EXAMENSARBETE2006:33 HV

HÄLSOVETENSKAPLIGA UTBILDNINGAR

RÖNTGENSKÖTERSKA

Institutionen för Tillämpad fysik • Maskin- och materialteknikAvdelningen för Fysik

2006:33 HV • ISSN: 1404 - 5516 • ISRN: LTU - HV - EX - - 06/33 - - SE

MAGNUS YLITALOJOAKIM PETERS

Magnetiskresonanstomografi

Luleå tekniska universitet Institutionen för Tillämpad Fysik, Maskin- och Materialteknik Avdelningen för Fysik

Magnetisk resonanstomografi

Litteraturstudie

Magnus Ylitalo Joakim Peters

Röntgensjuksköterskeprogrammet 120 poäng Vårterminen 2006 Handledare: Thomas Falk, röntgensjuksköterska Examinator: Niklas Lehto, universitetslektor

Förord Vi vill tacka vår examinator och lärare Niklas Lehto som lärt oss mycket under vår studietid och som varit till stöd och hjälp under vårt examensarbete. Ett tack också till personalen på röntgenavdelningarna i Piteå och Gällivare som under den kliniska placeringen tagit hand om oss på ett bra sätt och gett oss mycket som vi kommer att ha nytta av i framtiden. Det stöd vi haft från våra nära och kära under hela utbildningstiden har också varit ovärderligt Luleå i maj 2006 Magnus Ylitalo Joakim Peters

Summary This study deals with the subject magnetic resonance imaging (MRI), and can be said to provide an orientation in the subject since much of the terminology occurring in MRI and the system’s basic functions are discussed. There is a lot of literature in the field, so for anyone interested, the reference list found in this paper can serve as a guide to further studies. The report discusses the elementary physics of MRI, where terms as proton spins, net magnetization and relaxation times are mentioned. The report then continues with a survey over MRI hardware and the variants of systems that are available, that is permanent-, resistive- and superconducting magnets. Superconducting magnetsystems have been the main focus of this work because they are most common clinically. Image formation is about how the computersystem produces an image from the signals that are received from the patient, for instance: how can one know exactly from where in the patient a signal origins? The answer to this question is through gradients, but terms as weighted images, signal to noise ratio (SNR) and pulse sequences are also introduced. Artefacts (distortions in the picture) exist in all medical imaging, also in the field of MRI. Primarily, artefacts caused by motion and metallic objects are emphasized since they are rather common and may affect the pictures in a way that troubles making a diagnosis. What is the benefit of MRI? When is MRI used? The short answer to these questions would be that contrast resolution is the main advantage of MRI, which means the ability to differentiate between varying soft tissues. For example, when it comes to investigating knees no other modality than MRI really can show the structures as clearly. Finally, issues as safety, health concerns and the future development of MRI are brought up. Metallic implants positioned in sensitive places and metallic objects that turn to projectiles in the nearness of the very strong magnet are obvious risks. Regarding the eventuality of the strong magnet fields being harmful, the technology as it is used today is considered safe both to patients and staff, but research goes on to ensure that every aspect of MRI is secure.

Sammanfattning Denna rapport behandlar ämnet magnetisk resonanstomografi (MR), och kan sägas vara en orientering i ämnet, då många av de inom MR förekommande begreppen behandlas och systemets grundfunktioner tas upp. Det finns mycket litteratur i ämnet och för den intresserade finns alla möjligheter att fördjupa sig, referenslistan längst bak i detta arbete kan tjäna som boktips och guide till att komma igång med vidare studier. Arbetet tar upp den fysik som ligger till grund för magnetisk resonanstomografi och begrepp som protonspinn, nettomagnetisering och relaxationstider gås igenom. Dessutom görs en genomgång av hårdvaran i MR systemet och de olika varianter av system som finns, det vill säga permanenta-, resistiva- och supraledande magneter. Detta arbete fäster störst vikt vid de supraledande magnetsystemen eftersom de är de klart dominerande kliniskt. Bildframställning handlar i grund och botten om hur datorsystemet gör en bild av de signaler som mottas från patienten, till exempel: hur går det att avgöra exakt varifrån i patienten en signal kommer? Svaret på denna fråga heter gradienter, men ytterligare begrepp som viktade bilder, signal to noise ratio (SNR) och pulssekvenser introduceras också. Artefakter, det vill säga bildförvrängningar, förekommer inom all medicinsk bildtagning, så också inom MR. Framförallt artefakter orsakade av rörelse och metalliska föremål betonas då de är relativt vanligt förekommande och kan påverka bilderna på ett sätt som gör det svårare att diagnostisera. Vad är det som är så bra med MR? När används MR? Ett kortfattat svar på dessa frågor är att kontrastupplösningen är magnetkamerans absolut starkaste sida, vilket betyder dess förmåga att kunna särskilja vävnadstyper såsom olika mjukdelar från varandra. Ett exempel på undersökning då egentligen ingen annan undersökningsmetod än MR kan ge ett så högt diagnostiskt värde är vid utredning av knän, där MR bilder tydligt kan särskilja de ingående strukturerna som menisker och korsband. Slutligen behandlas frågor som säkerhet, hälsorisker och MR:s framtida utveckling. Metalliska implantat på känsliga ställen och metalliska föremål som blir till projektiler i närheten av den starka magneten är de uppenbara riskerna. Avseende de starka magnetfältens eventuella hälsovådlighet anses tekniken, som den används idag, vara säker för både patienter och personal, men forskning pågår fortlöpande för att kunna vara helt säker vad gäller alla aspekter.

Innehållsförteckning 1 INLEDNING ............................................................................... 1

2 MR TEORI .................................................................................. 2 2.1 HISTORIK ............................................................................................... 2 2.2 FYSIKEN BAKOM MR............................................................................. 2

2.2.1 Kärnspinn .......................................................................................................... 2 2.2.2 Tippning av nettomagnetiseringen till x-y planet .......................................... 4 2.2.3 T1-relaxation (longitudinell relaxation).......................................................... 5 2.2.4 T2-relaxation (transversell relaxation) ........................................................... 5

2.3 MR-UTRUSTNINGEN............................................................................... 6 2.3.1 Olika MR system ............................................................................................... 6 2.3.2 Komponenterna i ett MR system ..................................................................... 8 2.3.3 Avskärmningar................................................................................................ 10

2.4 UNDERSÖKNINGEN............................................................................... 10 2.4.1 Förberedelser................................................................................................... 10 2.4.2 Hur går undersökningen till?......................................................................... 11 2.4.3 Användningsområden för MR ....................................................................... 11

2.5 BILDFRAMSTÄLLNING.......................................................................... 12 2.5.1 Spatiell- och kontrastupplösning ................................................................... 12 2.5.2 Protondensitet och relaxationstider............................................................... 13 2.5.3 Viktade bilder .................................................................................................. 13

2.5.3.1 T1-viktning och repetitionstid (TR)............................................................ 13 2.5.3.2 T2-viktning och ekotid (TE) ....................................................................... 14 2.5.3.3 Protondensitetsviktning .............................................................................. 14

2.5.4 Saturation......................................................................................................... 15 2.5.5 Tippningsvinkel (flip angle) ........................................................................... 15 2.5.6 Presaturation ................................................................................................... 15 2.5.7 Spatialavkodning (rumslig avkodning) ......................................................... 15 2.5.8 Datorns sätt att skapa en bild ........................................................................ 16 2.5.9 Faktorer som påverkar SNR (Signal to Noise Ratio = signal-brus förhållande)............................................................................................................... 17

2.5.9.1 Snittjocklek och bandbredd ........................................................................ 18 2.5.9.2 Field of view (FoV) och matrisstorlek........................................................ 18 2.5.9.3 Antalet mätningar ....................................................................................... 18

2.5.10 Snabb bildgenerering.................................................................................... 18 2.5.11 Pulssekvenser................................................................................................. 19

2.5.11.1 Spinneko (SE) ........................................................................................... 19 2.5.11.2 IR (Inversion Recovery) ........................................................................... 19 2.5.11.3 GRE (Gradienteko) ................................................................................... 19 2.5.11.4 EPI (Echo Planar Imaging) ....................................................................... 19 2.5.11.5 SR (Saturation Recovery) ......................................................................... 19 2.5.11.6 T1 FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) .................................. 19 2.5.11.7 T2 FLAIR.................................................................................................. 20 2.5.11.8 FIESTA (Fast Imaging Employing Steady State Acquisition .................. 20 2.5.11.9 DW-EPI (Diffusionweighted Echo Planar Imaging) ................................ 20

2.6 ARTEFAKTER ....................................................................................... 20

2.6.1 Rörelse- och flödesartefakter ......................................................................... 21 2.7 MR KAMERANS FÖR- OCH NACKDELAR .............................................. 21

2.7.1 Fördelar med MR............................................................................................ 21 2.7.2 Nackdelar med MR ......................................................................................... 22 2.7.3 MR kontra Datortomografi............................................................................ 22

2.8 SÄKERHET, RISKER OCH KONTRAINDIKATIONER ............................... 22 2.8.1 Implantat.......................................................................................................... 23 2.8.2 Risker och kontraindikationer....................................................................... 23 2.8.3 Magnetquench ................................................................................................. 24

2.9 MR-KONTRASTMEDEL......................................................................... 24 2.10 ÄR MR FARLIGT? .............................................................................. 25

3 RESULTAT............................................................................... 27 3.1 DISKUSSION OCH SLUTSATS ................................................................. 27

REFERENSLISTA....................................................................... 29 BILAGA 1: INFORMATIONSBLAD TILL PATIENTER ...................................... 1 BILAGA 2: TEKNIKINFORMATION TILL PATIENTER.................................... 1

1

1 Inledning Magnetisk resonansteknik är ett brett ämne om vilket det finns mycket att skriva och den teoretiska delen i ämnet anses av många som komplicerad. Patienter som kommer för att genomgå en magnetkameraundersökning (MR) vet i många fall inte vad en MR-undersökning är, hur den går till, varför läkaren har ordinerat MR eller om den är farlig. Under den kliniska praktiken bekräftades denna uppfattning i och med att många patienter bland annat trodde att de utsattes för röntgenstrålning. Målet med rapporten har varit att den ska ha en bredd och ett djup i ämnet som gör den lämplig att använda för att förklara magnetisk resonanstomografi för många olika målgrupper, till exempel sjuksköterskor, studenter och andra intresserade. Arbetet har i huvudsak inriktats mot supraledande magnetsystem, vilka i dagsläget är vanligast förekommande kliniskt. Djupgående matematik och fysik har undvikits på grund av att detta inte ingår i målet med rapporten. Under den kliniska praktiken har det framkommit att även personal på röntgen kan ha nytta av vissa delar av innehållet i rapporten för att få en djupare förståelse för tekniken bakom magnetkameran. Utifrån rapporten har sedan informationsblad tagits fram som riktar sig till patienter och beskriver MR på ett lättförståeligt sätt. Rapporten har gjorts i form av en litteraturstudie. Relevant litteratur har samlats ihop och studerats för att få en bra teoretiskt grund inför framtagandet av rapporten och informationsbladen. Syftet är att sammanställa och förenkla den befintliga litteraturen som finns i ämnet och göra den mer lättläst och lättförståelig. Rapporten ska innehålla den grundläggande information som kan efterfrågas av röntgensjuksköterskor och även av patienter. Under den kliniska praktikplaceringen har ytterligare information samlats in om tekniken och det praktiska handhavandet av apparaturen. Dessutom har personalen på röntgenavdelningen tillfrågats om vad som kan vara relevant för patienten att veta när denne kommer för att genomgå en MR undersökning. I kontakten med patienterna har också funderingar och frågor fångats upp och använts i arbetet med informationsbladen.

