Magnetic Resonance Imaging: Diversity of Contrast Stéren CHABERT

Contenidos Formación de Imágenes con Resonancia Magnética (RM) Variedad de Contrastes obtenidos con RM Imágenes anatómicas Imágenes funcionales Imágenes intervencionales Propósito = darle una visión global de lo que se logra hacer con RM ahora Formación de Imágenes en Resonancia Magnética Base de la técnica Últimos desarrollos / Preguntas actuales Ventajas y Desventajas de la RM: cuál es el límite ahora – comparación con las otras modalidades de imagenería Variedad de Contrastes obtenidos de RM Imágenes anatómicas Imágenes funcionales MRI intervencional

Formación de Imágenes

Pasos Polarización Excitación Reconstrucción Lectura k-space imágen FFT-1 Lectura

Estado natural de los spins spin : momento angular característico de una partícula Mayor interés en RM : el núcleo del hidrógeno En su estado natural, los spins apuntan en direcciones al azar, por lo que la magnetización total es cero.

Polarización En presencia de un campo magnético constante, los spins se alinean en la dirección del campo Esto produce una magnetización constante. Que es proporcional a la cantidad de átomos de H y a la magnitud del campo magnético principal

Polarización El porcentaje de spins que se alinean con el campo, depende de su intensidad 1 Tesla = 10 000 Gauss Campo magnético de la tierra ≈ 0.5 Gauss 1.5 T ≡ 30 000 veces el campo de la tierra

Excitación B1: campo magnético rotatorio a la frecuencia f de Larmor, específica de los spins a excitar (gyromagnetic ratio  ) Núcleo Spin (MHz/T) H 1/2 42.58 Ángulo de nutación de la magnetización global duración y amplitud de B1. “Pulso Radio Frecuencia” (RF)

Lectura Después de la excitación, y antes que vuelvan al equilibrio, los spins producen una magnetización rotatoria en el plano transversal

Relajación Relajación longitudinal T1 (spin-lattice) Relajación transversal T2 (spin-spin) T1 T2 El sistema va a recuperar su estado de equilibrio, despues de haber sido perturbado por la RF. (ecuación de Bloch)

Contraste Tejido T1 a 1.5T [ms] T1 a 0.5T [ms] T2 a 0.5T [ms] Músculo 870 600 47 Hígado 490 323 43 Riñón 650 449 58 Bazo 780 554 62 Grasa 260 215 84 Materia Blanca 920 656 101 Materia Gris 790 539 92 Líquido Cerebroespinal >4000 >2000 Pulmón 830 79 La rapidez con que los spins de Hidrógeno vuelven a su estado de equilibrio depende del compuesto químico en el que se encuentren

Lectura Después de la excitación, y antes que vuelvan al equilibrio, los spins producen una magnetización rotatoria en el plano transversal Inducción de una corriente en la bobina receptora, que corresponde a la información de TODOS los SPINS, en todo instante de tiempo!

Excitación selectiva Pulso RF + gradiente de campo magnético “gradiente de selección de slice” (Gss)

Codificación espacial: en frecuencia Aplicación de gradientes de campo magnético según una dirección (Gfreq)

Codificación en fase Gradientes de campo magnético según una segunda dirección (Gfase)

Reconstrucción Espacio k imágen Espacio-k Imagen FFT-1 IFFT La codificacion de la senal según su localisation espacial esta hacha a traves de la aplicación de gradientes

Describir el espacio k La codificacion de la senal según su localisation espacial esta hacha a traves de la aplicación de gradientes Al jugar con distintas aplicaciones de gradientes, de tiempo de lectura, de repeticion etc se va a jugar con los spins de manera distinta, y distintas ponderacions de T1, T2 o de densidad protonica pueden ser obtenidas.

