektroiman supereroale gehienen harila helio likidotan murgilduta egoten da, 1,650-1,800 litro ingurutan, “Cryostat” izeneko mugalde itxi baten barruan. Isolamendu termikoaz hornituta egon arren, ingurune tenperaturak helioa lurrundu egiten du pixkanaka-pixkanaka, eta beraz, makina hauek periodikoki helio osagarriz bete behar izaten dira. Orokorrean “Crycooler” edo “Coldhead” deritzon mekanismo baten bitartez lurrun bihurtutako helioaren zati bat berriz likido egoerara eramatea lortzen da, berriz fluxuan sarraraziz.

Eremu magnetikoaren intentsitateak irudiaren kalitatean eragin zuzena dauka. Eremu magnetiko handi batek seinale-zarata erlazio (CNR edo SNR, Signal-to-Noise Ratio) handi (on) bat dakar eta beraz irudiaren zehaztasun handiagoa edota eskaneatze-abiadura altuagoak eskaintzen dituzte. Halako tamainako eremuek iman garestiagoak eta mantenu kostu altuagoak eskatzen dituzte oredea. Azken aldian, gainera, segurtasun kezkak agertu dira beraien inguruan. 1.0-1.5 T bitarteko eremu intentsitateak konpromezu egokia izan ohi dira kostuaren eta errendimenduaren artean aplikazio medikoetan. Erabilpen berezi batzuetarako ordea (burmuineko irudietarako esaterako), gutxienez 3.0 Tko intentsitatea izaten da desiragarria.

RF sistema[aldatu | aldatu iturburu kodea]

RF transmisio sistema RF sintetizatzaile batez, potentzia anplifikatzaile batez eta haril eroale batez osatuta dago. Sistema eskanerraren gorputzean egoten da. Igorlearen potentzia aldakorra da, baina aukera handiko eskanerren puntako irteera potentzia 35 kWetara irits daiteke, kW 1eko batez besteko potentzia jasanez. Hartzailea harilaz, aurre-anplifikatzaile batez eta seinale prozesamendurako sistema batez osatuta dago. Igorle eta hartzaile lanak betetzeko haril bakarra erabiltzea posiblea den arren, bolumen txikiak aztertzeko hauetara egokitutako haril independenteak erabiltzeak irudiaren kalitatea hobetzea dakar. Beraien erresonantzia maiztasuna eremu magnetikoaren eraginpeko protoien prezesio maiztasunarekin bat dator:

Fp = (\frac{\gamma}{2\pi}) \cdot B_\mathrm{0}

non F_\mathrm{p}\ = prezesio frekuentzia

\gamma\ = erlazio giromagnetikoa

B_\mathrm{0}\ = Eremu magnetiko nagusiaren intentsitatea

Formula horrek, hidrogenoaren kasurako eta B_\mathrm{0}ren balioen arabera, lan maiztasun hauek ematen ditu:

  • 0.5 Tko eremu baten kasurako: 21.3 MHzeko RF uhina
  • 1 Tko eremu baten kasurako: 42.6 MHzeko RF uhina
  • 1.5 Tko eremu baten kasurako: 63.9 MHzeko RF uhina

Erabilitako antena edo harilak 3 irizpideren arabera sailkatzen dira:

  • Geometriaren arabera: bolumendunak ala gainazalekoak.
  • Funtzionamenduaren arabera: igorleak, hartzaileak edo igorle/hartzaileak.
  • Elementu kopuruaren arabera: linealak, fase-koadraturakoak edo fasean dauden arrayak.

Hain zuzen ere, MRI tekniketan azken aurrerakuntzetako bat elementu aniztun fase haril array aurreratuak izan dira. Hauen bidez, datuak paraleloki jaso daitezke kanal ezberdinen bitartez. “Irudigintza paraleloa” deitu izan den teknika honek irudi eskuratze eskema bereziak darabiltza, haril elementuen sentikortasuna kontutan hartzen dutenak eta modu horretan irudiak denbora laburragoan berreraikitzea posible egiten dutenak. Alabaina, teknika honen abiadura altuak seinale-zarata erlazioaren murrizpena ekartzeaz gain, alegiazko bazter-efektu ez desiragarriak sar ditzake objektuaren berreraikuntza prozesuan. Teknika honi buruzko azterlan xehatu bat hemen aurki daiteke: [6]

Gradienteak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Gradiente magnetiko kontrolagarriak eskanerraren X\ , Y\ eta Z\ ardatzen arabera zuzendutako hiru haril ortogonalek sortzen dituzte. Potentzia anplifikatzaile sofistikatuek elikatutako eta beraien eremuen intentsitate eta norabidea azkar eta zehazki aldatzen uzten duten elektroiman erresistiboak izaten dira. Gradiente sistema arruntak 20 mT/m eta 100 mT/m bitarteko gradienteak sortzeko gai izaten dira (hots, 1.5 Tko iman batean, Z\ ardatzean puntako gradientea lortzeko eremua aplikatzen denean 1.45 Tko eta 1.55 Tko balioak aurki ditzakegu 1 m aldenduta dauden puntu banatan). Gradiente magnetikoek zehazten dituzte irudia berreraikitzeko planoak –gradiente ortogonalak era askean konbina daitezkeenez, edozein plano aukera daiteke.

Eskaneatze-abiadura gradiente sistemaren errendimenduaren funtzioa da: gradiente handiagoek irudien berreraikitze azkarragoa edo bereizmen altuagoa ahalbidetzen dute. Era berean, gradientearen aldaketan azkartasun handiagoa baimentzen duten sistemek berreraikitze denboraren murriztapena suposatzen dute. Gradiente sistemak giza gorputzeko nerbioen kitzikapenean izan dezakeen elkarrekintzaren inguruko kezkek eta ezjakintasunak sistemaren errendimendua teknologiak baimentzen duenarenaren azpitik egotera behartzen du gaur egun.

Eremu magnetikoen blindajea[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRIa dagoen aretoa kanpo eremuen perturbazioetatik babesteko eta barneko eremu magnetikoa ez ateratzeko, isolamendu sistema batez hornituta egoten da MRIa.

Imanak sortutako eremu magnetikoa mugatzeko aukera bi daude:

  • Blindaje pasiboa: altzairuzko edo berrindartutako burdinazko habe sare astun batez inguratzea.
  • Bindaje aktiboa: Haril sistema nagusiaren ertzetan kokatutako haril sistema osagarria. Bigarren sistema hau aurrekoarekiko kontrako noranzkoan dabilen korronteaz zeharkatuta egoten da: horrela eremu bien kontribuzioak deuseztatu egiten dira.

RF sistema, aldiz, Faradayren kaiola batez babestuta egoten da.

Horretaz gain, aretoa bera ere Faradayren kaiola batez babestuta egoten da.