2

2 MR teori 2.1 Historik År 1946 beskrev Bloch och Purcell oberoende av varandra nukleär magnetisk resonans. De fick senare 1952 års nobelpris i fysik för detta arbete. Bloch anses vara den magnetiska resonansens fader och kan sägas ha betytt lika mycket för MR som Röntgen betytt för den konventionella röntgentekniken. Även nobelpriset i medicin 2003 som tilldelades Lauterbur och Mansfield för deras upptäckter rörande avbildning med magnetresonans har gjort magnetkameran möjlig (Kungliga vetenskapsakademien 2003. Bushong 2003. Levitt 2001). I Juli 1977 genomfördes den första MR undersökningen på en människa. Det tog nästan fem timmar att generera en bild och den var efter dagens standarder av ganska dålig kvalitet. När detta genomfördes hade doktor Raymond Damadian, doktor Larry Minkoff och doktor Michael Goldsmith laborerat i sju år för att nå till denna punkt. De kallade originalmaskinen för "Indomitable" (outtröttlig, oövervinnelig) eftersom många ansåg att de kämpade för något som var omöjligt (Gould 2006). 2.2 Fysiken bakom MR Det finns många olika benämningar på magnetisk resonanstomografi, till exempel nuclear magnetic resonance (NMR= nukleär magnetisk resonans) och nuclear magnetic resonance imaging (NMRI= nukleär magnetisk resonansbildtagning), men ordet nukleär undviks eftersom det kan ge en klang av att undersökningen är farlig. Istället används MR eller MRI som står för magnetic resonance respektive magnetic resonance imaging eller på svenska: magnetisk resonans/magnetisk resonansbildtagning (Bushong 2003). Den gren av fysiken som beskriver vad som händer vid en MR undersökning är kvantmekaniken. Kvantmekaniken beskriver beteendet hos små objekt som exempelvis röntgenfotoner, protoner, neutroner och elektroner. Kvantmekaniken är komplex och ger ingen lättförståelig bild av vad som händer vid en MR undersökning, så även om den mest korrekt beskriver MR så kommer kvantmekaniken att undvikas här. MR kan till stora delar beskrivas genom klassisk fysik, det vill säga den gren inom fysiken som beskriver stora objekt som exempelvis raketer, bilar och pingisbollar. Det enda inom kvantmekaniken som denna rapport behandlar är kärnspinn eftersom det inte kan undvikas för att ge en korrekt bild (Bushong 2003). 2.2.1 Kärnspinn Alla atomkärnor har en egenskap som kallas för spinn, vilket betyder att de roterar runt sin egen axel liknande som jordklotet gör (se figur 1). En laddad spinnande massa i sin tur ger upphov till ett magnetfält (Bushong 2003).

3

Figur 1. Den vänstra bilden visar en proton som precesserar runt magnetfältet. Den högra bilden visar att protonen samtidigt roterar runt sin egen axel (Gould 2006).

Av de atomer som kroppen består av är cirka 80% väteatomer (det mesta i vatten), vilket är fördelaktigt eftersom just väte lämpar sig bra för magnetisk resonans. Detta beror på att vätekärnan består av en spinnande proton som är magnetisk, den har ett så kallat magnetiskt moment. När en människa placeras i ett starkt magnetfält beter sig protonerna (vätekärnorna) som små magneter och ställer in sig i förhållande till magnetfältet, antingen parallellt med detta eller antiparallellt, se figur 2. Det som händer är att människan blir polariserad, det vill säga får en nord- och en sydpol som en vanlig magnet, vilket uttrycks som att personen får en nettomagnetisering. Magnetfältet går parallellt med magnettunneln (den öppning i MR kameran där patienten placeras), det vill säga om patienten placeras på rygg i MR kameran kommer väteprotonerna att rada upp sig så att de pekar antingen mot fötterna eller mot huvudet. De flesta protoners magnetiska moment kommer att ta ut varandra, det blir bara ett fåtal av alla miljoner som inte kvittas (cirka 7 stycken per miljon), men det räcker för att få en magnetisering som går att påverka och mäta upp och därigenom skapa bilder (Westbrook 2002. Bushong 2003. Widman 2004. Gould 2006).

Från början pekar protonerna åt alla möjliga håll men det yttre magnetfältet gör att de ställer in sig. Överskottet av protoner som pekar åt ett håll leder till en samverkan som skapar en magnetisering som pekar i den riktningen. Eftersom några fler protoner pekar i magnetfältets riktning än emot det så blir nettomagnetiseringen riktad åt samma håll som det statiska magnetfältet (Westbrook 2002. Bushong 2003. Widman 2004. Gould 2006).

4

Figur 2. Alla väteprotoner kommer att ställa in sig efter magnetfältet i den ena eller andra riktningen. De flesta tar ut varandra men det finns alltid några fler åt ett håll (Gould 2006). Ytterligare ett fenomen inträffar när patienten placeras i magnetfältet: protonerna börjar precessera, vilket betyder att de börjar rotera med en viss vinkel kring det magnetiska fältets riktning (se figur 1). Observera att detta är något annat än det spinn som protonerna har kring sin egen axel. Precession illustreras enklast med en leksakssnurra som snurras igång på en plan yta och efter ett tag då den börjar luta visar den precession på ett perfekt sätt. Förutom att den roterar runt sin egen axel precesserar den runt lodlinjen exakt som protonerna precesserar runt magnetfältets riktning. Precessionen sker med en hastighet som är beroende av magnetfältets styrka och den gyromagnetiska konstanten för ämnet enligt Larmorekvationen ω= γ*B0 där γ är den gyromagnetiska konstanten (för väte: 42,6 MHz/T) och B0 är magnetfältets styrka. Detta leder till att i ett magnetfält på 1,5 T (tesla) sker precessionen med frekvensen 63,9 MHz (Jacobson 1995. Bushong 2003). 2.2.2 Tippning av nettomagnetiseringen till x-y planet Den nettomagnetisering som uppkommit är som sagt i magnetfältets riktning, men jämfört med huvudmagnetfältet är den mycket liten, så den kan inte mätas, utan den måste påverkas att peka i en riktning som är vinkelrät mot huvudmagnetfältet B0. Detta uppnås genom att tillföra protonerna energi genom att sända in en radiofrekvent puls (RF-puls) med samma frekvens som protonerna precesserar med, se figur 3 (Westbrook 2002. Bushong 2003). Efter att en puls skickats in som är anpassad så att den vrider nettomagnetiseringen 90° (kallas för 90° RF-puls), kommer spinnen att vrida sig vinkelrätt mot magnetfältet. Det som också händer är att spinnen börjar precessera i takt (fas) och de ger upphov till en radiosignal som kommer från patienten. Genom att denna signal ligger inom det radiofrekventa området kan signalen registreras med hjälp av en radiomottagare. Det går alltså att få atomkärnorna att ”kommunicera” med en radiosändare/mottagare (Jacobson 1995). Kommunikationen sker alltså i tre steg. Först placeras patienten i ett kraftigt magnetfält och då kommer kärnspinnet att precessera med en given frekvens,

5

Larmorfrekvensen. Därefter skickas en radiofrekvent puls med en anpassad frekvens in, vilket gör att kärnorna tar upp energi och spinnen ändrar riktning. Direkt efter att pulsen upphört, avges energin i form av en svag radiosignal som kan mätas. Genom att mäta styrkan på signalen och hastigheten med vilken signalen avklingar framställs detaljrika bilder på kroppens vävnader. Metoden kan endast användas på isotoper med udda antal kärnpartiklar eftersom jämna par tar ut varandra. Den viktigaste isotopen vid MR är väte, som gör det möjligt att avbilda de flesta organ i kroppen, men dock inte skelettet som innehåller för lite väte som också är för hårt bundet. För andra isotoper är metoden inte lika känslig då de inte förkommer i lika stor utsträckning i kroppen (Jacobson 1995).

Figur 3. Vänstra bilden visar nettomagnetiseringen M0 före RF-pulsen. Den högra visar att nettomagnetiseringen blivit tippad 90° och befinner sig i x-y planet. 2.2.3 T1-relaxation (longitudinell relaxation) T1-tidskonstanten är vävnadsspecifik och säger hur snabbt spinnet i en specifik vävnad gör sig av med den absorberade RF energin. Hur snabbt detta går beror på vävnadsmolekylens storlek och typ av omgivning. Vattenmolekylen är liten och rör sig snabbt och slumpartat i sin omgivning och har därför liten möjlighet per tidsenhet att göra sig av med sin energi. Därför har vatten och cerebrospinalvätska långa T1-relaxationstider. Den stora tröga fettmolekylen har däremot en kort T1-tid (Heinrichs 1993). Det som händer med nettomagnetiseringen efter att RF-pulsen slagits av är att den börjar växa tillbaka i z-led, se figur 4. T1-tidskonstanten är ett mått på hur fort denna tillväxt av magnetiseringen i z-riktningen sker (Bushong 2003). 2.2.4 T2-relaxation (transversell relaxation) Den longitudinella relaxationen och den transversella relaxationen sker samtidigt men inte med samma hastighet, de är oberoende av varandra och T2-relaxationen går fortare. Den transversella relaxationen anger hur snabbt spinnen kommer ur fas vilket samtidigt säger hur fort det går för nettomagnetiseringens komponent i x-y planet att försvinna, se figur 4. Urfasningen orsakas av interaktionen (samverkan) mellan de individuella spinnen och denna spinn-spinn interaktion bestämmer T2-konstanten. T2-konstanten är också vävnadsspecifik, i solida material med fast atomomgivning är T2-relaxationstiden kort, i storleksordningen μs (mikrosekunder) medan den i vätskor som har större avstånd mellan de ingående molekylerna är längre (Heinrichs 1993. Bushong 2003).