De qué depende la señal B0 Parámetros de acquisición Resolución espacial Método de acquisición, número de repeticiones, etc. 18

Magnet 19

Coils Transmit / Receive Surface / Volume “Birdcage” 20

Adquisición paralela m valores aliados E matriz de codificación Usando un conjunto de N bobinas Codificando la señal con la sensibilidad de cada una Nuevo nivel de codificacion de la senal por adquisicion paralela con varias bobinas receptoras m valores aliados E matriz de codificación i valores “reales” aceleración de la adquisición (Pruessmann 1999) 21

El mayor peligro de la RM 22

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1er resonador de cuerpo entero En perspectiva 1946 Bloch & Purcell, fenómeno de RMN (premios Nobel 1952) 1973 Primera imágen con RM – Lauterbur (premio Nobel 2003) 1975 Fourier en RM - Ernst (premio Nobel 1991) 1976 Primera imágen de RM en vivo – Mansfield  (premio Nobel 2003) 1983 Resonador comercial de cuerpo completo 1988 Angiografía con RM 1992 fMRI 4.5 horas, 0.05T 1er resonador de cuerpo entero Damadian 1977 En el año 2003, habían aproximadamente 10 000 resonadores en todo el mundo y se hicieron cerca de 75 millones de exámenes 24

Resonadores abiertos 25

Intervencional Hitachi, 0.3 T Philips, 0.23 T 26

Resonadores de extremidades Fonar, 0.6T ONI, 1T 27

¿Portátil? 28

Resonador de campo pre-polarizado Imágenes con el campo terrestre 0.5 mT (Magritek) 29

Equipamiento actual Campo más fuerte (cuerpo entero) Magnex 9.4 T – Universidad de Minnesota 30

Tendencia # Instalación / año > 2000 de 1.5 T 600 de < 0.5 T (Haase, ISMRM 2006) 31

Gran diversidad de contraste No será exhaustivo Pero panorama global

Diversidad de contraste Intrínseco: contraste T1, T2 o densidad protónica T1 T2 PD The Whole Brain Atlas http://www.med.harvard.edu/AANLIB/home.html 3/12/2004

Buena información anatómica Imagen de referencia anatómica Distintos procesamientos posibles a partir de la anatomía T2 + CBF www.brainvisa.info 3/12/2004

Más contraste: con agente de contraste Gadolinio, compuesto paramagnético, acorta el T1  hiperseñal restringido en el compartimiento vascular Superparamagnetic Iron Oxide (SPIO) lesiones hepáticas Philips Kim 2004 3/12/2004

Angiografía Scan time < 3 min Philips, Dr. Tomala In contrast to conventional angiography, magnetic resonance angiography does not normally require injection of contrast agents. Two types of flow related processes have been recognized (121): The observation that spins moving into a slice appear bright compared to the stationary surrounding tissue has been developed into the MR angiographic technique called .time-of-flight. (TOF). The correlation between the velocity of the blood flow and the phase of moving spins is exploited for .phase-contrast MR angiography.. Philips, Dr. Tomala 3/12/2004

Posible cuantificación Perfusión irrigación de los tejidos bolus-contrast tracking Perdida de señal en imágenes T2 (T2*)  Cerebral Blood Volume (CBV)  Cerebral Blood Flow (CBF) MTT (Mean Transit Time)  Stroke, tumors, etc 3/12/2004

De lo más grande … Coronal  8 min Sagital  3 min Axial  5 min Philips Mobitrak 3/12/2004

Cuerpo entero Philips Mobitrak 3/12/2004

…hacia lo más fino… MRI Chile 3/12/2004

…o lo más pequeño… Vessel wall: Pared de los veseles coronarios en seres humanos (0.78 x 0.78 x 1 mm3 total imaging time  15 min) Botnar 2001 Reconstrucción 3D de la bifurcación de la carótida Long 2003 (0.625 x 0.625 x 1 mm3 total imaging time  10 min) 3/12/2004