MRIaren erabilpena[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI azterketa bat nola burutzen den[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Erresonantzia magnetiko bidezko froga laburrenek 5 minutu eta ordu laurdena bitartean irauten dute; azterketa sakonagoek ordu erdi eta ordu betea, eta hortik gora, behar izaten dute. Momentuan irudiak jaso eta bistaratzen diren aretotik kristal batez bananduta dagoen espazioan egoten dira MRI makina eta, beraz, gaixoa. Pijama edo etxe-jantzi batekin jantzita egoten da, bere arropak eta aldean zeramatzan objektu guztiak (bereziki metalezkoak edota eremu elektromagnetikoak sortzen dituztenak –telefono mugikorra kasu) kanpoan utzita. Azterketak ez dio inolako minik sortzen; aipatutako koordenatu sistemako plano axialean higikorra den ohe baten etzanda egoten da. Eremu magnetiko aldakorra aplikatzen den bitartean eta atomoak erlaxapen egoerara bueltatzen diren denbora tarteetan gaixoari ez mugitzea eskatzen zaio –arnasarik ez hartzea barne–, irudietan desiragarriak ez diren efektuak ekiditeko. Gaixoak halako azterketa bat burutzean gogaikarri aurki dezakeena itxialdi sentsazioa da, gorputza diametroan 60 bat zentimetro besterik ez duen zulo zilindriko baten barnean egoten baita; MRI makinaz inguratuta alegia. Pertsona klaustrofobikoengan sentipen oso deserosoa izatera hel daiteke. Bestalde RF pultsuak emititzen direnean makinak sortutako zarata ere gogaikarria izan ohi da. Sentipen hauek gutxitu eta gaixoa lasaitzeko, makina maneiatzen duten teknikari eta medikuek prozesua hurbiletik jarraitu eta behatzen dute. Gainera mikro eta bozgorailu sistema baten bidez noranzko bietan komunikazioa une oro mantentzen da.

Kontraste bidezko biziagotzea[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Medikuntza azterketa arruntenetan T1 eta T2 pisuez haztatutako irudi sekuentziak erabiltzen dira. Alabaina, ez dituzte beti behar bezala erakusten ezaugarri anatomiko edo patologikoak. Arazo hau gainditzeko irudi tratamendu teknika aurreratuak erabili daitezke (hala nola, gantza kentzen dutenak), edota kimikaz lagundutako irudigintza[7]. Beste aukera intereseko eremuak agerian uzteko kontraste agente baten administrazioa da.

T1,T2 eta T2* haztapenak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI irudigintzaren kontraste agenteen erabilera ulertu ahal izateko RF kitzikapenaren ondotik datorren oreka egoerara daraman erlaxapen prozesuaren denbora konstanteei buruzko gogoeta egitea komeni da. Energia maila altuan dauden nukleoak erlaxatu eta berriz lerrokatzen direnean askatzen duten energia beraiek dauden materialari buruzko informazioa lortzeko neurtzen da. M_\mathrm{z} osagaiaren balioaren berreskurapen prozesuari –eremu magnetikoarekin lerrokadura berriz lortzeari azken finean– “luzetarako erlaxapena” deritzo eta ehunaren nukleoen portzentaje jakin bat birlerrokatzeko behar den denborari T1 denbora (Time 1) deritzo. Bere balioa segundoaren ingurukoa da. Bestalde, M_\mathrm{xy} zeharkako osagaiaren balioaren desagerpen prozesuarekin lotutako erlaxapen denbora konstantea T2 (Time 2) denbora izenaz ezagutzen da eta 100 mstik beherako balioa izan ohi du.

Beraz, MRI irudien lorpenerako aldagaiak aldatuz erabiltzaileak irudiaren haztapena alda dezake, hots gorputz baten ehun ezberdinen baten T1 eta T2 denboren arteko ezberdintasunak agerian utz ditzake. Izan ere, ehunek T1 eta T2 denbora ezberdinak baitituzte.

T1 ezberdina duten ehunen kasurako, RF estimulazioa errepikapen denbora (TR, “Time of repetition”) oso laburrez aplikatzen badugu, ehun batzuen atomoek ez dute oreka egoerara itzultzeko astirik izango, eta bai berriz beste ehun batzuenek. Beraien energia maila aztertuz ehunak ezberdinak direla ondorioztatuko da. Kitzikapen biren artean utzitako denbora-tartea da errepikapen denbora.

Berriz, T2 ezeberdina duten ehunen kasurako oihartzun denbora (TE, “Time of echo”) luze bat itxaron ondoren aplikatzen bada RF estimulazioa, energia modu ezberdinean ahultzen dela hauteman ahalko da. RF seinalearen igorpen eta jasotzearen artean igarotako denbora-tartea da TE.

Haztapen bat edo bestea lortzeko TR eta TE parametroen balio tarteak ondokoak dira:

  • T1 haztapenaren parametroak:
    • Oihartzun denbora: TE = 10-20 ms bitartean
    • Errepikapen debora: TR = 400-600 ms bitartean
  • T2 haztapenaren parametroak:
    • Oihartzun denbora: TE > 80 ms
    • Errepikapen debora: TR > 2000 ms
Zenbait ehunen erlaxapen denborak
(batez bestekoa ± desbiderapen estandarra) milisegundotan,
1 Tko eremu magnetiko estatikoan (42.6 MHz)
Ehuna T1 T2
Giharrak 732 ± 132 47 ± 13
Gibela 423 ± 93 43 ± 14
Giltzurrunak 589 ± 159 58 ± 24
Ehun adiposoa 241 ± 68 84 ± 36
Garuna: gai grisa 813 ± 138 101 ± 13
Garuna: gai zuria 683 ± 116 92 ± 22

T2 teknikaren aldaera zorrotz baina garrantzitsu bat T2* deritzona da. T2k “spin echo” teknika darabil, zeinetan eremu magnetiko lokalaren homogeneotasun eza orekatzeko spinak birzuzentzen diren. T2*a ordea birzuzentze gabe burutzen da. Ezaugarri honek irudiaren zehaztasunean sortutako galeraren ordainetan sentikortasun handiagoa eskaintzen du erlaxapen prozesuarekiko. T2* ereduaren aplikaziorik ezagunena MRI funtzionala (functional MRI, fMRI) da. Bertan prozesu fisiologikoak behatzea posible egiten da, espazioaren banaketari buruzko argitasunaz gaindi. Bestalde, T2* prozedurak, perfusio prozesuetan burmuineko odol hodietako jarioa (CBF, Cerebral Boold Flow) edota burmuineko odol bolumena (CBV, Cerebral Blood Volume) kuantifikatzeko aukera eskaintzen du.

Irudietan kontrastea nabaritzeko –gaixoak hartutako eragileek efektua indartu baino ez dute egiten–, bada, berauen eskuratzean seinalearen parametro jakin batzuei T1, T2 edo T2* pisuak aplikatzearen ondorioz edo erlaxapen denbora nulua baimenduaz kontrolatzen da. Burmuinean, esaterako, T1 pisua aplikatzean (“haztapen anatomikoa”) materia zuriaren nerbio konexioak zuriz, materia grisaren neurona multzoak grisez eta burmuin-bizkarmuin fluidoa beltzez agertzen ditu. Hiru ehun mota hauen kontrastea elkartrukatzeko T2 (“ehunen aldeko haztapena”) eta T2* haztapen motak erabil daitezke.