Z

XY

Mxy= M0

90° RF-puls in

Z

X Y

M0

6

Figur 4. Bilden visar hur magnetiseringen i x-y-planet avtagit (T2-relaxation) och hur magnetiseringen i z-led börjat växa tillbaka (T1-relaxation). Jämför med figur 3. Samtidigt avges en signal (FID) från patienten. 2.3 MR-utrustningen Ett MR system består förenklat av tre delar: en magnet, en dator och en arbetsstation. Datorn ska kunna ta hand om ett stort antal beräkningar. Vid en jämförelse mellan datortomografi (DT) och MR är skillnaden att vid MR samlas mer data in och de beräkningar som görs är längre och mer komplicerade än de som görs av datorn vid DT (Thelander 2000. Bushong 2003).

Figur 5. Principskiss över MR systemet (Bushong 2003). Magneten är placerad i ett gantry som också innehåller annan elektromagnetisk utrustning. Till skillnad från DT innehåller gantryt inga rörliga delar. Arbetsstationen liknar den som används vid DT (Thelander 2000. Bushong 2003). 2.3.1 Olika MR system Det finns tre olika typer av MR system, och det som skiljer dem åt är vilken typ av magnet som används. Den mest använda magneten är en supraledande elektromagnet, men det finns även resistiva elektromagneter och permanentmagneter (Thelander 2000. Heinrichs 1993). Styrkan på en magnet mäts i enheten tesla (T). En annan enhet som magnetstyrkan kan mätas i är Gauss (1 T = 10 000 Gauss). Magneter med styrkan 1-1,5 T är vanligast vid medicinsk bildtagning men magneter på upp till 60 T används i forskning. Jämfört med jordens magnetfält som är på 50 μT är det tydligt hur starka dessa magneter är (Gould 2006).

Z

X Y

Mxy

Mz

RF-puls ut

7

Figur 6. En fullastad pallbock har sugits in i magneten (Gould 2006). Varje magnettyp har sina för- och nackdelar. De permanenta magneterna är den mest kända magnettypen bland allmänheten, det är den magnettyp som nyttjas i bland annat kompasser och för att fästa kom-ihåg-lappar på kylskåpet. Permanentmagneter består av block som är gjorda av järnmagnetiska legeringar. Dessa magneter är billiga och används också flitigt i alla möjliga sammanhang. Permanentmagneterna som används vid MR kallas ofta för "öppet MR system" och klaustrofobiska och oroliga patienter upplever av förståeliga skäl designen mer bekväm. En fältstyrka på ungefär 0,3 T är vanligt för denna typ. Några fördelar med permanentmagneter är att de inte har något yttre magnetfält (se kapitel 2.3.3) och att de inte kräver någon energiförsörjning eller kylning. Nackdelarna är den låga fältstyrkan, den ganska dåliga fälthomogeniteten och den höga vikten (90 ton!). Permanenta magneter finns bara på ett fåtal av de större sjukhusen i Sverige (Heinrichs 1993. Bushong 2003). De resistiva elektromagneterna håller på att göra något av en comeback efter att tidigare nästan helt försvunnit från den kommersiella MR scenen. Fältstyrkan är upp till 0,3 T för dessa magneter. De här magneterna är formade som ett c, och har ett vertikalt magnetfält. Jämfört med supraledande magneter är de både billigare och lättare att stänga av. Det yttre magnetfältet är också mindre: 2 meter till 0,5 mT gränsen jämfört med ungefär 10 meter för supraledande magneter (0,5 mT är det gränsvärde som kan orsaka att pacemakers inte fungerar som de ska). Den största nackdelen är den stora elkonsumtionen samt jämfört med supraledande magneter att fälthomogeniteten är betydligt sämre, 10-50 ppm (parts per million) jämfört med endast 0,1-5 ppm för de supraledande magneterna. En dålig fälthomogenitet ger sämre spatiell- och kontrastupplösning (Thelander 2000. Bushong 2003). De supraledande magneterna är skrymmande och det beror mest på kravet att hålla magnetspolarna vid en låg temperatur. Den låga temperaturen som är nära absoluta nollpunkten (-273,15˚ C) bibehålls genom att använda flera isolerande kamrar, och de medier som används för att få en låg temperatur är flytande gaser (kryogener). Vid MR används flytande helium och/eller flytande kväve. Det starka magnetfältet i supraledande magneter skapas av en elektrisk ström som flyter i en stor spole. Fördelarna med de supraledande magneterna jämfört med de permanenta är att när magneten väl har laddats upp till den önskade fältstyrkan, består fältet och nätspänningen kan tas bort. Den primära fördelen med de supraledande magneterna är

8

den höga fältstyrkan, värden mellan 0,5 T och 4 T förekommer, även om de flesta kliniska bildtagningssystemen är endera 0,5 T, 1,0 T eller 1,5 T. Hög fältstyrka är eftertraktad eftersom det ger högre SNR (signal to noise ratio) i bilden, vilket enkelt uttryckt ger bilder med bättre spatiell- och kontrastupplösning. En annan fördel är det homogena magnetfält som dessa magneter har, dessutom kan magnetfältet shimmas (göras homogent) på ett sätt som inte är möjligt för de andra magnettyperna. Alla kliniskt använda supraledande magneter använder niob-titan legeringar som har en kritisk temperatur vad gäller supraledning på cirka 9 K (-264°C). För att kunna hålla en så låg temperatur på ledaren måste den sänkas ner i flytande helium. Detta behov av flytande gas är en av nackdelarna med detta system eftersom det är dyrt. Kostnaden för flytande helium är 70-100 kronor per liter och den årliga kostnaden kan överstiga 200 000 kronor eftersom heliumet kokar bort eftersom, men med nyare teknik minskas bortkokningen allt mer. En annan nackdel är det starka yttre magnetfältet som för en 1 T magnet sträcker sig 10 meter i alla riktningar innan det sjunkit under det kritiska värdet 0,5 mT. Elförbrukningen är trots allt förhållandevis låg eftersom det efter att magneten startats upp och fältstyrkan uppnåtts inte krävs någon el för att bibehålla magnetfältet (Bushong 2003. Heinrichs 1993. Thelander 2000). Vad menas med supraledande? Vid rumstemperatur har alla ledande material ett motstånd (resistans). Utan ett nätaggregat som konstant tillför energi, kommer den elektriska ström som flyter i en krets att minska på grund av att den tappar energi. Supraledare är material som inte har något elektriskt motstånd vid mycket låga temperaturer. En konstant hög ström (över 400 ampere) kommer att flyta utan att tappa energi. För att material ska uppföra sig som supraledare måste de kylas ner till sin kritiska temperatur (Heinrichs 1993). 2.3.2 Komponenterna i ett MR system MR systemen innehåller ett antal grundläggande komponenter. För att kunna generera bilder, läggs såväl magnetfältsgradienter som RF-pulser på ett homogent magnetfält. Detta betyder att ett typiskt MR system innehåller tre delsystem:

• Magneten • Ett gradientsystem • Ett RF system (Thelander 2000).

Det viktigaste kriteriet för en magnetkamera är homogeniteten hos dess huvudmagnetfält. Inhomogeniteter i magnetfältet gör att bilderna blir förvrängda. För att förhindra sådana bildfel måste magneten justeras in under installationen för den lokala miljön och avvikelser i utrustningen, en process som kallas shimning används. Det finns både aktiv och passiv shimning:

• Passiv shimning – små metallplattor fästs på magneten. Deras placering kompenserar för inhomogeniteter eller förvrängningar i magnetfältet

• Aktiv shimning – spolar skapar små magnetiska fält som kompenserar för inhomogeniteter i huvudfältet (Heinrichs 1993).

MR systemet innehåller tre gradientspolesystem. De benämns som x-, y- och z-gradienter. Dessa magneter har låg styrka jämfört med huvudmagneten, de har en styrka från 18–27 millitesla. Högprestanda gradientspolar måste växla strömmar upp till 200A med stor exakthet och stabilitet (Heinrichs 1993. Gould 2006).

9

Protonernas spinn stimuleras av pulsade magnetiska RF-fält. Dessa så kallade RF-pulser sänds in i kroppen; den från kroppen utsända RF-signalen måste sedan tas emot för den innehåller informationen som används för bildframställning. RF-spolar är antenner som fungerar som sändare och mottagare och spolen kommer i alla storlekar och former (se figur 8). De mest använda spolarna är sadel- eller cylinderformade, några exempel:

• Volymspole - omger den volym som skall undersökas, exempelvis huvud-, kropps- och extremitetsspolar

• Ytspole - ryggmärg, axlar och små anatomiska strukturer undersöks • Hålrumsspole - är en liten ytspole som placeras i kroppshåligheter för att

kunna ta bilder på dem, till exempel prostata, uterus och rektum. • Fasade arrayspolar (Phased-array coils) - består av flera spolar som är

sammankopplade seriellt eller parallellt. Detta ger bilder med hög spatiell upplösning (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

Figur 8. A- ryggspole, B- kroppsspole, C- axelspole, D- skallspole (Bushong 2003). Fler komponenter måste läggas till för att bilder av hög kvalité ska kunna genereras och för att bilderna sedan ska kunna utvärderas och dokumenteras, dessa komponenter är:

• Ett datorsystem • En användar- och utvärderingskonsol • Ett dokumentationssystem (Heinrichs 1993).

MR signalen bearbetas av datorsystemet som gör den digital och varje pixel tilldelas ett värde. Med tanke på att bilden rekonstrueras från en komplex MR signal med hjälp av fouriertransformation (matematisk procedur) måste bildprocessorn räkna ut stora mängder data, för en bild i 256 matris format måste 256x256 = 65 536 pixlar räknas ut. En dator som kan hantera sådana mängder data inom en rimlig tid måste användas, och denna består av flera processorer och minnen som jobbar samtidigt och är

10

ihopkopplade parallellt eller i serie. MR bildrekonstruktionen följer utvecklingen av datorkraft och går allt snabbare (Hashemi, Bradley & Lisanti 2004). Arbetsstationerna används till:

• Patientdatahantering • Programval och -körning • Visning av bildresultat • Efterbehandling av bilder • Dokumentation och arkivering av bilder. Korttidssparandet av bilder sker på

arbetsstationens hårddisk medan långtidssparandet vanligtvis sker på servrar som även andra sjukhus kan ha tillgång till (Heinrichs 1993).

