Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II. (Magnetresonanztomografie)

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1 Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II (Magnetresonanztomografie) (Physik in der Medizin) SS 2014 PD Dr.rer.nat. Wolfgang R. Nitz, Dipl.-Ing., Dipl.-Phys. 1. Vorlesungsstunde Einführung und Überblick Zur Person des Dozenten Zur Vorlesung Literatur Vorlesungsstunde #1 Übersicht (Vorlesung und Modalitäten) Vorlesungsstunde #2 Historisches und Grundlagen Die historische Entwicklung der MRT Von der Quantenmechanik zur klassischen Betrachtungsweise Gewebespezifische Parameter PD, T1, T Vorlesungsstunde #3 SE und räumliche Kodierung Die Entdeckung des Spin-Echos Die räumliche Kodierung in der MRT Vorlesungsstunde #4 Sicherheitsaspekte in der MRT I Vorlesungsstunde #5 Sicherheitsaspekte in der MRT II Vorlesungsstunde #6 Hardware Vorlesungsstunde #7 Berechnung einer Bildgebungssequenz Vorlesungsstunde #8 Bildkontrastberechnungen (SE, IR) Vorlesungsstunde #9 Bildkontrastberechnungen (GRE, SSFP) Vorlesungsstunde #10 Grundlagen der MR Angiographie Vorlesungsstunde #11 PC-MRA, cemra Vorlesungsstunde #12 DWI, DTI Vorlesungsstunde #13 potentielle Prüfungsfragen PWI, SWI, fmri Protokollparameter und Bildqualität Modalitätsüberblick und Grundprinzipien Indikationen Welche Modalität für welche Erkrankung? Vorlesungsstunde Historie und Grundlagen Vom Atom zum Kernspin Demokrit Das Atom Rutherford sches Streuexperiment Bohr-Sommerfeld sche Atommodell Zeeman-Effekt und Einführung des Elektronenspins Stern-Gerlach Experiment: Beweis der Richtungsquantelung Postulierung und experimenteller Nachweis des Kernspins Vom Kernspin zur Kernmagnetisierung Die Magnetresonanz Die phänomenologische Bloch Gleichung Die Relaxationsprozesse Die T2-Relaxation Die T1-Relaxation Die BPP -Theorie Die magnetische Suszeptibilität und T2*... 30

2 2 3. Vorlesungsstunde NMR Historie - Spin-Echo Die Entdeckung des Spin-Echos Die Carr-Purcell (CP) Pulse Sequence Die Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG) Pulse Sequence Vorlesungsstunde MRT Historie - räumliche Kodierung Die räumliche Kodierung Die Magnetfeldgradienten Die schichtselektive Anregung Die Frequenzkodierung Die Phasenkodierung Die Bildgebungssequenz Der k-raum Vorlesungsstunde: Sicherheitsrelevante Aspekte in der MRT Quench Flüssigkeiten und Gase Statisches Magnetfeld B 0 Anziehungskräfte Statisches Magnetfeld B 0 Torsionskräfte Wechselwirkung von B 0 und B 0 mit Implantaten Wechselwirkung mit HF EKG-Elektroden Menschliche Stromschleifen Tätowierungen und permanentes Makeup Wechselwirkung von B 0 und HF mit Implantaten Herzschrittmacher Neurostimulatoren Cochlear Implantate Gefäßprothesen (Stents) Mechanische Kontrazeptiva Zahnspangen und Fixierplättchen Körperschmuck Vorlesungsstunde: Patientenbelastung in der MRT Die SAR-Belastung des Patienten Die PNS die periphere Nervenstimulation Die Geräuschkulisse der Lärm das Knattern Die NSF die Nephrogene Systemische Fibrose Vorlesungsstunde Hardware Magnet-Technologie Magnetfeldstärke Magnetdesign Magnetfeldgradienten-Technologie HF-Spulentechnologie PAT parallele Akquisitionstechniken msense modified SENSitivity Encoding GRAPPA GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition Die Kanalapokalypse TX-Arrays PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

3 3 8. Vorlesungsstunde Berechnung einer Bildgebungssequenz Die schichtselektive Anregung Amplituden für den Schichtselektionsgradienten Berechnung des HF Pulses Gradientenrampenzeiten Timing Die Frequenzkodierung Länge des Datenakquisitionsfensters Gradientenrampenzeiten Timing Die Phasenkodierung Das Amplitudenzeitintegral Gradientenrampenzeiten MPG Das Medizinproduktegesetz SDE Sequence Development Environment IDEA Integrated Development Environment for Applications ICE Image Calculation Environment Vorlesungsstunde Bildkontrastberechnungen (SE, IR) Elementare Bildgebungssequenzen Spin-Echo- versus Gradienten-Echo-Sequenzen (SE, GRE) Das Sequenzklassifizierungsschema Die Multi-Echo-Spin-Echo-Sequenz Die schnelle Spin-Echo-Sequenz (TSE, FSE) Gewebespezifische Parameter Bildkontraste der SE - Sequenz Die PD - Wichtung Die T 1 - Wichtung Die T 2 - Wichtung Die SE Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung Die Fettsättigung Die STIR Die FLAIR Signalverlauf der IR Sequenz Die TSE Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung Die TIR Die TIRM (turboflair) Die RESTORE, DRIVE, FR-FSE Die SPACE, CUBE, VISTA... 88