Kontraste eragile kimikoak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Gaixoari hartzeko ematen zaizkion kontraste agenteak anitzak izan daitezke: ura bera ere erabil daiteke, edan ondoren urdaila eta heste meharraren irudiak zehaztasun nahikoaz lortzen baitira adibidez. Haatik, propietate magnetiko berezidun substantziak erabiltzea da kasurik usuena. Normalean kontraste agente paramagnetiko bat (gadolinio konplexu bat sarritan[8][9]) ematen zaio gaixoari. Gadolinioaren aurrean sentikorrak ehunak eta fluidoak argitasun biziz agertzen dira T1 teknikaz haztatutako irudietan. Odol-hodiak antzemateko metodo eraginkorra suertatzen da hau: tumoreek, esaterako, odol-hodi ugari garatzen dituztenez, minbiziaren detekziorako teknika egokia da, edota burmuinean bihotzekoa jasan duen eremua –odol falta egongo delako bertan– zein den jakiteko balio du. Azken aldian ordea gadolinioa darabilten kontraste agenteen toxikotasunaren inguruko kezka zabaldu dira.

Oraindik denboran gertuago baina, kontraste agente superparamagnetikoak (altzairu oxidozko nanopartikulak[10][11]) agertu dira. Eragile hauek T2* motako irudietan oso ilun agertzen dira eta ondorioz agentea pilatzen duten ehunak aztertzeko baliagarria da (gibeleko ehun osasuntsuek esaterako metatu egiten dute, baina ez bertako ehun gaitzek, zauriek edo tumoreek esaterako). Aho-bidez hartzea ere batzuetan komenigarria izan daiteke iraitz aparatua aztertzeko.

Agente diamagnetikoen erabilpena ere aztertu izan da, baina ez da horrenbeste zabaldu.

Aplikazioa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

13 urteko gazte baten oinaren MRI ebaki sagitala

Medikuntza munduan, MRI irudigintza kaltetutako ehunak (tumoredunak esaterako) osasuntsuetatik bereizteko erabili ohi da. Bere abantailetako bat gaixoarengan, geroago ikusiko diren kasuetan salbu, kalterik eragite eza da. Eremu magnetiko indartsuak eta RF espektroko erradiazio ez-ionizatzaileak darabiltza.CTak eta ohizko X-izpi bidezko azterketek darabilten energiak, aldiz, erradiazio ionizatzaile baten igorpena suposatzen du. Dosi handietan gaitzez aurresan daitezkeen ondorio kaltegarriak izan ditzakete azken modalitate hauek. Haurdunaldiak dirauen bitartean, adibidez, emakumeek halako azterketak ez egitea gomendatu ohi da segurtasun neurri modura.

CT teknikak MRIak baino erresoluzio espazial handiagoa eskaintzen du, alegia, elkarrengandik oso gertu dauden puntu bi desberdintzeko ahalmen hobea. Aitzitik, erresoluzio espazial berdinerako, MRIak kontraste erresoluzio hobea eskaintzen du: kontraste ezberdidun egiturak zehatzago hautematen dira.

TE oihartzun denborarekin eta TR errepikapen denborarekin jolastuz lehen aipatutako T1, T2 eta T2* ezaugarridun irudiak lortuko dira MRIan. T2 haztapendun azterketetan, esaterako, gantza, [[ur]a] eta fluidoak dituzten ehunak argiago ikusten dira. Kaltetutako ehunek edemak (likido pilaketak) eragin ohi dituzte. Horregatik T2 modalitatea erabili ohi da kaltetutako ehunen behaketa burutzeko. T2 modalitatearen ezaugarriak hobetu egin daitezke oraindik RF pultsu gehigarriak gaineratu eta gradiente magnetikoekin operazio gehigarriak eginez. Horrela FLAIR deritzon modalitatea sorrarazten da, zeinetan aske mugitzen den ura ilun baina edema jasaten ari diren ehunak argi mantentzen diren. Burmuineko lesioak aztertzeko hobesten da teknika hau.

Ohizko MRI azterketa batean parametro ezberdinak ezarri eta 5-20 irudi-sekuentzia bitartean hartzen dira, ehunei buruz komeni den informazio guztia lortze asmoz. Informazio hau medikuak interpretatzen du azkenik.

Egokiespenak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRIak, oinarrian, gantzen eta uraren (eta beraz edemen eta handituen) irudikapen on bat lortzea ahalbidetzen du, erresoluzio eta kontraste onekin. Beraz, gantz eta uretan aberatsak diren ehun, organo eta egiturak ikusteko egokitutako tresna da. Aitzitik, protoietan txiroak diren ehunak –tendoi eta hezurrak kasu– nekez ikusten dira behar besteko kalitatez MRIan. MRIa honako egitura anatomikoak aztertzeko hobesten da:

Gizaki baten bentrikuluakiksuteko egindako MRI azterketa. Ebaki axialen sekuentziak bihotzaren taupadak erakusten dit
  1. Burmuina eta ornomuina
    1. Hanturazko gaixotasun neurologikoak (plaka-esklerosia)
    2. Burmuinaren atzealdeko hobiaren irudikapen aparta.
  2. Bizkarrezurra
    1. Bizkarrezurreko eta bizkarrezur muineko patologia disko-somatikoak: hernia diskala, infekzio-espondilolistesia...
  3. Hesteak eta giharrak.
  4. Artikulazioak eta inguruko egiturak (aldaka, belauna, meniskoa, lokailu gurutzatuak...), kirolarien kasuan askotan.
  5. Minbizia.
  6. Aorta bezalako odol-hodi garrantzitsuak eta beraien adarkadurak –giltzurrunekoak edota iliakoak kasu–, burmuineko odol-sistema eta zerbikaletako odol-hodi egiturak, beraien zabalgune eta estuguneak aztertzeko. Biriki-arteria ARM angiografia bidez ikertu ohi da birikietako enbolia aztertzeko.
  7. Arterien eta zainen malformazioak, bai eta sortzetiko malformazio kardiakoak (Falloten tetralogia, biriki-atresia, odol-hodi nagusien transposizioa...).
  8. Gibel-behazun eta pankrea-behazun egiturak minbizi eta pankrea-gutxiegitasuna aztertzeko.

MRI eskaner bereziak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Barreiapen edo Difusio MRIa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Barreiapen edo difusio bidezko MRIak ehun biologikoetan ur molekulen barreiapena neurtzen du[12]. Medio isotropiko batean, hots norabide guztietan propietate berdinak dituen medio batean, ur molekulak ausazko ibilbideak deskribatuz mugitzen dira, mugimendu Browniarra deritzonaren legeen arabera eta mugimendu totala zero delarik. Ehun biologikoetan berriz, ur molekulen barreiapen hori anisotropikoki gerta daiteke, eta beraz, mugimendua norabide jakin batzuetan bakarrik azaltzea suerta daiteke. Voxel batean partikulak norabide jakin baten mugitzen direla jakinez gero, ehun horretako zuntzak norabide horrekiko lerrokatuta daudela ondoriozta daiteke. Adibidez, neurona batean dagoen molekula bat neuronaren axoiaren myelin mintza zeharkatuz baino axoiaren beraren norabidean higituko da ziurrenik. Hori dela eta molekula neurona zuntzaren norabidean desplazatuko dela dakigu.