2.3.3 Avskärmningar Avskärmning av det yttre magnetfältet (fringe field) måste göras. Det yttre magnetfältet är det fält som finns utanför magnetkärnan och inte bidrar till bildprocessen och som dessutom kan orsaka att till exempel en pacemaker slutar fungera. Det finns passiv- respektive aktiv avskärmning (Bushong 2003. Heinrichs 1993). Passiv avskärmning är en metod som innebär att järn placeras runt magneten vilket leder till en minskning av det yttre magnetfältet. Vikten på systemet ökar drastiskt vid användande av passiv avskärmning, till exempel behöver en 1,0 T magnet ungefär 20 ton avskärmning och en 1,5 T magnet behöver cirka 30 ton järn. Denna metod är vanlig på dagens kliniska system och är också dyr (Heinrichs 1993. Bushong 2003). Aktiv avskärmning som används allt flitigare idag är, räknat i kilogram, en lättare avskärmning. Denna typ av avskärmning innebär att extra spolar fästs utanpå magneten. Dessa spolar reducerar det yttre fält som skapas av primärspolarna (GE Medical System 2003. Heinrichs 1993). RF avskärmning av ett MR system är också nödvändig att göra. Detta eftersom RF-pulserna ligger inom radiovågsområdet. Orsakerna till RF avskärmning är:

• störande elektromagnetiska vågor – till exempel från radio- och tv stationer samt elektriska maskiner kan störa mätprocessen och ge bildartefakter

• RF signalen kan bli en störningskälla för andra sändare Rummet som magnetsystemet installeras i kallas Faradays bur, det innebär att rummets väggar är klädda med tunna kopparplattor och fönstren innehåller elektriskt ledande skärmar (Heinrichs 1993). 2.4 Undersökningen 2.4.1 Förberedelser Inför en MR undersökning krävs inga speciella förberedelser men patienten får ett informationsblad samt ett frågeformulär. Frågeformuläret innehåller ett antal ja och nej frågor som ska säkerställa att patienten kan genomföra undersökningen utan risk för hälsan. Om patienten svarar ja på någon av frågorna ska patienten ta kontakt med personalen på röntgen eller med sin läkare. Det kan vara en god idé att kissa strax före undersökningen, eftersom den tar ganska lång tid. Ibland måste patienten fasta några

11

timmar innan, detta gäller framförallt när organen i buken ska undersökas. På grund av det starka magnetfältet ska alla smycken, metallföremål, elektronisk utrustning och kreditkort lämnas utanför undersökningsrummet (Widman 2004). 2.4.2 Hur går undersökningen till? Innan patienten kommer in för att undersökas laddar personalen in patientdata i datorprogrammet och väljer den undersökning som skall genomföras utifrån remissen. Personalen väljer de sekvenser som ska köras utifrån metodboken och läkarens önskemål. Sedan går personalen in i magnetrummet och applicerar den spole som ska användas på undersökningsbordet. När patienten kommer till undersökningen går personalen igenom frågeformuläret och patienten informeras om vad som kommer att hända och vad som krävs för en bra undersökning. När patienten har bytt om och personalen har iordningställt undersökningsbord och spole får patienten komma in i magnetrummet och lägga sig på undersökningsbordet. När patienten är placerad i en korrekt och bekväm position så får denne en signalknapp för att ha möjlighet att ta kontakt med personalen, samt öronproppar och hörlurar med musik mot det höga ljud som hörs under sekvenskörningen, men även för att patienten ska bli lugn och kunna tänka på annat under den relativt långa undersökningen. Den kroppsdel/organ som ska undersökas placeras i/på en spole. Beroende på vilket organ eller kroppsdel som ska undersökas så kan patienten åka in med huvudet eller fötterna först i magnettunneln. Där får patienten ligga medan magnetkameran tar bilderna. Det är viktigt att patienten kan ligga stilla för att bilderna ska bli bra. Vid en normalundersökning tas cirka 100 bilder under 30 till 90 minuter. Personalen finns utanför magnetrummet och kan se patienten genom en glasruta. Undersökningen är helt smärtfri, men vissa personer tycker att det är obehagligt att ligga i tunneln, speciellt klaustrofobiska patienter. Personalen går ut ur magnetrummet och stänger dörren (viktigt) varefter alla inställningar i programmet kontrolleras och den så kallade localizern/scouten (GE/Siemens) körs för att ha något att utgå ifrån när de övriga sekvenserna skall ritas in. Det körs T1- och T2 sekvenser i olika plan (sagitellt, transversellt, coronalt). Det finns ett stort antal sekvenser som kan väljas och de är ofta olika beroende på vilket organ och typ av vävnad som undersöks. När grundundersökningen är klar är det vanligt att läkaren kommer och tittar på bilderna för att avgöra om någon fler sekvens ska köras eller om kontrast skall ges till patienten. När alla sekvenser är klara kontrolleras bildernas kvalitet för att sedan sparas och granskas. Patienten tas ut från MR kameran och informeras om att svaret går till remitterande läkare. 2.4.3 Användningsområden för MR Undersökningen används för att upptäcka och kartlägga många olika sjukdomar och tillstånd som är dolda eller svåra att se vid röntgen- och datortomografiundersökning. Några exempel är tumörer, aneurysm, ögonsjukdomar, sjukdomar i hjärnans blodkärl, men också olika organ såsom hjärta, lever, njurar och mjälte samt vissa skelettsjukdomar kan visualiseras (Widman 2004). Med en MR kamera är det möjligt att avbilda i stort sett alla vävnader i kroppen. Vävnader som har minst väteatomer eller hårt bundet väte (ben) ger en låg signal, medan vävnader som består av fler väteatomer (fettvävnad) ger en hög signal. Genom

12

att köra olika sekvenser är det möjligt att få information om de olika typerna av vävnad som finns (Brandt 2005). En magnetkamera kan också skapa en bra bild på de vävnader som omges av benvävnad, så tekniken är användbar vid undersökning av hjärnan och ryggmärgen. Genom att MR ger en så detaljerad bild så är det den bästa tekniken när det kommer till att hitta tumörer (god- eller elakartade tillväxter) i hjärnan. Denna teknik gör det också möjligt att upptäcka andra förändringar i hjärnan som MS (multipel skleros), syrebrist i hjärnvävnaden efter en stroke och förändringar i samband med blödningar. Defekter som har byggts upp sen födseln, som till exempel förtjockning av hjärtmuskeln liksom ledsjukdomar kan diagnostiseras (Brandt 2005). 2.5 Bildframställning Det mänskliga ögat kan se drygt 20 nyanser av grått medan MR signalen från patienten innehåller cirka 1000 gråskalenyanser. Eftersom ögat har den begränsning det har är det sålunda tillräckligt med någonstans mellan 32 och 256 (jämna potenser av 2) gråskalenivåer för att ingen information ska gå förlorad. Ändå är det viktigt att ögats förmåga att skilja grånyanser från varandra används fullt ut, och det görs genom fönstersättning så att hela gråskalan kan användas för diagnostisering. Ögat är däremot bra på att särskilja färger, tusentals färger kan urskiljas, så det optimala vid medicinsk bildtagning vore att nyttja detta fysiologiska faktum fullt ut eftersom det ger mera information; funktionell MRI (fMRI) är det första steget i den riktningen, men än så länge är det ovanligt med färgbilder, de flesta medicinska bilderna är svart-vita (Huettel, Song & McCarthy 2004. Bushong 2003). Hur som helst är det viktigt att alltid vara medveten om att medicinska bilder är representativa, det vill säga de representerar något annat än det som bilden visar. En MR bild till exempel är i grund och botten en karta över kärnkarakteristikan hos kroppens atomer. Bilderna granskas med avseende på dels den spatiella upplösningen och dels kontrastupplösningen. De tre spatiella kriterierna som vägs in vid bildutvärderingen är storlek, form och läge. Vad som anses som normalt är baserat på erfarenhet. När kontrastupplösningen studeras bedöms huvudsakligen om objektet är normalt, ljust eller mörkt. Numera börjar datorassisterad bildutvärdering vinna mark och vinsterna med detta är att granskningen blir mera objektiv och detaljerad (Bushong 2003). 2.5.1 Spatiell- och kontrastupplösning Med spatiell upplösning menas förmågan att särskilja två separata objekt från varandra. Den spatiella upplösningen hos både MR och datortomografi är sämre än vid konventionell röntgen. Konventionell röntgen har en spatiell upplösning på 0.05 mm medan DT och MR klarar 0.25 mm. Detta beror på att MR och DT bilder är digitala och därmed begränsade av pixelstorlek. Som jämförelse klarar det mänskliga ögat 0.05 mm och ultraljud 2.0 mm. När det gäller kontrastupplösning är däremot MR klart bäst, och det är just kontrastupplösningen som är den största fördelen med MR. Även om både DT och MR har samma spatiella upplösning, vilket innebär att pixeln ligger på samma ställe i bilden, så skiljer sig pixelns gråskalenyans åt mellan de båda undersökningsmetoderna. Ytterligare en fördel med MR är möjligheten att direkt kunna få transversella, sagittala och coronala bilder, vid DT är bilderna transversella

13

och rekonstrueras till de andra planen (Hashemi, Bradley & Lisanti 2004. Bushong 2003). 2.5.2 Protondensitet och relaxationstider De tre huvudsakliga MR parametrarna är protondensitet (PD), T1-relaxation (T1) och T2-relaxation (T2). Fler parametrar såsom bland annat rörelse och paramagnetiska material påverkar också pixelns utseende i bilden, men denna rapport kommer inte att behandla dem då de är sekundära och arbetet skulle bli alltför djupgående. Vid en MR undersökning utvärderas alltid PD, T1 och T2 när bilden konstrueras, då de är det som skiljer olika vävnader åt. Den linjära attenueringskoefficienten µ, som har betydelse för kontrasten vid konventionell röntgen, är ungefär densamma för de flesta mjukdelar. MR-parametrarna varierar betydligt mer och det gör det möjligt att skilja på olika vävnader utan att använda kontrastmedel. Här finns också förklaringen till MR:s överlägsna kontrastupplösning gentemot framförallt slätröntgen men också gentemot DT. Se tabell 1 för exempel på T1- och T2-tider (Bushong 2003. Hashemi, Bradley & Lisanti 2004). Tabell 1. Ungefärliga T1- och T2 relaxationstider vid fältstyrkan 1 T för olika vävnader (Bushong 2003). Vävnad T1 (millisekunder) T2 (millisekunder) Fett 180 40 Lever 270 50 Muskler 600 90 Blod 800 180 Vatten 2500 2500 2.5.3 Viktade bilder MR bilder som enbart visar endera PD, T1 eller T2 går inte att framställa, utan MR bilder uppvisar påverkan av alla tre huvudparametrar. Däremot går det att bestämma vilken parameter som ska vara dominerande i bilden, och i detta sammanhang talas det om PD-, T1- och T2-viktade bilder. Beroende på vilka parametrar som väljs i MR sekvensen så syns klara skillnader i vävnadskontrast (Bushong 2003. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

2.5.3.1 T1-viktning och repetitionstid (TR) För att skapa en MR bild måste ett snitt exciteras (stimuleras) flera gånger och den från vävnaden utsända signalen måste mätas. TR är tiden mellan två på varandra följande excitationer av samma snitt. TR påverkar T1-kontrasten i en bild då den bestämmer hur mycket tid som finns för spinnet att återhämta sig från den tidigare excitationen. Med en längre TR hinner spinnet växa tillbaka längre i z-riktingen och mer longitudinell magnetisering finns att tillgå till nästa excitation. I sin tur så ger en större magnetisering en starkare signal. Genom att välja ett kort TR (

14

T1-viktad. Om TR är större än 1500 ms så kommer alla vävnadstyper att få tillräckligt med tid att relaxera (återgå)och sända ut en stark signal. Detta reducerar T1:s påverkan på bildkontrasten (Westbrook 2002. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

Figur 8. En T1-viktad ländrygg (Edelman 2005).