4 4 10. Vorlesungsstunde Kontrastberechnungen (GRE, SSFP) FLASH fast low angle shot oder spoiled GRE FLASH Signalverhalten Der Ernst-Winkel Low-Angle T2-W Bildgebung Von der 2D- zur 3D-Bildgebung In-Phase und Opposed-Phase Bildgebung FISP fast imaging with steady precession truefisp true fast imaging with steady precession PSIF die rückwärts ablaufende FISP CISS constructive interference steady state DESS double echo steady state GREs mit Vorbereitung der Magnetisierung Die turbo-flash Die MP-RAGE magnetization prepared rapid acquired gradient echo Multi-Echo-GREs Die MEDIC multi echo data image combination Single-Shot-GREs Die EPI echo-planar-imaging Die bepi blipped echo-planar-imaging Die sepi spiral echo-planar-imaging Die repi radial echo-planar-imaging Single-Shot-GREs mit Vorbereitung der Magnetisierung Die SE-EPI spin-echo-echo-planar-imaging Vorlesungsstunde Grundlagen der MR Angiografie GMR Gradient Motion Rephasing in der ToF-MRA MIP Projektion der maximalen Intensität MTS Magnetization Transfer Saturation TONE Tilted Optimized Nonsaturating Excitation ITN Interpolation Through Nulling PC-MRA Phase Contrast MR Angiography Koronararterienbildgebung und T2prep FQ Flußquantifizierung mit MR Maxwell Terme cemra cemra - Grundprinzip cemra - Artefakte cemra Risiken (NSF) Vorlesungsstunde MR Angiographie (non-cemra) Rephased - Dephased Pulmonalangiographie - Triggered but not Labeled Aortendissektionen und Aortenisthmusstenosen Nierenarterien Triggered and Labeled Vorlesungsstunde DWI, DTI DWI die diffusionsgewichtete Bildgebung DTI die Diffusions-Tensor-Bildgebung PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

5 5 14. PWI, SWI, fmri PWI die perfusionsgewichtete Bildgebung SWI die suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung fmri die funktionelle MR Bildgebung BOLD blood oxygenation level-dependent HR hemodynamic response function DWI in der fmri ASL in der fmri T2, T2* in der fmri Paradigmen in der fmri Kartierung von Hirnfunktionen Protokollparameter in der MRT Parameter die nicht im relativen SNR dokumentiert sind TR TE Distanzfaktor Interpolation Parameter die im relativen SNR dokumentiert sind nacq - Anzahl der Mittelungen d - Schichtdicke FoV der Bildbereich FoV P das asymmetrische FoV Mat b die Matrixgrösse Mat asym - die asymmetrischen Matrix GP PF - Partial-Fourier GP ov - das Oversampling PAT-Faktor ETL - Echozuglänge SNR Signal-zu-Rausch-Verhältnis (Zusammenfassung) Die MR Sequenzfamilie (Übersicht) CSE die konventionelle Spin-Echo-Sequenz GRE die Gradienten-Echo-Sequenz TSE, FSE die Multi-Echo Spin-Echo-Sequenzen SPACE, CUBE, VISTA FLAIR die FLuid-Attenuated Inversion Recovery TIR die phasensensitive IR-TSE STIR die Fettunterdrückungstechnik RESTORE, DRIVE, FRFSE die TSE mit Flip-Back-Puls MP-RAGE T1-W 3D-GRE CISS Constructive Interference Steady State HASTE Half Fourier Acquired Single Shot TSE DW-SE-EPI die diffusionsgewichtete EPI FLASH, FISP, DESS, CISS, truefisp VIBE die 3D GRE mit Volumeninterpolation GRE In-Phase, Opposed-Phase Bildgebung TSE in der abdominellen Bildgebung MRCP Magnetresonanzcholangiopankreatographie truefisp die wahre FISP TFL die turboflash MEDIC Multi-Echo Data Image Combination FISP Fast Imaging with Steady-state Precession TGSE, GRASE die Gradienten- und Spin-Echo Sequenz Herstellerspezifische Akronyme