Tentsore bidezko Barreiapen Irudigintza (DTI, Diffusion Tensor Imaging) deritzon teknika garatu berriak barreiapena norabide anitzetan neurtzea ahalbidetzen du. Era berean, voxel bakoitzaren ezaugarri anisotropikoak norabideen funtzioan kuantifikatzea ere errazten du. Abantaila hauek ikerlariei burmuineko eremu ezberdinen arteko loturak aztertzeko aukera ematen diete.

Barreiapen MRIaren beste aplikazio bat arestian aipatutako Haztatutako Barreiapen Irudigintza (DWI, Diffusion Weighted Imaging inglesez) da. DWIak burmuineko infartuen eragin eta ondorioak ebaluatzeko erreminta aproposak dira. Izan ere, halako gertaera baten ondotik DWI metodoaz seinalearen galera handiagoak detekta daitezke. Hala ere, ezaugarri bereizgarri horiek arazoa gertatu eta denbora motz batera (30 minutu baino gutxiagora) bitartean baino ez diraute.

Azkenik, Barreiapen MRIaren bidez zeluletatik at gertatzen diren ur barreiapenak hautematea posiblea izan daitekeela ere aipatu izan da. Horrek MRI irudigintza funtzionala burutzeko gai ere badela frogatuko luke; haatik, saiakerek oraindik ez dute teoria hori oraindik guztiz egiaztatzerik lortu.

Erresonantzia Magnetiko bidezko Angiografia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Gizaki baten lepoaren eta buruaren Erresonantzia Magnetiko bidezko Angiografia

Erresonantzia Magnetiko bidezko Angiografia (MRA, Magnetic Resonance Angiography ingelesez) bereziki arteriak behatzeko erabilitako modalitatea da. Arterien ez-ohizko estutzeak (estenosiak) edota ez-ohizko zabaltzeak (aneurismak) detektatzea ahalbidetzen du. MRA irudigintzaren funtsezko aplikazioak lepoko eta garuneko arterien, nahiz gorputz-enborrak mugatutako aorta zatiaren, nahiz giltzurrun arterien nahiz zangoetako arterietako egiturak nabarmentzea dira. Mota honetako irudiak lortzeko kontraste eragile paramagnetikoen enplegua hobesten da maiz. Hala ere, badira prozesamenduan oinarritutako beste teknika batzuk; jarioaren araberako biziagotzea bat aipatzearren. Berton, plano batean jasotzen den seinalea, bertara berriki desplazatu den odolaren ondorio da.

Azkenik, Zain Erresonantzia Magnetikoa (MRV, Magnetic Resonance Venography) zainen egiturak lortzeko erabilitako MRAren teknika baliokidea dela aipa daiteke.

Erresonantzia Magnetiko bidezko Espektroskopia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Erresonantzia Magnetiko bidezko Espektroskopiak (MRS, Magnetic Resonance Spectroscopy edo MRS Imaging, MRSI, ingelesez) MRIak eskaintzen duen informazio espaziala eta NMR Erresonantzia Magnetiko Nuklearrak eskaintzen duen maiztasun domeinuko informazio aberastasuna uztartzen ditu. MRIa lagin edo organismo baten eremu zehatz baten ikerketa burutzeko egokia izan arren, haren izaera kimiko edo fisikoa aztertzeko ez da aproposegia. Eremuaren eta inguruko eremuaren arteko ezberdintasuna agerian uztea du funtzio nagusitzat alegia MRIak. Beraz, MRSak eremu horri buruzko maiztasun ezaugarriak, eta ondorioz kimikoak, hornitzen ditu aurrekoez gain.

MRI funtzionala[aldatu | aldatu iturburu kodea]

fMRI irudi honek gizaki baten burmuinean kitzikapen baten aurrean aktibatutako eskualdeak erakusten ditu

MRI funtzionalak (fMRI, functional MRI) garuneko jarduera neurologikoaren ondoriozko seinale aldaketak jasotzen ditu. Eredu honetan garuna erresoluzio baxuan baina maiztasun edo abiadura altuan (segundoko 2-3 aldiz normalean) eskaneatzen da. Neuronen aktibitatean ematen diren gorabeherek T2* haztapenaren bitartez hauteman daitezkeen aldaketak eragiten dituzte MR seinalearengan[13]. Mekanismo hau odoleko oxigenoaren mailaren menpeko (blood-oxygen-level dependent, BOLD) efektua deitzen da. Izan ere, jarduera neurologikoak gora egiten duenean oxigeno eskaera ere hazi egiten da burmuinean; horren aurrean zirkulazio-sistemak oxigenoa garraiatzen duten hemoglobinen proportzioa hutsik doazenen aurrean hazi egiten du. Oxigenorik ez daraman hemoglobinak MR seinalea ahuldu egiten duenez, seinalearen intentsitatea hazi egiten da aipatutako erreakzioaren eraginez. Garuneko zain egituren 3Dtako irudiak ere sortzeko erabiltzen da fMRIa.

Neurozientzia ikerketetan erabilpenik hedatuena duen metodoa BOLD seinale bidezkoa delarik ere, MR irudigintzaren malgutasunak beste ezaugarri eta fenomeno batzuen bidezko azterketak ere ahalbidetzen ditu. Arterien spinen sailkapenari (ASL, Arterial Spin Labeling), CBF garuneko odol fluxuari edota CBV garuneko odol bolumenari erreparatzen dioten teknikak aipa daitezke horien artean. CBV metodoa proba fasean dago gaur egun; kontraste agenteak darabiltza eta BOLDaren aldean sentikortasun handiagoa eskaintzen du. CBF prozedurak BOLD seinalearen aldean sentikortasun galera suposatu arren informazio kuantitatibo zabalagoa eskaintzen du.

Gaur egun, fMRIa asko jorratzen ari den ikerkuntza gaia da, garunaren portaeraren ulermenerako duen erabilgarritasuna dela-eta.

MRI interbentzionala[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Zauri txikiko kirurgia ebakuntza edo interbentzioetan (gaixoarengan zauri eta ondoriorik gutxien dakartenen kirurgi prozeduretan alegia) MRIak gida lagungarritzat duen erabilpenari men egiten dio.

Erradiazio terapien simulazioa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Ehun bigunak irudikatzeko MRIak duen aparteko ahalmenari esker, tumoreek gorputzean duten kokapen zehatza aditzera emateko erabiltzen hasi da. Erradiazio tratamendua aplikatu aurretik, plangintza bat burutzen da gaixoari MRI azterketa bat eginaz. Erradioterapia aplikatuko zaion posizio berdinean kokatzen da gaixoa eta MRIaren bidez tumoreak duen bolumen, kokapen eta orientazioa lortzen dira. Informazio horrekin gaixoaren azalean erreferentzia puntu batzuk ezarri eta tratamenduaren unean erradioterapia tumorera zehaztasun zuzentzea egokitzea lortzen da.