…aún más pequeño… Cell labeling Agente de contraste ultra pequeño ( nm) dextran-coated iron oxide particles (USPIO) Superparamagnético  distorsiona el campo magnético a un nivel mucho más grande que su propio tamaño  detección de receptores  monitoreo de migración de células availability of high-relaxivity MRI contrast agents that have a large effect on the MRI signal. One of the agents with very high relaxivity is nanometer-sized, ultrasmall dextran-coated iron oxide particles (USPIOs). These nanometer-sized particles have a large effect on MRI signal intensities due to the fact that they are superparamagnetic and disrupt magnetic field homogeneity to an extent much larger than their size. A growing number of studies have demonstrated the usefulness of USPIOs and MRI to detect receptors (3, 5–8) and monitor cell migration (9–11). Indeed, when a cell is labeled with millions of USPIOs, single cells can be detected by MRI even though the MRI is acquired at low resolution (50–100 µm) compared with the size of the cells (5–20 µm; refs. 12–14). A drawback of techniques that use USPIOs is that for significant signal changes, many particles need to be within an imaging voxel. Recently, we have shown that micrometer-sized iron oxide particles (MPIOs), which are commercially available, are efficiently endocytosed by a variety of cells, and these particles can be used for cellular imaging by MRI (14). Because these particles are polymer-coated and are impregnated with a fluorescent agent, it becomes possible to do both fluorescence microscopy and MRI on cells labeled with such particles. Empirical observations suggest that an iron oxide particle disrupts the magnetic field enough for MRI detectability for a distance at least 50 times its size,¶ leading to the conclusion that cells harboring single, micrometer-sized particles should be detectable by -weighted MRI at resolutions of 50 µm. Shapiro 2004 3/12/2004

…y hacia lo más invisible Pulmón Inhalación de gases hiperpolarizados (He3) (1.7 x 3.8 x 4 mm3) Wild 2004 3/12/2004

De lo más estático … Huesos Difícil : poca señal disponible Distintos métodos  Bone Mineral Density (BMD) ¡No irradiante! (T1 – 2 min) Philips 2004 T1 = tecnica paralela No señal en hueso Ademas = pequeña estructura Pero basado sobre distintas cosas, en particular relajacion T2, se ha podido medir índices tal la BMD Gran ventaja sobre los rayos X = no irradiante Aquí = con bobina, y aparato dedicado (menos caro que una maquina cuerpo entero) Most osteoporotic fractures occur at locations at which trabecular bone prevails, i.e., the vertebrae, the upper femur, the wrist, and the ribs ([1]). It is thus not surprising that bone mineral densitometry has become the dominant screening method for patients at risk of developing fractures. Trabecular bone density is measured either tomographically by quantitative computed tomography (QCT) or by dual-energy X-ray absorptiometry (DEXA). The latter, however, is a projection technique and thus cannot distinguish between trabecular and cortical bone. Alternative indirect MR methods that exploit the bone-bone marrow susceptibility effect rely on the measurement of the trabecular bone marrow transverse relaxation rate R ([6][7]), a quantity that is modulated by the volume fraction and orientation of the trabeculae ([8][9]). Independently, it has been shown that R is predictive of trabecular bone elastic modulus and thus strength ([10]). Bone mineral density (BMD) measurements are indispensable for the diagnosis and follow-up of osteoporosis. Dual-energy X-ray absorptiometry (DXA) is the current gold-standard method to measure BMD. However, because DXA emits ionizing radiation, it cannot be used repeatedly - especially in young people. Another disadvantage of DXA is that it measures only area density, and cannot provide information about the volume density of bone. Quantitative ultrasound (QUS) has recently become a widely used screening method for osteoporosis because it is relatively inexpensive and does not emit ionizing radiation. However, QUS is essentially a transmission measurement made through a bulk tissue (mainly the heel), and its physical interpretation at the microscopic level is not clear. Thus, for quantitative evaluation of bone status, more precise and noninvasive methods must be developed. MRI is a promising tool for measuring bone density that meets these requirements. At present, three different MRI approaches have been reported ([1-7]), as described below. The first such approach, called MR micro-imaging, can spatially resolve trabecular bone from bone marrow using a small voxel ( 100 m cube) ([1-3]). This approach is informative and very useful if the MR microscopic images can be acquired in a short period of time. The second approach is based on measuring the relaxation rate R of transverse nuclear magnetization, which originates from differences in magnetic susceptibility between trabecular bone and bone marrow ([4-6]). R yields information on trabecular structure in addition to bone density, because it depends on the direction of the static magnetic field relative to the bone. The third approach is based on quantification of bone marrow proton density in a voxel, which is the reverse quantity of trabecular bone volume fraction (TBVF) in the voxel ([7]). To our knowledge, all of the above MRI in vivo bone measurements have been performed with whole-body MRI systems. However, since whole-body MRI is not cost-effective, it would be desirable to have a compact or dedicated MRI system for routine bone measurements in hospitals and laboratories. In this study, we developed a compact MRI system designed for heel imaging, and evaluated it in proton density phantoms and healthy female volunteers ([8][9]). Kose 2004 3/12/2004