2.5.3.2 T2-viktning och ekotid (TE) TE är tidsperioden mellan excitationen och mätningen av MR signalen. Ekotiden bestämmer vilken påverkan T2 ska ha på bildkontrasten. T2-tiden är kortare än T1-tiden, den är upp till några få hundra millsekunder. Om TE är mindre än 30 ms så blir signalskillnaderna inte så stora, T2-relaxationen har just börjat och signalen har ännu inte hunnit avklinga så mycket, så T2-viktningen på en sådan bild blir låg. Om TE istället är längre så kommer skillnaden mellan olika vävnader att synas tydligare. TE-tiden ska vara av samma storleksordning som T2-tiden (>60 ms) eftersom vävnader med kort T2 på den tiden förlorat det mesta av sin signalstyrka och vävnader med lång T2 fortfarande har stark signal. Vävnader med låg signal blir mörkare på bilden än de med starkare. På T2-viktade bilder kommer till exempel cerebrospinalvätska (CSV) att bli ljusare än hjärnsubstans. CSV har liksom vatten ett stort T2-värde (Westbrook 2002. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

Figur 9. En T2-viktad ländrygg (Edelman 2005).

2.5.3.3 Protondensitetsviktning Protonviktade bilder har högre signal-brus förhållande (SNR) än de T1- och T2-viktade bilderna. De är speciellt bra till att visualisera strukturer som genererar en låg

15

signalintensitet. De presenterar en bra blandning mellan T1- och T2-kontrast och är särskilt bra för bilder på hjärnan och ryggmärgen, men även muskelskelettsystemet (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Westbrook 2002).

Figur 10. PD-viktad bild över hjärnan (Hornak 2004).

2.5.4 Saturation Vid korta TR-tider hinner spinnet aldrig relaxera tillbaka fullt ut i z-riktningen och då skapas en svagare signal efter upprepade excitationer, det vill säga: om exciteringen repeteras många gånger blir signalen svagare allteftersom. Det är detta som kallas saturation (mättnad). Det här är viktigt att ta hänsyn till när snabba och ultrasnabba MR sekvenser körs (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). 2.5.5 Tippningsvinkel (flip angle) För att motverka saturation används en mindre tippningsvinkel. Istället för att som i vanliga fall vinkla nettomagnetiseringen 90° görs det bara med till exempel 30°. Detta kommer att skapa mindre magnetisering och en svagare signal, men istället blir en del av magnetiseringen kvar i z-riktningen och kan användas vid nästa excitering (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). 2.5.6 Presaturation En metod som används för att få bättre bilder är presaturation. Det innebär att en 90°- eller 180°-puls skickas in i snittet som skall undersökas före mätningen påbörjas. Detta gör att strukturer som inte är önskvärda redan är mättade och inte kommer att störa bilden, till exempel fett släcks ut och flödesartefakter undviks (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). 2.5.7 Spatialavkodning (rumslig avkodning) Hur får vi en MR bild som kan visa spatiala strukturer som olika gråskalevärden? Som har sagts tidigare så bestäms protonens precessionsfrekvens av det pålagda magnetfältets styrka. Protonen stimuleras sedan av en RF-puls med samma frekvens

T1 - kort TR (400-600ms), kort TE (10-20ms) T2 - lång TR (2000-3000ms), lång TE (90ms) PD - lång TR (2000-3000ms), kort TE (10-20ms) (Heinrich 1993).

16

(resonans). Ett magnetfält som inte varierar i olika punkter ger inte upphov till någon rumslig information för att alla protoner då har samma resonansfrekvens och ger upphov till en likadan signal. Om det är ett spatiellt specifikt signalsvar från protonerna som efterfrågas så måste strukturen på magnetfältet ändras. I enlighet med denna slutsats så läggs en magnetfältsgradient på det homogena magnetfältet. Magnetfältsgradienten ändrar magnetfältet så att alla punkter längs med en linje får en egen magnetfältstyrka (Heinrichs 1993). Hur skapas en gradient? Jo, magnetfält genereras av en elektrisk ström som flödar i en elektrisk spole. Om riktningen på strömmen ändras, så ändras riktningen på magnetfältet. I magnetgantryt arbetar gradientspolarna i par, en av spolarna ökar det statiska magnetfältet med en specifik summa och den andra minskar magnetfältet med en specifik summa. Magnetfältet kommer efter påläggning av gradienten att ändras så att det kan liknas vid en uppförsbacke eller ramp (se figur 11). Ändringen är en linjär gradient (lutning); därför kallas spolarna för gradientspolar. I enlighet med koordinataxlarna så finns x-, y- och z gradientspolar (Thelander 2000. Heinrichs 1993). Hur väljs ett snitt ut? I ett med avseende på styrkan varierande magnetfält som erhålls när gradienten läggs på, upplever protonerna olika magnetfältsstyrkor på olika platser och börjar spinna i olika frekvenser. När en RF-puls med en viss frekvens skickas in så kommer bara de protoner som ligger inom motsvarande resonansfrekvens att svara. För att få en viss snitttjocklek så kan gradientstyrkan ändras. En brantare gradientlutning ger ett tunnare snitt medan en mindre lutning ger ett tjockare snitt (Westbrook 2002. Heinrichs 1993).

Figur 11. Ett gradientmagnetfält har lagts på huvudmagnetfältet. Detta orsakar olika fältstyrkor och därmed olika precessionsfrekvenser på olika ställen längs med gradienten. I figuren kan ses att precessionen i huvudet sker med en lägre hastighet än i buken (Bushong 2003). En gradient ger bara information i ett plan, till exempel ger z-gradienten ett transversellt snitt, men det är också nödvändigt att veta varifrån i snittet som signalen kommer. För att bestämma en voxels exakta position i alla tre rumsliga dimensioner (x, y och z) måste alla tre gradienter användas (Heinrichs 1993). 2.5.8 Datorns sätt att skapa en bild MR bilden kan jämföras med ett schackbräde och innehåller kvadratiska element som kallas pixlar. Matematiker kallar ”schackbrädet” för en matris. Varje enskild pixel

17

representerar ett gråskalevärde och alla pixlar tillsammans i matrisen skapar en bild. Snitten byggs i sig upp av små individuella block som kallas voxlar (volymelement). Det centrala i bildgenereringen är hur informationen i MR signalen för varje voxel tas om hand och genererar ett gråskalevärde för varje pixel som den är förbunden med. Antag att ett transversellt snitt i ett 256x256 matrisformat ska tas fram: z är i det här fallet snittriktningen, varje rad och kolumn (x- och y-riktning) måste särskiljas i 256 punkter. MR signalen används för att skapa en bild med 65 536 pixlar. Hur görs detta? I det här exemplet skiljs kolumnerna i bildmatrisen åt genom på x-gradienten slås på. Spinnen precesserar då med en frekvens som bestäms av magnetfältet som varierar linjärt längs gradienten och det blir då en spatiell fördelning av voxelfrekvensen i x-riktning. På det här sättet genererar MR signalen en mängd olika värden som är fördelade längs x-axeln. För att få en upplösning med 256 voxlar krävs det 256 olika frekvenser längs med x-axeln och då varje värde är unikt så kan det lokaliseras (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Heinrichs 1993). Vidare nyttjas en matematisk procedur, fouriertransformation, med vilken det går att avgöra varifrån varje enskild signal kommer och på detta sätt kan respektive voxel i kolumnerna bestämmas. Fouriertransformation löser upp signalen till ett frekvensspektrum och detta tillåter oss att skilja på de individuella frekvenserna inuti signalen. Gråskalevärdet som är förbundet till varje voxel räknas ut efter vilken amplitud varje frekvenskomponent har. X-gradienten kallas frekvenskodningsgradient (Hashemi, Bradley & Lisanti 2004. Heinrichs 1993). Nu avkodas raderna med hjälp av att ändra fasen på spinnen. Detta görs genom att y-gradienten slås på ett kort ögonblick, vilket gör att spinnen som ligger i det starkare magnetfältet precesserar snabbare under en kort tid. Detta leder till att skillnaderna i fas kommer att upptäckas vid fouriertransformation och på så sätt kan respektive voxel längs med raderna särskiljas. Denna gradient kallas för faskodningsgradient. Det skapas 256 MR signaler med olika faskodningar för 256 olika lägen. Det är därför som MR experimentet måste repeteras 256 gånger för en matris med 256*256 pixlar, som är ett vanligt format. Exempel på andra matrisstorlekar är 192*256 och 512*512 (Heinrichs 1993. Bushong 2003). 2.5.9 Faktorer som påverkar SNR (Signal to Noise Ratio = signal-brus förhållande) SNR förklaras enklast genom att mottagarspolen inte bara tar emot den önskade MR signalen utan också det oönskade bruset i signalen. Huvudkällan för brus är patienten, men bruset beror också på spolens storlek där små spolar ofta har ett bättre signal-brus förhållande. Det finns många olika typer av spolar med olika utformning och storlek för att kunna justeras optimalt efter den mänskliga kroppen (se figur 8). Följande faktorer bidrar till brus i bilden:

• Felaktigheter i MR systemet, exempelvis inhomogent magnetfält • Patientspecifika faktorer som kropps- eller andningsrörelser (Westbrook

1994. Heinrichs 1993).

Ett mål med MR bildtagningen är att uppnå ett stort SNR, det vill säga en stor skillnad mellan signal och brus. SNR bestäms av följande faktorer:

• Snittjocklek och bandbredd – tunnare snitt ger bättre upplösning men mera brus (litet SNR), likaså ger större bandbredd mera brus

18

• Field of view (FoV) – stort FoV ger mindre brus (stort SNR) men sämre upplösning