Dentsitate Irudigintza[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Bertatik bertarako dentsitate irudigintzak (Current Density Imaging, CDI) aztergai den gorputzaren dentsitatea lortzea bilatzen du irudietako fase informazioaz baliatuz. Eremu elektriko batek bere inguruan eremu magnetiko bat sortzen duela oinarrizko printzipioa da elektromagnetikan; eremu magnetiko hauek dipolo elektrikoen fasea aldatzen dute ordainetan irudi sekuentzia batean zehar. Gorputzaren berezko korronte elektrikoetatik abiatuta ez da lortu ordea gaur arte dentsitate irudirik.

Erresonantzi Magnetiko bidez gidatutako Ultrasoinua[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRgUS (Magnetic Resonance guided UltraSound) deritzon metodoan MR bidez gidatutako US izpi-sorta ehun bati zuzentzen zaio, jasotako energiaren ondorioz ehuna 65 Â°C tik gora berotu eta bere deuseztapena eraginez. Modu honetan kaltetutako ehunen ablazio zehatza lortzen da. MRIak eskaintzen duen helburu-ehunaren 3Dko irudikapena profitatuz ultrasoinuen energia zehatz-mehatz zuzentzen zaio. Gainera, MR irudiak informazio termikoa denbora errealean eskaintzeko gai direnez, nahi den ehunaren ablazio termikoa eragiteko behar besteko tenperatura lortzea ziurtatzen da, ultrasoinuen energiaren parametroak doituz.

Irudigintza nukleoanitza[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Bizidunen ehunetan kantitate handitan ageri delako erabiltzen da hidrogeno nukleoa MRIan. Zero ezberdina den spin netoa duen edozein nukleo erabil daiteke ordea, potentzialki, MRI aplikazio batean: helio-3, karbono-13, oxigeno-17, sodio-23, fosforo-31 eta xenon-129 isotopoak bakan batzuk aipatzearren. 23Na eta 31P elementuak gorputzean berez daude kantitate esanguratsuetan eta beraz hautagai egokiak dira; 3He eta 129Xe isotopo gaseosoak lehenengo hiperpolarizatu eta gero arnastu egin behar dira beraien dentsitate nuklearra kalitate oneko seinale bat emateko baxuegia baita; 17O eta 13C likido eran (17O ura eta 13C glukosa adibidez) barneratu ditzake gorputzak.

Irudigintza nukleoanitza gaur egun ikerkuntza fasean dagoen teknika da. Aplikazio potentzialen artean fMRIa eta 1H MRIan ondo bereizten ez diren ehunen (birikak eta hezurrak bereziki) bistarapen hobea lortzea daude. Hiperpolarizatu eta ondoren arnasean hartutako 33He nukleoak birikietako airearen banaketa ezagutzeko erabil daitezke; 13Cdun zainarteko soluzioak edota hiperpolarizatu eta egonkortutako 129Xe nukleoak angiografia eta perfusio irudigintzan erabili izan dira; 31P, azkenik, hezurren dentsitate eta egiturari buruzko informazioa nahiz garunaren irudi funtzionalak lortzeko erabil daiteke.

MRI teknika esperimentalak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Egungo ikerkuntza ildoen eskutik MRI teknologia berriak agertu doaz, hala nola, Magnetizazio Transferentzia bidezko MRIa (MT-MRI, Magnetization Transfer MRI), Barreiapen Tentsore MRIa (DT-MRI, Diffusion Tensor MRI), Protoi bidezko MR Espektroskopia edota berriki argitara atera den Dendrimer-pontentziazio bidezko MRIa.

Segurtasuna[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI irudigintzak kezka eta duda ugari sortzen ditu segurtasun gaiei dagokienez. Horren intentsitate altuko eremu magnetikoen eta RF maiztasunetako pultsuen erabilpenak murriztapenak ekartzen ditu zenbait kasutan:

  • Protesiak eta gorputzean txertatutako gainerako objektu artifizialak. Taupagailu edo pacemakerra duten pertsonek erabat debekatuta dute MRI azterketa bat jasatea printzipioz. RF indukzioak elektrodoetan eragin eta pacemakerraren maiztasuna aldarazi dezake: arritmia eta, kasurik txarrenean, heriotza dakartza. Hala ere segurtasun neurri egokiak hartuz gero, kasu jakin batzuetan azterketa normaltasunez burutzea posiblea da.

Atentzioa, lehendabizi, pacemakerrek deitzen duten arren, badaude beste zenbait protesi MRIaren eraginpean jartzeko debekatuen artean. Batzuk aipatzearren Vagnus motako nerbio kitzikatzaileak, desfibriladore txertagarriak, begizta itxiko bihotzeko aktibitatearen neurgailuak, intsulina ponpak, txerto koklearrak, burmuinaren kitzikatzaileak, etab. Halako dispositiboak daramatzaten gizabanakoek azterketa baten aurretik ahalik eta informazio zabalena eskaini behar dute (fabrikatzailea, modeloa, serie zenbakia eta txertatze data). Eragozpen hauek gainditzeko, txertoak babestuko lituzkeen nano-egitura] aztertzen dihardute zientzialariek. Egitura hauek txertoa irrati frekuentzientzat ikusezin bihurtuko lukete, MRI azterketak egitea baimenduz.[14]

Kanpo gorputz ferromagnetikoek edota txerto metalikoek (kirurgia-protesiek edo aneurisma-saretek kasu) ere arrisku potentzial bat suposatzen dute. Eremu magnetikoek eta irrati frekuentziek objektu horiekin elkarrekitean arazo ugari ager daitezke: protesia dagoen lekuan mina eremua magnetikoa aldatzean, RF eremuek induzitutako beroak eragindako kalteak edota dispositiboen funtzionamenduan arazoak.

Ondorio hauek bereziki kaltegarriak dira begietan, txertatutako objekturik badago bertan. MRI zentro askok egitez, MRI azterketaren beraren aurretik, X-izpi bidezko azterketa bat burutu ohi du begien orbitetan metalezko objekturik dagoen ala ez jakiteko. Adibidez, metalarekin kontaktuan lanean dabilen jendeak begietan metal izpiak edukitzea nahiko arrunta da. Istripu batek ere eragin dezake metal hautsa begietan atxikitzea.

Bere eroankortasun eskasagatik eta izaera ez-ferromagnetikoagatik titanioa eta aleazio eratorriak epe luzerako protesietarako eta irudi bidez lagundutako ebakuntzetarako material egokiak dira. Gainera, beste material batzuekin alderatuta, seinalearen desbiderapenak txikiagoak dira titaniozko gorputzaren inguruan eta horien ondorioz irudietan agertzen diren hutsuneek ere tamaina txikiagoa dute.