…hacia lo más movil Corazón Cine imaging Posibilidad de estudiar la función cardíaca Posible cuantificación: Tamaño de las paredes Velocidad de flujo etc Patologías de las válvulas Volumetric imaging of the heart Single breath hold (2.42 x 2.52 mm2 32 frames/s) Tsao 2003 3/12/2004

Lo móvil a nivel microscópico tiempo Imágenes de difusión Movimiento aleatorio de las moléculas Exploración de la micro-estructura de los tejidos cuantificación Le Bihan 2003 3/12/2004

Difusión: información multi-direccional Mean Diffusivity Dirección principal Anisotropía 3/12/2004

Difusión « Tracking » de fibras de materia (Willinek 2003) Accidente Vascular Cerebral MRI convencional Difusión (Willinek 2003) (Poupon 2000) « Tracking » de fibras de materia blanca Esclerosis múltiple (Assaf 2002) Enfermedad de Alzheimer (Hanyu 1997) - de Creutzfeld-Jakob (Bahn 1999) Tumores cancerígenas (Le Bihan 1993) Maduración del cerebro (Neil 2002) Estudio de los mecanismos de recuperación de la espina dorsal (Bonny 2004) La mesure de diffusion fournit une quantification [précieuse] de l’état des tissus, à travers la diffusivité moyenne, qui reflète la mobilité des molécules d’eau, et à travers la mesure de l’anisotropie, qui a été montrée refléter le bon état des gaines de myéline. Applications à l’heure actuelle application principale utilisée en clinique : AVC où l’on observe, dans la phase aigüe, une diminution de la diffusivité moyenne (hypersignal sur les images pondérées en diffusion), concomittante à l’apparition d’un œdème cytotoxique. et une augmentation de l’anisotropie fractionnelle Ces variations ne sont pas encore expliquées Dans le domaine de la recherche, plusieurs études ont été réalisées, soulignant l’intérêt de l’imagerie de diffusion pour de multiples pathologies, telle la sclérose en plaque, où la matière blanche pourtant d’apparence normale en IRM conventionnelle présente une diffusivité plus élevée ou pour la compréhension de phénomènes telle la maturation du cerveau chez l’enfant ou le nouveau né, ou l’anisotropie de la MB augmente au cours du processus de myélinisation des fibres les mesures de tenseur de diffusion offrent également la possibilité de suivre les fibres de matière blanche in vivo cette mesure est basée de nouveau sur l’hypothèse où la diffusion suit une loi gaussienne, hypothèse que l’on sait inexacte, et sur laquelle nous reviendrons par la suite. Stroke: Winfried A. Willinek, MD, Jürgen Gieseke, PhD, Marcus von Falkenhausen, MD, Barbara Neuen, MSc, Hans H. Schild, MD and Christiane K. Kuhl, MD Radiology 2003;228:669-675. Figure 4. Images obtained in a patient with an embolic right middle cerebral artery stroke. Left column: Images obtained with standard protocol. Right column: Images obtained with SENSE protocol. Top row: Transverse T2-weighted FLAIR MR images. Image quality of standard T2-weighted FLAIR MR image is impaired by artifacts (arrow) caused by head movements of the patient. Middle row: Transverse T2-weighted TSE MR images. Bottom row: Transverse diffusion-weighted MR images. 3/12/2004

Difusión: distintas estructuras Espina dorsal Riñón Incluso pulmones, etc anisotropía MD T2 DW Ries 2000 Ries 2001 3/12/2004

Difusión: entender el desarrollo del cerebro Neil 2002 Dubois 2004 3/12/2004

Hacia la medida de la función del cuerpo Nuclei Net Spin   (MHz/T) 1H 1/2 42.58 2H 1 6.54 31P 17.25 23Na 3/2 11.27 14N 3.08 13C 10.71 19F 40.08 Espectroscopía Hay mucho más que el H del agua Según su entorno electrónico, la frecuencia de resonancia de los compuestos va a cambiar  cuantificación 3/12/2004 frecuencia