• Storlek på matrisen – en större matris ger lägre SNR (mera brus) men bättre upplösning

• Antalet mätningar – fler mätningar ger mindre brus men undersökningstiden blir längre

• Bildparametrar (TR, TE) – lång TR ger lite brus; lång TE ger mer brus • Magnetfältstyrkan – starkare magnetfält ger högre SNR • Val av kroppsspole – spole avsedd för undersökningsområde ska väljas

(Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

2.5.9.1 Snittjocklek och bandbredd För att uppnå en optimal upplösning i bilden ska snitten vara så tunna som möjligt och SNR så stort som möjligt, men tyvärr så motverkar dessa varandra. Ökas snittjockleken ökas också SNR men detaljrikedomen försämras. Det är möjligt att reducera förlusten av SNR genom att öka antalet mätningar eller öka TR, men då på bekostnad av undersökningstid och kostnadseffektivitet (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Westbrook 2002). Bandbredden är det spektrum av spinnfrekvenser som MR systemet avkodar. Större bandbredd ger snabbare datainsamling och visar en reducerad känslighet mot kemiskt skift artefakter. Delas bandbredden till hälften så ökar SNR med 30% (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

2.5.9.2 Field of view (FoV) och matrisstorlek FoV och SNR är nära besläktade. För en given matris bestämmer FoV pixelstorleken, som i sin tur bestämmer spatialupplösningen, det vill säga: om FoV är konstant och matrisens rutnät blir finmaskigare (mer pixlar) ökar spatialupplösningen. Enligt ovan kan tyckas att matrisen alltid ska vara så finmaskig som möjligt (innehålla många pixlar) men det har sina nackdelar. Pixelstorleken påverkar också SNR på så sätt att ju mindre pixel desto lägre SNR (mera brus). Ytterligare en parameter som påverkas är datainsamlingstiden som är direkt proportionell mot matrisstorleken: en större matris ger längre bildtagningstid. Bildtagningstiden är en av MR systemets grundstenar då den bestämmer hur kostnadseffektivt systemet är. Det finns knep som kan användas för att få hög spatialupplösning inom en rimlig tidsperiod, bland annat genom att minska FoV i en riktning (rektangulärt FoV) (Westbrook 1994. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

2.5.9.3 Antalet mätningar Betyder antalet gånger som en signal från ett givet snitt har blivit mätt. Antalet mätningar är direkt proportionellt mot insamlingstiden: dubbleras antalet mätningar dubbleras också insamlingstiden. Ett ökat antal mätningar ger också högre värde på SNR eftersom SNR är proportionellt mot kvadratroten av antalet mätningar (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). 2.5.10 Snabb bildgenerering Ett av behoven vid MR bildtagning är att hålla undersökningstiden så kort som möjligt. Fördelarna med det är bland annat att patientens trevnad ökar, rörelseartefakter minskar samt att patientgenomströmningen blir större. För att uppnå

19

detta används snabba bildtagningstekniker som exemplevis gradienteko (GRE) som kännetecknas av korta repetitionstider (TR) och att tippningsvinkeln är mindre än 90°. Att vinkeln är mindre gör att det är möjligt att ha kortare repetitionstider mellan pulserna (Heinrichs 1993). 2.5.11 Pulssekvenser FID (Free Induction Decay) som är den primära MR signalen, det vill säga den signal som kommer från patienten efter excitationen med RF-pulsen, är svår att använda vid bildframställningen. Istället används sekundära MR signaler som till exempel spinneko och gradienteko. Vid MR används främst tre grundläggande pulssekvenser: saturation recovery (mättnadsåterhämtning), spinneko och IR (inversion recovery= inverteringsåterhämtning). Dessutom används ett flertal olika snabba pulssekvenser som gradienteko och EPI (echo planar imaging= planeko). Nedan beskrivs några pulssekvenser (Bushong 2003. Hashemi, Bradley & Lisanti 2004).

2.5.11.1 Spinneko (SE) SE är en pulssekvens som består av en 90°-excitationspuls och en 180°-omfokuseringspuls. 90°-pulsen skapar magnetisering i transversalplanet (x-y planet) och 180°-pulsen gör att spinnen hamnar i fas (Westbrook 2002. GE Medical System 2003. Bushong 2003).

2.5.11.2 IR (Inversion Recovery) IR är en SE-sekvens som skickar in en 180°-inversionspuls före 90°-pulsen. 180°-pulsen skapar en magnetisering längs den negativa z-axeln och 90°-pulsen vrider sedan magnetiseringen till x-y planet där den kan registreras. Perioden mellan pulserna kallas TI eller inversionstid. Denna sekvens körs ej med kontrast (Bushong 2003. GE Medical System 2003. Westbrook 2002).

2.5.11.3 GRE (Gradienteko) Gradienteko är en snabbsekvens, där en så kallad α-puls används. Denna är en RF-puls som har en tippningsvinkel som är mindre än 90°, även med en så liten vinkel som 10° kan kvalitativa bilder produceras. Det faktum att nettomagnetiseringen inte tippas hela vägen till 90° gör att bilder kan genereras snabbare (GE Medical System 2003. Bushong 2003. Westbrook 2002).

2.5.11.4 EPI (Echo Planar Imaging) EPI är den snabbaste MR pulssekvensen, bilder kan produceras så kort tid som 50 millisekunder. Sekvensen används vid bland annat funktionell MR (Bushong 2003).

2.5.11.5 SR (Saturation Recovery) SR är den enklaste av pulssekvenserna, den består av en serie 90°-pulser och en FID signal erhålls efter varje RF-puls (Bushong 2003).

2.5.11.6 T1 FLAIR (Fluid Attenuated Inversion Recovery) Jämfört med en T1-viktad SE-sekvens så har FLAIR bättre SNR (GE Medical System 2003).

20

2.5.11.7 T2 FLAIR Detaljer intill vätskefyllda strukturer blir mer synliga på bilden (GE Medical System 2003). 2.5.11.8 FIESTA (Fast Imaging Employing Steady State Acquisition) Ger bilder med högt SNR. FIESTA används till exempel för att se intervertebrala diskar, trängningar i hydrocefalus och gallgångsdilatation (GE Medical System 2003).

2.5.11.9 DW-EPI (Diffusionweighted Echo Planar Imaging) DW-EPI är utformad för att skapa bilder som differentierar vävnader med begränsad diffusion (diffusion = slumpmässig rörelse hos molekyler) från vävnader med normal diffusion. Extracellulärt vatten i normal hjärnvävnad diffunderar vilket ger en mörk signal. Extracellulärt vatten i död hjärnvävnad diffunderar inte vilket ger en ljus signal. Används för att undersöka vävnader i hjärnan (GE Medical System 2003). 2.6 Artefakter MR är komplext och det har fört med sig en hel del nya och förvirrande artefakter. Nedan listas några orsaker till att de uppstår och bildfel de orsakar:

• Ferromagnetiska material ger en förvrängd bild eftersom de stör magnetfältet. Metaller kan ge alltifrån inga artefakter som gäller för titan till stora effekter som med järn. Ferromagnetiska ämnen kan orsaka en signalförlust från platsen där metallen finns men kan också orsaka en skev bild i området runtikring. Jämfört med DT är informationsförlusten ändå mindre då det bara blir en lokal förlust och inte ränder över hela bilden som ofta förekommer på DT bilder. Exempel på potentiellt störande objekt är skruvar, knappar, spännen, blixtlås, nycklar, mascara och annan make-up, främmande kroppar och även viss typ av nylon (se figur 12).

• Ett fenomen som kallas invikning kan uppstå när någon del av patienten är utanför FoV (field of view) men inom området som exciteras av RF-pulsen. Artefakten syns till exempel som att näsan hamnar på platsen för bakhuvudet, det vill säga på ett ställe som inte stämmer med verkligheten.

• Rörelse försämrar MR bilden kraftigt (se figur 12). Det gäller såväl om patienten rör på sig, men också sådant som blodflöde, hjärtslag, larynx (sväljning), diafragma (andning) och tarmrörelser orsakar rörelseartefakter. Snabba bildtagningstekniker erbjuder ett ganska bra botemedel mot dessa problem.

• Kemiskt skift – uppkommer i gränsytor mellan fett och andra vävnader. • Ringartefakter – uppkommer i vävnadskanter och uppträder som parallella

streck i olika intensiteter. • Magiska vinkeln - uppträder när senor och ligament med parallella

fiberstrukturer är placerade i en vinkel av 55° mot magnetfältets riktning. Det kan ge en ökad signal styrka som kan simulera ett patologiskt tillstånd.

• Blixtlåsartefakter – orsakas av RF läckage (öppen dörr till undersökningsrummet eller störningar från annan medicinsk utrustning) och syns som streck eller suddiga linjer (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Bushong 2003).

21

Figur 12. Vänstra bilden visar en artefakt orsakad av ett bälte. Högra bilden är orsakad av rörelse då patienten kryper ut ur magnettunneln (Patola 1997). 2.6.1 Rörelse- och flödesartefakter Eftersom en MR sekvens tar relativt lång tid så finns det risk för rörelseartefakter. Det tar ungefär 3 – 4 minuter att ta en T1-viktad bild med spinnekosekvens och en T2-viktad kan ta 10-12 minuter. Rörelseartefakter orsakar brus eller skuggor i bilden. Dessa artefakter kan undvikas om patienten samarbetar och ligger helt stilla under sekvenserna. Andra rörelser är svåra eller omöjliga att undvika som till exempel hjärtats och tarmarnas rörelser, blodflödet och andningsrörelser, men det finns olika strategier för att undvika dessa problem.

• För att kompensera för hjärtats rörelser används EKG-triggade sekvenser. Samma metod kan användas för flöden i stora blodkärl (aorta).

• Flödesartefakter kan minskas genom att använda saturationspulser ovanför eller under det snitt som undersöks. Då kommer inflödande blod att vara saturerat (mättat) och inte avge några signaler och därmed inte ge några artefakter.

• Speciella kompensationsalgoritmer (beräkningsmodeller) har utvecklats för att kompensera för andningsrörelser.

• Tillämpning av snabba gradientekosekvenser som varar i 10 sekunder (så länge kan de flesta patienter hålla andan) varefter datorn lägger ihop den insamlade informationen. Detta kräver en längre insamlingstid och bra samarbete med patienten.

• Läkemedel (buscopan) kan administreras till patienten för att reducera artefakter som orsakas av tarmarnas rörelser (peristaltik) (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003).