  • Jaurtigaiak. Irudiak lortzeko sortu behar den eremu magnetiko altuaren eraginez –Lurraren eremu magnetikoa baino 30.000 aldiz handiagoa sarritan–, segurtasunarekin lotutako gertakari ugari ezagutu izan dira MRI azterketetan. Jaurtigai modura jokatu duten objektu ferromagnetikoek, adibidez, zauri eta hildakoak eragin dituzte[15] , imanaren zentrora erakarriak diren itzelezko indarraren ondorioz. Arrazoi honengatik daude debekatuta burdina duten materialak MRI aretoan. Oharkabean halakorik gerta ez dadin puntako ospitale eta MRI zentro asko, material ferromagnetikoak hautemateko dispositiboez hornitzen hasiak dira beraien aretoak.
  • RF energia. Protoien spinak kitzikatzeko potentzia altuko irrati transmisore bat behar da. Igorritako beroak gaixorik gizenenenak edo termo-erregulazio arazoak dituztenak izerditan hastea eragin dezake.
  • Kanpo nerbioen kitzikapena (Peripheral Nerve Stimulation, PNR). Irudiak sortzeko beharrezkoa den eremu magnetikoaren aldaketa azkarrak nerbioak kitzikatzea ekarri lezake: gorputz-adarretan borondaterik gabeko mugimendu sentsazio bat sor lezake. Gaur egun gradienteen aldaketa maiztasun oso azkarrak darabiltzaten teknikak (fMRI, Barreiapen MRIa, etab.) nagusitzen ari direnez, arazoari aurre egitea erabaki dute lurralde ezberdinetako erregulazio agentziek. Fabrikatzaileak gehienezko dB/dt (denbora unitateko eremu magnetikoaren aldaketa) jakin baten azpitik dabiltzan eskanerrak egitera edota beraien makinek PNRrik sortzen ez dutela klinikoki frogatzera behatzen dituzte erregulazio agentziek. Ondorioz, MRI makinek ez dute erabiltzen dituzten gradiente anplifikatzaileen gehienezko potentzia.
  • Zarata akustikoa. Gradiente aldakorrak eremu magnetikoarekin elkarrekintzan sortutako indarrek bibrazio eta zaratak sortzen dituzte. Eremu magnetikoaren intentsitatea zenbat eta handiagoa eta irudi teknika zenbat eta azkarragoa izan orduan eta nabariagoa da efektua, 130 dBtara hel daitekeelarik zarataren intentsitatea (aireratzen ari den hegazkin astunenak sortutako zarataren parekoa). Belarrietarako tapoiak ezinbestekoak izan ohi dira. Gaur egun fabrikatzaileak zarataren aurkako babesa eta zarata ezereztatzeko sistemetan lanean dihardute.
  • Material kriogenikoak. Iman supereroalez eraikitako MRI makina bat larrialdi batean bat-batean itzali behar izateak makinaren helioa likidoa irakite puntura eramaten du eta honek hedatzeari ekiten dio (quench edo quenching efektua). Ihesbideetatik ateratzeko erarik aurkitzen ez badu eskanerra dagoen aretoan isuri eta oxigenoa desplazarazi dezake gaixoa itoz.

Kontraste eragileak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Zainarteko kontraste agenterik erabilienak gadolinioz osatutako soluzioak dira. Orokorrean, CT edo X-izpi bidezko azterketetan erabilitako iodo kontraste soluzioen aldean osasunerako seguruagoak direla frogatu da. Aurkako erreakzioak arraroak dira: estatistikek kasuen %0.03-0.1ean agertzen direla diote[16]. Aipatzekoa da gadoliniozko kontraste agenteek giltzurrunetan toxikotasun mailak eragiten ditueneko kasuak oso urriak direla, iodoak sortutakoekin alderatuz. Horregatik kontrastedun CT bat jasan ezin duten pertsonen organoak aztertzeko irtenbideetako bat MRIa da.

Haatik, dialisia behar duten pertsonengan aurkako erreakzio berri bat deskribatu da duela gutxi[17]. Oraindik gertaera bien artean kausa-efektu erlazio zuzenik aurkitu ez den arren, EE.BB.etan halako gaixoei gadolinioa beste aukerarik ez dagoenean soilik ematea eta MRI azterketaren ondoren eragilea ahalik eta azkarren gorputzetik ezabatzeko dialisia egitea gomendatzen dira[18]. Europan arrisku potentzialen araberako kontraste eragileen sailkapen bat argitaratu izan da.[19] [20]

Haurdunaldia[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Oraindik ez da frogatu ahal izan MRIak fetuan eragin kaltegarririk izan dezakeenentz. Fetua bereziki sentikorra den erradiazio ionizatzaileen gabeziaren ondotik, MRIak aparteko mugarik inposatzen ez duela pentsa daiteke. Baina egungo medikuntza jokabideek haurdun dauden emakumeek MRI azterketak derrigorrezkoa denean soilik egitearen alde egiten dute. Bereziki, haurdunaldiaren lehenengo hiruhilekoan debekua aski zorrotza izaten da, epe horretan gertatzen baita organoen sorrera. MRIak ehunetan eragindako tenperatura igoeraren eta zarata akustikoaren aurrean fetuak izan lezakeen sentikortasunak ere zer pentsa dakarkie medikuei. Horrez gain, kontraste agenteen erabilpenak ere fetuarengan ondorioak ekar ditzakeela uste da, gadolinioz osatutako konposatu kimikoak umetokia zeharkatu eta fetuaren odol-jarioan sartzen direla jakina baita.

Zalantzak zalantza, CTaren erradiazio ionizatzailerik izan ez eta ultrasoinuek (Ultrasound, US) baino diagnosi informazio zabalagoa eskaintzeko gai denez, sortzetiko akatsen diagnosi eta jarraipenerako MRIaren erabilpena hedatuz doa. Haurra amaren sabelean bertan dagoela bizia salbatzeko derrigorrez egin beharreko kirurgia-ebakuntzetan ere, gida lanetarako, kontrasterik gabeko MRIa hobesten da.

Klaustrofobia eta egonezina[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI eskanerren berezko diseinua dela-eta desatsegina eta gaitza gerta liteke bertan luzaroan irautea. Bistaratu nahi den gorputz atalak imanaren zentroan egon behar du, imanaren itxura zirkularrak erdian utzitako tunel edo espazio hutsean alegia.

Azterketaren iraupena medio, klaustrofobia arindun pertsonei ere askotan ezinezkoa gertatzen zaie MRI eskanerrean horren luzaroan sartuta egotea.

Halako egoera deserosoak ekiditeko asmoz, zenbait neurri hartu ohi dira MRI bidezko froga bat egin aurretik eta beronek dirauen bitartean:

  • Aurretiazko prestakuntza
    • Eskanerra dagoen aretoa bisitatzea eta azterketako posizioa lantzea.
    • Lasaigarri kimikoak hatzeko agintzea.
    • Anestesia orokorra aplikatzea gaixoari.
  • Azterketak dirauen bitarterako neurriak
    • Ondoeza sentitzen denerako larrialdi botoidun dispositiboa eskura edukitzea.
    • Musika jartzea eskanerra dagoen aretoan edota gaixoari jar liezazkiokeen betaurreko berezi batzuetan (Head Mounted Display, HMD) emanaldi bat –dokumental bat, telebista-saio bat, filme bat...– proiektatzea.