Espectroscopía: imágenes metabólicas T1 + gado (@1.5 T) T2 (@3 T) In vivo 3-T MR spectroscopy has sufficient spatial resolution and chemical specificity to allow distinction of recurrent tumor from radiation effects in patients with treated gliomas. Hacia una comprensión de las patologías neurodegenerativas, del ciclo energético de la activación neuronal Caracterización posible de gliomas Rabinov 2002 3/12/2004

Functional MRI Anatomía Funcionamiento 3/12/2004

haemodynamic response function (HRF) BOLD effect Blood Oxygen Level Dependant (BOLD) Durante la actividad neuronal   consumo de oxígeno  flujo sanguino  razón de hemoglobina oxigenada / desoxigenada Hb desoxigenada: paramagnética   señal durante la actividad neuronal haemodynamic response function (HRF) Function of blood oxygenation, flow, volume [Buxton et al. 98] Peak (max. oxygenation) 4-6s poststimulus; Baseline after 20-30s Initial undershoot can be observed [Malonek &Grinvald. 96] … but differences across: other regions [Schacter et al. 97] individuals [Aguirre et al. 98] Ciuciu 2004, www.madic.org 3/12/2004

Estudio de comprensión del lenguaje Mapas de activación Estudio de comprensión del lenguaje Problemas “lento” (proceso  1 – 2 s) “borroso” ( 1 -- 2 mm3) Relación precisa entre señal BOLD y actividad neuronal todavía no definida Pero herramienta preciosa Ciencias cognitivas Siquiatría Pre-operatoria Pallier 2002 3/12/2004

MRI intervencional: guiding and monitoring Resonadores abiertos  MRI intraoperatorio Aplicaciones MR-Guided Biopsy MR-Guided Vascular Interventions MR-Guided Neurosurgery Combinación con otras técnicas MR-Guided Focused Ultrasound MR-Guided Microwave Therapy of the Liver Nimsky 2004 3/12/2004

MRI temperature mapping MRI intervencional 3. Temperature mapping (MR Thermometry) Hyperthermia treatment using the Sigma-Eye RF applicator. Temperature monitoring by MR is performed on the MAGNETOM Symphony 1.5T MRI guided bone biopsy MRI temperature mapping Siemens (Konig) Siemens (Gellermann) 3/12/2004

¿Y por qué siempre el cuerpo humano? MRI Chile 3/12/2004

En resumen Inaccesible para algunos pacientes (pacemaker, implantes ferromagnético, etc) Para algunas aplicaciones: información con menor señal que otra modalidad de imagen (huesos vs. rayos X) Costo aún elevado - - Resolución: temporal  100 ms /imágen espacial  ½ -- 1 mm No invasivo Múltiples contrastes, en la totalidad del cuerpo ++ 3/12/2004

1er resonador de cuerpo entero De donde venimos… 1946 Bloch & Purcell, fenómeno de RMN (premios Nobel 1952) 1973 Primera imágen con RM – Lauterbur (premio Nobel 2003) 1975 Fourier en RM - Ernst (premio Nobel 1991) 1976 Primera imágen de RM en vivo – Mansfield  (premio Nobel 2003) 1983 Resonador comercial de cuerpo completo 1988 Angiografía con RM 1992 fMRI 4.5 horas, 0.05T 1er resonador de cuerpo entero Damadian 1977 En el año 2003, habían aproximadamente 10 000 resonadores en todo el mundo y se hicieron cerca de 75 millones de exámenes 3/12/2004

…y hacia donde vamos Mejorar las máquinas Aumento de la comodidad (ruido, claustrofobia, etc) Resonadores Magnéticos de bajo costo Combinación con distintas técnicas (EEG + MRI, etc) Alto Teslaje (básicamente más señal  mejor resolución, etc. PERO …) Necesidad de mejorar al mismo tiempo las adquisiciones en sí mismas Disminuir los artefactos Exploración de nuevos contrastes Determinación de las relaciones precisas de los contrastes ya existentes Imágenes en tiempo real Post procesamiento Ampliar las aplicaciones Patologías Mejor conocimiento del cuerpo humano 3/12/2004

MRI de Alto Teslaje Magnex 9.4 T – Universidad de Minnesota 3/12/2004