2.7 MR kamerans för- och nackdelar 2.7.1 Fördelar med MR Varför väljer en läkare MR undersökning? För att det enda sättet att se insidan av kroppen bättre, är att öppna den. MR är idealisk för att

• Diagnostisera MS (multipel skleros) • Diagnostisera tumörer på hypofysen och hjärnan • Diagnostisera infektioner i hjärnan, ryggraden och leder

22

• Diagnostisera stroke i ett tidigt skede • Diagnostisera infektioner i senor • Visualisera trasiga ligament i vrister och knän • Visualisera axelskador • Utvärdera avvikelser i mjukvävnaden i kroppen • Utvärdera bentumörer, cystor och diskbråck (Gould 2006).

2.7.2 Nackdelar med MR

• När sekvenserna körs i MR kameran så låter det som snabba hammarslag. Ju starkare magnetfältet är desto högre är gradientljudet. Patienten kan få öronproppar och hörlurar med musik för att minska oljudet.

• Patienten måste kunna ligga still under en längre tid, 30-90 minuter. Apparaten är känslig för rörelse.

• MR system är dyra att köpa in och därför blir varje undersökning dyr (Gould 2006).

2.7.3 MR kontra Datortomografi Med MR är det möjligt att ta bilder från alla vinklar medan DT bara kan visa bilder transversellt. Dessutom skapar magnetkameran bilder med information om mjukvävnadens sammansättning medan DT främst visar bilder på kroppens organs täthet (densitet). Det används ingen joniserande strålning vid en MR undersökning och bilderna är generellt mer detaljerade (se figur 13). MR ger en bättre kontrastskillnad mellan normal och onormal vävnad än DT. Därför är det möjligt att avslöja detaljer med MR som skulle ha förbigåtts vid DT (Brandt 2005. Brandt 2006).

Figur 13. Vänstra bilden visar ett transversellt DT-snitt av hjärnan. Den högra visar ett sagitellt MR-snitt av hjärnan. Observera detaljrikedomen i MR-bilden (GE 2006). 2.8 Säkerhet, risker och kontraindikationer Magneterna som används är kraftiga, vanligen 1.0-1.5 T. Det kan innebära stora risker för personal och patienter framförallt eftersom järnmagnetiska material i närheten av magneten kan bli till livsfarliga projektiler. Till exempel saxar, syrgastuber, stetoskop, verktyg, rullstolar, knivar, nycklar med mera kan accelerera om de kommer för nära magneten och i värsta fall orsaka svåra skador om de träffar en person som står framför magneten. De flesta implantat som används idag kan anses säkra för magneter upp till 1.5 T då implantaten ofta är gjorda i andra material än järn. De orsakar ändå artefakter och det är viktigt att alltid kontrollera den magnetiska statusen hos implantaten, vid osäkerhet går det att kontrollera med en handmagnet. Vid minsta

23

tvekan är det alltid bättre att skjuta upp undersökningen (Thelander 2000. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Gould 2006. Bushong 2003). 2.8.1 Implantat Anses säkra

• De flesta nyare ortopediska material (höft- och knäproteser) • Neurokirurgiska implantat (shuntar, tuber, dränage, plattor) • Tandproteser- tas bort på grund av artefakter

Oftast säkra men viktiga att kontrollera

• Cerebrala och perifera kärlclips – före 1980 anses de magnetiska • Hjärtklaffar • Intracoronara stents – inte de första 6 veckorna efter operation • Alla aorta- och perifera kärlstents är kompatibla.

Kontraindicerade

• Pacemaker (de slutar fungera redan i ett så svagt magnetfält som 2 mT) • Interna defibrillatorer • Ventrikelpumpar • Neurostimulatorer (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Bushong 2003).

2.8.2 Risker och kontraindikationer Försiktighet vid metallsplitter. Metallfragment i ögat är farligt då rörelse av dessa fragment kan orsaka ögonskada eller blindhet. Ögat skapar ingen ärrvävnad som håller splittret på plats som övriga kroppen gör, så ett splitter som har suttit i ögat i 25 år är lika farligt nu som då. Vid osäkerhet skall alltid en röntgenbild tas före MR undersökningen i kontrollsyfte (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Gould 2006. Bushong 2003). Graviditet är också en kontraindikation för MR undersökning även om det i och för sig inte finns några bevis för att MR är skadligt för en gravid kvinna eller ett foster, men undersökningen undviks i möjligaste mån av försiktighet. Det som i första hand oroar är att värmeutvecklingen som orsakas av RF pulserna skulle kunna vara skadlig (Westbrook 2004. Bushong 2003). Ljudnivån i magneten är hög, den kan uppgå till 95 dB (decibel), och eftersom smärttröskeln ligger kring 120 dB bör hörselskydd användas. Ljudet kommer sig av att gradientspolarna omväxlande utvidgas och krymper då strömmen omväxlande slås på och av (Bushong 2003). Jodkontrastmedel orsakar ungefär en allvarlig reaktion per 100 000 doser. För MR kontrastmedel är siffran ytterligare något lägre. Komplikationer som kan tillstöta är bland annat illamående, andningssvårigheter och även anafylaktiska reaktioner. Administrering av kontrastmedel till gravida patienter kräver särskild uppmärksamhet och bör undvikas om inte den ökade bildkvaliteten kan rättfärdiga det (Westbrook 2004. Bushong 2003).

24

2.8.3 Magnetquench Magneten kan rampas ner (stängas av) under kontrollerade former. Då det sker okontrollerat som vid läckage eller nödavstängning (quenchning) är det allvarligt. En magnetquench innebär att den flytande gasen förångas, vilket leder till att huvudmagnetens lindningar får en högre temperatur och får ett elektriskt motstånd. Detta leder till ännu mera värme och till att ännu mera av den flytande gasen kokar bort. Kortfattat omvandlas den energi som finns lagrad i magneten till värme. Magnetlindningarna klarar inte en hastig värmeökning utan tar skada, så en quenchning bör undvikas då den dels kan bli dyr men också farlig (Westbrook 2004. Bushong 2003). På mindre än en minut kan 100-150 liter flytande helium förångas vilket ger en stor gasvolym som snabbt ersätter allt syre i rummet, varför evakuering av rummet ska göras så fort som möjligt för att undvika kvävning. Supraledande magneter är utrustade med syrgasmätare som larmar om syrgaskoncentrationen i lokalerna faller under 140 ppm (normal nivå: 150 ppm) (Bushong 2003). 2.9 MR-kontrastmedel Signalskillnaderna mellan två vävnader utgör kontrasten i en MR bild. Kontrasten beror dels av vävnadens egenskaper och dels av vilken pulssekvens som väljs. MR kontrastmedel kan påverka bilden på olika sätt:

• genom att ändra protondensiteten i vävnaden • genom att ändra det lokala magnetfältet i kroppen och då ändra T1- och /eller

T2-tiderna (Thelander 2004. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). Det kontrastmedlet förenklat uttryckt gör är att absorbera protonernas överskottsenergi vilket gör att protonerna kan relaxera snabbare. En jämförelse mellan relaxationstider i olika medier är:

• Spontanrelaxation i vakuum - 1016 år • I vattenlösning - cirka 1 sekund • I en lösning av vatten och kontrastmedel – några få millisekunder (Weishaupt,

Köchli & Marincek 2003). Relaxativiteten är ett mått på kontrastmedelsstyrkan. För att mäta upp relaxativiteten så löses 1 mol av kontrasten upp i 1 liter vatten och sedan mäts T1- och T2-relaxationstiderna för lösningen. Relaxativiteten räknas sedan ut enligt formeln nedan:

Ju högre R-värdet är desto bättre

kommer kontrastmedlet att interagera med omgivande protoner och orsakar därigenom en ökning av signalen (Weishaupt, Köchli & Marincek 2003). Då kontrastmedlet gör att vävnaden blir ljusare i bilden kallas det positiv kontrastförstärkning och i de fall den blir mörkare kallas det negativ kontrastförstärkning. Det de idag kliniskt godkända kontrastmedlen gör är att de ändrar den lokala magnetiska miljön, då de är paramagnetiska eller superparamagnetiska. De paramagnetiska kontrastmedlen är vanligen baserade på gadolinium, dysprosium eller mangan. Både de superparamagnetiska och de

Relaxativitet R1= 1/T1 och R2 = 1/T2, vid 20° C och en given Larmorfrekvens

25

paramagnetiska medlen består av metalljoner eller kristaller som beter sig som små stavmagneter som påverkas då de hamnar i ett magnetfält och det är därför T1- och T2-relaxationstiderna ändras (Westbrook 2004. Bushong 2003). Som exempel på gadoliniumbaserade kontrastmedel kommer här bara att nämnas Magnevist och Omniscan eftersom de är de enda medel som används kliniskt i Gällivare och Piteå. Medlen är baserade på en paramagnetisk metalljon som är toxisk om den interagerar med människokroppen, så jonen måste bindas till en substans som minskar dess förmåga att reagera i kroppen och som snabbare rensar ut den ur kroppen. Magnevist och Omniscan administreras intravenöst och räknas som ospecifika kontrastmedel liksom de övriga paramagnetiska kontrastmedel som idag finns tillgängliga, eftersom de inte tas upp av något specifikt organ eller vävnad. Alla paramagnetiska kontrastmedel rensas snabbt ut från kroppen efter administration, halveringstiden vid eliminationen är normalt några timmar (Bushong 2003. FASS 2006). Intravenöst administrerade läkemedel sprids ganska fort i kroppen, och den totala förkortningen av relaxationstiderna är som störst när koncentrationen av kontrastmedlet är som störst, vilket betyder att bilder som tas kort efter kontrastmedelsadministrationen ger den största skillnaden i signalintensitet. Detta behöver dock inte alltid betyda att bilder som tas nära inpå administrationen visar den bästa kontrasten mellan frisk och sjuk vävnad, så vid vissa frågeställningar är en fördröjning att föredra (Bushong 2003). När används då kontrastmedel? Jo, en vanlig tillämpning är för att lokalisera en tumör mer exakt och för att försöka bestämma tumörtyp. Även när blod-hjärn barriärens status ska utredas används med fördel kontrast eftersom kontrastmedel normalt inte kan komma in i centrala nervsystemet eftersom blod-hjärn barriären skyddar hjärnan från ämnen i blodet, men många typer av patologi skadar blod-hjärn barriären på så sätt att kontrastmedel kan komma igenom vilket avslöjar patologi (Westbrook 1994. Bushong 2003). 2.10 Är MR farligt? Bara det att MR är en icke-invasiv undersökningsmetod är ett plus. Likaså är det faktum att människor inte utsätts för joniserande strålning vid MR är positivt, eftersom joniserande strålning kan orsaka cancer och genetiska mutationer. Men vad innebär det egentligen för människokroppen att hamna i de magnetfält som används vid magnetiska resonanstomografier? Jo, det som kan fastslås är att det beror på hur starka fälten är, eller annorlunda uttryckt: på intensiteten hos magnetfältet. Forskning har visat på att under en viss kritisk intensitetsnivå händer ingenting, men om denna nivå överstigs så ökar responsen på magnetfältet först sakta för att därefter öka snabbt. Det poängteras dock att eftersom MR fortfarande utvecklas är inte alla radiobiologiska frågor fullständigt besvarade, men allt tyder på att som MR används idag är den säker för både patienter och personal. Experiment som hittills gjorts pekar på att den kritiska intensitetsnivån ligger betydligt högre än de intensiteter som idag används kliniskt (Westbrook 2004. Bushong 2003). Även om MR anses säkert så kommer radiobiologer att ha arbete i många år med att utröna ifall det finns några mänskliga reaktioner på de energifält som används. De