Hala ere, urte batzuetatik hona eraztun itxurarik jada ez duten MRI eskaner irekiak ekoiztu dira, “C” itxura dutenak nahiz bestelakoak, espazio txiki baten barnean harrapatuta egotearen sentsazioa desagertzea posible egiten dutelarik. “C” itxurakoen kasuan, ohizko eskanerrek baino higikortasun handiagoa eskaintzen dute. Gainera, gida-laguntza behar deneko ebakuntza kirurgikoetan ohizko MRIak erabiltzea ezinezkoa gertatzen da ez baitago gaixoarengan eragiteko modurik (espazio librerik); “C” itxurako eskanerrak erabili behar dira. Gerta liteke baita, pertsona bat gizenegia izateagatik, berarekin eskaner irekia erabili behar izatea.

Eskaner hauek, ordea, ez dute ohizkoen adinako erresoluziorik eskaintzen, eremu magnetiko baxuagoetan lan egiten baitute.

Jaioberrien eta haurren kasuan, lasaigarri kimikoa jaso dutelarik burutu ohi proba, geldi geratzeko agindua ulertzeko gai ez direlako edota nekez betetzen dutelako, beraiengan normala den legez.

MR praktikarako erreferentzia dokumentuak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI probekin lotutako segurtasun gaiak lantzen dituen zenbait idazki dago. Horien artean American College of Radiology EE.BB.etako Erradiologia Institutuak 2002an argitaratu eta 2004an birmoldatutako “White Paper on MR Safey” eta “ACR Guidance Document for Safe MR Practices” izenaz 2007an kaleratu dituenak nabarmentzen dira.

Gorputz-Eragileen Zuzentarau Europarra[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Europako Batzordearen Gorputz-Eragileen Zuzentarauean Eremu Elektromagnetikoei (EEM) dagokien atala Europar Batasuneko legediaren artikulutzat onartua izan da erabakitze organo europarretan. 2008rako, Europar Batasuneko estatu-kide bakoitzak bere legedian sartu beharko du aipatutako zuzentarau multzoa.

Eremu elektromagnetiko indartsuen eraginpean lan egiten duten langileek jasan ditzaketen intentsitate maximoak finkatzeko ezarri ziren lege hauek. Osasunerako potentzialki kaltegarriak diren ondorioak saihestea du helburutzat lege multzoak. Ezein momentutan gainditzea komeni ez den eremuen intentsitateak zehazten dira bertan. Norbait muga horiek gainditzen dituen lan-baldintzetan lan egitera behartzen duen gizabanakoak epaitegietan erantzukizun latzei aurre egin diezaieke.

EEMen arloko Europar Batasunaren legedia nazioarteko agentziek adostutako araudietan oinarrituta dago. Arau multzoa MRIaren kasuan bereziki zorrotza da: eremu magnetostatikoarentzat, RF sistemarentzat eta gradienteentzat atal bananduak ditu. Alabaina, oraindik ez dago mugez gaindiko MRI saio edo saio segiden ondorio kaltegarriei buruzko datu esanguratsurik.

Hasiera batean eremu magnetostatikoaren intentsitateari 2 Tko muga jarri bazitzaion ere, balio horrek ez zuen denbora asko iraun, teknologiak erraz gainditu zuelako eta hortik gorako eremuen osasunerako balizko kalteen froga irmoen gabeziagatik. Hala ere, azken aldian eremu elektromagnetikoen ondoriozko osasun kalteen inguruan sortu den kezkak legeak berraztertzera eraman ditu erakunde ugari, hala nola gai honetan Europako Batzordearen aholkulari den ICNRP (International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection) batzordea. Baimendutako balioetan aldaketak ekar litzake honek, eta ondorioz, MRIen kasuan, instalazio kopuruaren murrizketa eta kontrol zorrotzagoak. Hala ere, MR irudien erresoluzioa –eta beraz, kalitatea– eremu magnetikoarekiko zuzenki proportzionala denez, ondo oinarritutako justifikaziorik ezean zaila izango da aldaketak sartzea.

Europako Batzordeak eta batasuneko herrialdeetako gobernu agentzia independenteek, MRI probek osasunean –probak pairatzen dituztenen nahiz egiten dituztenen osasunean– dituzten eraginak baloratzeko asmoz, lan-talde bat osatu dute berriki.

Beste irudigintza modalitate batzuekiko konparaketa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRIa eta CTa[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Konputagailu bidezko Tomografia (CT, Computed Tomography ingelesez) irudiak lortzeko X-izpiak darabiltzan eskaner bat da. X-izpiak erradiazio ionizatzaile mota bat dira. Hori dela eta zenbaki atomiko aski altua duten elementuez osatutako ehunak, hezurrak eta kaltziodun egiturak aztertzeko tresna baliotsua da –zenbaki atomiko ezberdindun elementuek era ezberdinean ahultzen baitituzte izpiak. MRIak RF seinale ez-ionizatzaileak darabiltza irudiak lortzeko eta kaltzifikatu gabeko ehunak behatzeko egokiagoa da. CT azterketak burutzeko kontraste eragileak erabiltzea ere posiblea da, baldin eta inguruko haragia edo ehunak baino zenbaki atomiko altuagodun agenteak (iodoa eta barioa kasurako) erabiltzen badira. MRIarentzat propietate paramagnetikoak dituzten eragileak erabiltzen dira, gadolinioa adibidez.

Bai CT zein MRIa ehunen bi dimentsioko zeharkako ebaki asko sortzeko gai dira eta baita horietatik abiatuz, irudi prozesamendua erabiliz, hiru dimentsioko bolumenak sortzeko gai ere. CTak ehunen informazio espaziala eskuratzeko X-izpien atenuazioa soilik erabiltzen duen bitartean, MRIak propietate zerrenda luze eta konplexuago bat darabil kontraste hori lortzeko.

MRIak zeharkako irudiak edozein planotan sor ditzake, baita plano zeiharretan ere; CTak plano axialean (ardatzaren norabidearekiko perpendikularrean) baino ezin zituen jaso irudiak hasiera batean. Hori dela eta CAT (Computed Axial Tomogrpahy) zeritzen mota horretako eskanerrei. Egungo CT makinak aldiz, informazioa edozein planotan berreraikitzeko gai dira. Minbiziaren hautemate eta identifikazio lanetarako MRI eskanerren erabilpena hobesten da[21][22][23].

CT makinak askoz ere merkeagoak, azkarragoak eta errazago eskuragarriak izanik eta gaixoarengan aurriritzi edo urduritasun gutxiago sortzeak bere alde jokatzen dute. MRI motako azterketak ordea egokiagoak dira gaixoak epe motzean azterketa hainbat aldiz errepikatu beharra badu, ez baitu berau partikula ionizatzaileen mendean jartzen.

2003ko Nobel Saria[aldatu | aldatu iturburu kodea]

MRI teknikak bere sorreratik egunotara arte izan duen garrantzi eta aplikazioa aintzatetsi asmoz, 2003ko Medikuntzako Nobel Saria jaso zuten “erresonantzi magnetiko bidezko irudigintzan egindako aurkikuntzengatik” Urbana-Champaign Illinoisko Unibertsitateko Paul Lauterbur eta Nottinghameko Unibertsitateko Sir Peter Mansfield jaunek. Nobel Saria banatu zuen urte horretako batzordeak Lauterburri 2Dko irudien erregistro azkarra posible egin zuen kokapen espazialari buruzko informazioa lortzeko eremu magnetikoaren gradienteak erabiltzeko ekimena aitortu zion; epaimahaiaren arabera, Sir Peter Mansfielden ekarpenak fenomenoaren modelatze matematikoa eta gradienteen erabilpena eraginkorra egiteko teknikak proposatzea izan ziren.