26

möjliga hälsofarorna med MR är det statiska magnetfältet, gradientmagnetfälten eller RF magnetfältet, eller en kombination av dessa. Det är alltså detta som det ännu måste forskas om för att helt säkert kunna uttala sig om eventuella verkningar av MR (Bushong 2003). Teoretiskt kan gradientmagnetfält antingen stimulera eller försvaga elektriska impulser i nervbanor och den avgörande faktorn för dessa fenomen är hur fort gradientmagnetfälten ändrar styrka i tesla per sekund (T/s). Till exempel ger en fältstyrkeändring om 3 T/s upphov till en elektrisk strömdensitet på ungefär 3 μA/cm2 i vävnad. En ström av denna storlek kan orsaka ofrivilliga muskelrörelser och hjärtflimmer hos försöksdjur, dock var tiden som försöksdjuren utsattes för gradientfälten längre än den som tillämpas vid klinisk MR (Bushong 2003. Weishaupt, Köchli & Marincek 2003. Westbrook 2004). Vad gäller radiofrekventa (RF) fält har observerats en ökning av kroppstemperaturen i samband med exponering för RF-fält, det är den absorberade energin som orsakar denna ökning av kroppstemperaturen. Temperaturen ökar när frekvensen blir högre. Dessutom beror temperaturökningen av massan hos det exponerade objektet samt exponeringstiden. Det fysiologiska måttet på intensiteten hos RF-energin ges av SAR-värdet (specific absorption rate) som har enheten watt per kilogram (W/kg). SAR-värdet är för MR vad Gray-värdet är vid användande av joniserande strålning. Rekommenderade exponeringsgränser är satta ungefär 100 gånger lägre än de värden som orsakar en kroppslig reaktion. MR system beräknar SAR-värdet och MR personal kan inte fortsätta med bildtagningen om de rekommenderade exponeringsgränserna överskrids. Det är viktigt att alltid mata in rätt patientvikt för att hålla sig inom de rekommenderade gränserna för SAR-värdet, även om dessa nivåer är lägre än de nivåer som orsakar en reaktion. Att bli utsatt för mikrovågor som är mer högfrekventa än vad RF pulserna som används vid MR är, orsakar en liknande ökning av kroppstemperaturen. Som jämförelse har mikrovågor frekvensen 2,45 GHz (gigaHertz) medan RF som används vid MR ligger i frekvensintervallet 10-200 MHz. Riskerna med att bli utsatt för RF-fält är associerade med just uppvärmning och kan jämföras med kokning som i en mikrovågsugn (Westbrook 2004. Bushong 2003).

27

3 Resultat 3.1 Diskussion och slutsats Ämnet magnetisk resonanstomografi (MR) är omfattande och i många delar komplext och komplicerat. Litteratur finns i en aldrig sinande mängd som beskriver ämnet från alla tänkbara infallsvinklar, så alla möjligheter finns att förkovra sig. Det som framkommit under detta arbete är att teoretisk vidareutbildning är nödvändig för att kunna mera än att bara utföra undersökningen kliniskt och för att få en djupare förståelse för vad som händer. Trots att ämnet kan uppfattas som svårt, kan en genomgång av de grundläggande begreppen ge en förståelse för undersökningsmetoden. Vid fördjupning i ämnet, exempelvis i hur olika pulssekvenser är uppbyggda, vad de gör och när de används så finns det mycket att säga, och det kräver tid att få alla pusselbitar på plats. Under arbetets gång har inriktningen gått mer och mer mot att få med den viktigaste terminologin och att bara beskriva de viktigaste förloppen i stora drag utan att gräva för djupt, vilket skulle ha lett till både tidsbrist och ännu värre: risk för felaktigheter och för grova förenklingar. Vad har framkommit och fastslagits under arbetet? Jo, vad gäller undersökningen är den inte svår för personalen att utföra eftersom det finns tydliga metoder som säger vilka sekvenser som ska köras vid respektive frågeställning. Svårigheten för personalen ligger mer i att förstå varför respektive sekvens väljs och hur den fungerar. Detta är i och för sig ingenting som personalen måste kunna för att ta bra bilder, men i vissa lägen hjälper en djupare insikt till i arbetet med att optimera bildkvaliteten. Till exempel om något på bilderna skulle behöva avbildas på ett bättre sätt och personalen står inför frågan vilken sekvens som skulle kunna tydliggöra strukturen. Det vill säga de gånger röntgensjuksköterskan står inför en situation som går utanför den vanliga standardundersökningen. En uppenbar slutsats, som i och för sig aldrig kan betonas nog, är vikten av att inte ta in metalliska föremål i magnetrummet på grund av risken för projektiler, och det absolut avgörande i att fastställa den magnetiska statusen hos implantat som annars kan orsaka allvarliga skador om de sitter i känsliga områden som exempelvis hjärna och ögon. Grundregeln är att undersökningen alltid ska skjutas upp om minsta osäkerhet föreligger . Är magnetisk resonanstomografi farligt för patienter eller personal? Alla källor som använts i arbetet säger att allting tyder på att som MR används kliniskt idag är den säker och att de magnetfältstyrkor och gradientfält som är kända att orsaka biologisk respons är betydligt intensivare än de som brukas inom sjukvården, men forskning pågår för att utesluta alla eventualiteter. En sak som i alla fall är säker är att patienterna inte utsätts för joniserande strålning som bevisligen innebär hälsorisker. Hur ser då framtiden ut för MR? Som det ser ut idag går utvecklingen bland annat mot starkare magneter vilket ger bättre bilder. Undersökningstiderna kommer att bli kortare tack vare snabbare datorer och effektivare pulssekvenser. Vad gäller formatet på MR kameran verkar det som om den kommer att bli mindre och inte fullt så ”skräckinjagande” tack vare en öppnare design vilket framförallt underlättar för klaustrofobiska patienter. Utvecklingen av kontrastmedel går också framåt och

28

kommer leda till att de blir mer specifika och kommer att vara anpassade för en speciell undersökning eller det organ som ska undersökas. MR kommer med all säkerhet att öka i användning och bli en ännu mer dominerande undersökningsmetod än den är idag. Under den kliniska praktikplaceringen som gjordes vid Piteå och Gällivare sjukhus har det via egna iakttagelser, samtal med patienter och personal framkommit information som varit till nytta för oss i framtagandet av rapporten och informationsbladen till patienterna. Många av de antaganden som gjordes i förväg visades sig stämma då det i samtal med patienterna oftast visade sig att de visste lite eller ingenting om den undersökning som de skulle genomgå. Är undersökningen farlig (strålning)? Varför måste jag ta av mig smycken och kläder? Tiden för undersökningen? Var några av de saker som det frågades om. Många patienter visade även en oro för att bli undersökta då de inte visste hur MR apparaten såg ut. Det som framkom i mötena med patienterna och även i diskussionerna med personalen var hur lite patienten ville veta och egentligen kunde ta in av den information som gavs då de mest var oroliga för själva undersökningen och vad den skulle visa. Därför fastslogs att patienten i de allra flesta fall bara behöver veta det allra mest grundläggande om själva undersökningen och ofta är ganska ointresserade av själva tekniken. Dock finns ett fåtal som efterfrågar lite mer och till dessa tas ett informationsblad fram som i stora drag beskriver tekniken och vad som händer vid en undersökning. Det som också kom fram vid praktiken var att röntgenpersonalen också kan ta del av denna rapport för att tillgodogöra sig kunskap om MR tekniken. Det finns alltid någon eller några som är huvudplacerade på MR kameran och dessa har goda kunskaper, men det finns även annan personal som har rotationsschema, det vill säga jobbar på många olika röntgenlabb, och arbetar på MR kameran mera sporadiskt. Dessa har i många fall mindre kunskaper om tekniken för att de inte har fått tillfälle och tid att vidareutbilda sig. De kan köra de grundläggande undersökningarna men inte mycket mer. Sedan finns det en tredje kategori av personal och det är de som har valt bort MR kameran helt i sitt arbete för att de anser det vara en alltför komplicerad metod och de inte tycker sig kunna eller orka lära sig den. För de två sistnämnda kategorierna av personal finns det nog en del att hämta i denna rapport för att få en insikt i vad MR tekniken handlar om. Även de som redan kan en del och kanske har något som de funderar över kan titta i rapporten och förhoppningsvis få ett svar.

29

Referenslista Brandt, C. (2005). MRI scan. [online]. Netdoctor.co.uk. Tillgänglig: http://www.netdoctor.co.uk [2006-04-11]. Brandt, C. (2006). MRT - värt att veta. [online]. Netdoktor.se. Tillgänglig: http://netdoktor.passagen.se [2006-04-11]. Bushong, S. (2003). Magnetic Resonance Imaging. St Louis: Mosby Inc. Edelman, R. (2005). Magnetic resonance – Technology Information Portal. [online]. Softways. Tillgänglig: http://www.mr-tip.com [2006-05-09]. FASS (2006). FASS [online]. Läkemedelsindustriföreningen. Tillgänglig: http://www.fass.se [2006-05-09]. GE Medical System (2003). Tekniska applikationer, dokumentnummer 2383440-142. GE (2006). Radiology [online] GE healthcare. Tillgänglig: http://www.gehealthcare.com [2006-05-09]. Gould, T. (2006). How MRI works. [online]. HowStuffWorks, Inc. Tillgänglig: http://www.howstuffworks.com [2006-04-11]. Hashemi, R., Bradley, W., Lisanti, C. (2004). MRI The Basics. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins. Heinrichs, M. (1993). Magnets, spins and resonance. An introduction into the basics of magnetic resonance imaging. Siemens AG. Hornak, J. (2004). Magnetic Resonance Laboratory. [online]. RIT. Tillgänglig: http://www.cis.rit.edu [2006-05-08]. Huettel, S., Song, A. & McCarthy, G. (2004). Functional magnetic resonance imaging. Sunderland: Sinaue