Eztabaida[aldatu | aldatu iturburu kodea]

2003ko Medikuntzako Nobel Saria gogor kritikatu zuen Raymond Vahan Damadian zientzialari estatubatuarrak, MRIa berak asmatu zuen teknika zela argudiatuz. Bere esanetan, Paul Lauterbur eta Sir Peter Mansfieldek teknologia hobetu baino ez zuten egin. Bere alde sortutako plataformak protesta sonatuak egin zituen EE.BB.etako zenbait egunkari eta hedabidetan[24]. Ohitura duen bezala, Nobel Sariak banatzen dituen Karolinska Institutet erakunde suediarrak eztabaidari buruzko adierazpenak egiteari uko egin zion.

Beste alde batzuetatik ere agertu ziren MRIaren hastapenak asmatu izana aldarrikatzen zuten pertsonak: Herman Carr fisikari amerikarrak MRIa asmatu zenerako eremu gradienteak dimentsio bakarreko irudigintzan aspaldi erabiltzen hasia zela bera adierazi zuen Physics Today aldizkariari zuzendutako eskutitz batean[25].

Ikus, gainera[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Erreferentziak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

  • William R. Hendee eta E. Russell Ritenour, Medical Imaging Physics, fourth edition, Wiley-Liss, 2002. ISBN 0-471-38226-4
  1. (Ingelesez) Wayne E. Steinmetz, Cyrus R. Maher, Magnetic resonance imaging on an NMR spectrometer. An experiment for the physical chemistry laboratory, Concepts in Magnetic Resonance Part A, 2007; 3:133-139
  2. (Ingelesez) Timeline of MRI
  3. (Ingelesez) MRI — a new way of seeing, Paul Lauterburren Nature aldizkarian 1973an agertutako jatorrizko artikuluaren berrargitarapena
  4. (Ingelesez) Ljunggren S. J Magn Reson 1983; 54:338
  5. (Ingelesez) Twieg D., The k-trajectory formulation of the NMR imaging process with applications in analysis and synthesis of imaging methods, Med Phys vol., 1983;10(5), pp. 610-621. PMID 6646065
  6. (Ingelesez) http://cfmriweb.ucsd.edu/ttliu/be280a_05/blaimer05.pdf
  7. (Ingelesez) Haase A., Frahm J., Hanicke W. eta Matthaei D, 1H NMR chemical shift selective (CHESS) imaging, Phys Med Biol., 1985eko apirila Apr;30(4):341-4PMID 4001160
  8. (Ingelesez) Weinmann H.J., Brasch R.C., Press W.R. eta Wesbey G.E, Characteristics of gadolinium-DTPA complex: a potential NMR contrast agent, AJR Am J Roentgenol, 1984ko martxoa;142(3):619-24. st_uids=6607655 PMID 6607655
  9. (Ingelesez) Laniado M., Weinmann H.J., Schorner W., Felix R. eta Speck U. First use of GdDTPA/dimeglumine in man, Physiol Chem Phys Med NMR, 1984;16(2):157-65 PMID 6505042
  10. (Ingelesez) Widdler D.J., Greif W.L., Widdler K.J., Edelman R.R. eta Brady T.J. Magnetite Albumin Microspheres: A New MR Contrast Material, AJR Am J Roentgenol, 1987;148(2):399-404 PMID 3492120
  11. (Ingelesez) Weissleder R., Elizondo G., Wittenberg J., Rabito C.A., Bengele H.H. eta Josephson L. Ultrasmall Superparamagnetic Iron Oxide: Characterization of a New Class of Contrast Agents for MR Imaging, Radiology, 1990;175(2):489-93 PMID 2326474
  12. (Ingelesez) Le Bihan D., Breton E., Lallemand D., Grenier P., Cabanis E. eta Laval-Jeantet M., MR imaging of intravoxel incoherent motions: application to diffusion and perfusion in neurologic disorders, Radiology, 1986ko azaroa;161(2):401-7 PMID 3763909
  13. (Ingelesez) Thulborn K.R., Waterton J.C., Matthews P.M. eta Radda G.K., Oxygenation dependence of the transverse relaxation time of water protons in whole blood at high field, Biochim Biophys Acta, 1982ko otsaila 2;714(2):265-70 PMID 6275909
  14. (Ingelesez) Nano-coated implants cut MRI scan dangers
  15. (Ingelesez) Randal C. Archibold, "Hospital Details Failures Leading to M.R.I. Fatality", The New York Times, 2001eko abuztuak 22
  16. (Ingelesez) Murphy K.J., Brunberg J.A. eta Cohan R.H., Adverse reactions to gadolinium contrast media: a review of 36 cases, AJR 1996; 167:847-849
  17. (Ingelesez) H.S. Thomsen, S.K. Morcos eta P. Dawson, Is there a causal relation between the administration of gadolinium based contrast media and the development of nephrogenic systemic fibrosis (NSF)?, Clinical Radiology, Volume 61 (11), 2006ko azaroa, pp. 905-906
  18. (Ingelesez) http://www.fda.gov/cder/drug/advisory/gadolinium_agents.htm FDA Public Health Advisory: Gadolinium-containing Contrast Agents for Magnetic Resonance Imaging
  19. (Ingelesez) http://www.mhra.gov.uk
  20. (Ingelesez) http://www.ismrm.org/special/EMEA2.pdf
  21. (Italieraz) Colosimo C., Celi G., Settecasi C., Tartaglione T. eta Di Rocco C., Marano P.Magnetic resonance and computerized tomography of posterior cranial fossa tumors in childhood. Differential diagnosis and assessment of lesion extent, Radiol Med, 1995;90(4):386-395
  22. (Ingelesez) Allen E.D., Byrd S.E., Darling C.F., Tomita T., Wilczynski M.A., The clinical and radiological evaluation of primary brain neoplasms in children, Part II: Radiological evaluation, Natl Med Assoc., 1993:85(7):546-553
  23. (Ingelesez) Deck M.D., Henschke C., Lee B.C., Zimmerman R.D., Hyman R.A., Edwards J., Saint Louis L.A., Cahill P.T., Stein H. eta Whalen J.P., Computed tomography versus magnetic resonance imaging of the brain. A collaborative interinstitutional study, Clin Imaging, 1989;13(1):2-15
  24. (Ingelesez) H.F. Judson, No Nobel Prize for Whining, New York Times, 2003ko urriak 20
  25. (Ingelesez) Herman C., Field Gradients in Early MRI, Physics Today, 2004;57(7), p. 83 [http://www.physicstoday.org/vol-57/iss-7/p83a.html

Kanpo loturak[aldatu | aldatu iturburu kodea]

Commons-logo.svg
Commonsen fitxategi gehiago dago honi buruz:
Erresonantzia magnetiko bidezko irudigintza