6 6 17. Stand der Technik Anwendungsfelder - Applikationen Bewegungskorrektur Parametrische Bildgebung SWI Die suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung MapIt Die farbliche Überlagerung gewebespezifischer Information REVEAL Diffusionsgewichtete abdominelle Bildgebung ASL Perfusionsmessung ohne Kontrastmittel TWIST & TRICKS zeitaufgelöste cemra MDS Move During Scan Hybrid-Technologien MR-PET IGT Image Guided Therapy Arbeitsflußoptimierung Referenzen PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

7 1. Vorlesungsstunde Einführung und Überblick Zur Person des Dozenten Der Dozent, PD Dr.rer.nat. Wolfgang R. Nitz, Dipl.Ing., Dipl.Phys. ist seit 1985 bei der Firma Siemens, Healthcare Sector, im Geschäftsbereich Magnetresonanz tätig.von war der Dozent in der MR Anwendungsentwicklung tätig und betreut seit 2007 das Patent- und Lizenzmanagement. 1.2 Zur Vorlesung Diese Vorlesung ist an Physiker gerichtet, die eine Faszination für die medizinisch-physikalische Multidisziplinarität empfinden, oder einfach nur ein Interesse an der kernspintomographischen radiologischen Diagnostik haben aus Physikerperspektive. Zielsetzung der Vorlesung ist es, ein breites, primär anwendungsorientiertes Wissen zu vermitteln, welches als Kommunikationsbrücke zwischen Physik und Medizin dienen kann. Im Masterstudium wird es in der Vertiefungsphase als Ergänzungsfach (M-VE 2) mit 16 Leistungspunkten honoriert. 1.3 Literatur zu theoretisch und zu tiefschürfend: A. Abragam - Principles of Nuclear Magnetism Charles P. Slichter - Principles of Magnetic Resonance Ernst, G. Bodenhausen and A. Wokau - Principles of Nuclear Magnetic Resonance in one and two dimensions zu speziell: Bernstein, M.; King, KF; Zhou, XJ - Handbook of MRI Pulse Sequences E. Mark Haacke, Robert W. Brown, Michael R. Thompson, Ramesh Venkatesan - Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design zu technisch mit geringem Anwendungsbezug und auch noch auf Englisch: Oppelt, A - Imaging Systems for Medical Diagnostics empfehlenswert, wenngleich mit dürftigem Anwendungsbezug (und fehlendem MR Schwerpunkt) und hoffnungslos überaltert: Klaus Ewen - Moderne Bildgebung: Bildgebende Verfahren in der Medizin: Von der Technik zur medizinischen Anwendung. S.a. Referenzen. 1.4 Vorlesungsstunde #1 Übersicht (Vorlesung und Modalitäten) Das Portfolio der Siemens AG, Healthcare Sector umfasst nicht nur die reinen bildgebenden Modalitäten, sondern seit einigen Jahren auch die Labordiagnostik, die Informationstechnologie zur Vernetzung der bildgebenden Modalitäten, zur Verwaltung der Radiologieabteilung und Einbindung in das Krankenhausinformationssystem, und natürlich alle Leistungen, die mit der Organisation der Gerätebeschaffung und Gerätewartung in Verbindung stehen.

8 8 1.5 Vorlesungsstunde #2 Historisches und Grundlagen Die historische Entwicklung der MRT Der theoretische Physiker Wolfgang Pauli postulierte 1924 die Existenz eines Kernspins. Im Jahre 1933 gelang es Otto Stern und Walther Gerlach, den Kernspin durch Ablenkung eines Strahls von Wasserstoffmolekülen nachzuweisen [2]. Im Jahre 1937 gelang Isidor Isaac Rabi an der Columbia University in New York die Messung des nuclear magnetic moments [3] Die für die NMR ausschlaggebenden Entdeckungen werden Felix Bloch und Edward M. Purcell zugeschrieben, die 1946 den Kernspin bzw. die Magnetresonanz experimentell nachgewiesen [5], und dafür im Jahre 1952 den Nobelpreis erhalten haben. Schon 1955 wurden NMR-Studien an lebenden Zellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslich der Messung gewebespezifischer Relaxationszeiten [7]. Der amerikanische Chemiker Paul Lauterbur von der State University in New York hatte 1971 die Idee, dem statischen Magnetfeld einen Magnetfeldgradienten zu überlagern, um dem Signal eine Rauminformation mitzugeben [10]. Im April 1974 gab Lauterbur eine Präsentation in Raleigh, North Carolina, die auch von Richard Ernst aus Zürich besucht wurde. Ernst erkannte das Potential, die bis dahin verwendete Rückprojektion durch eine Kombination von Phasen- und Frequenzkodierung zu ersetzen [11], wie sie zum grossen Teil auch heute noch in der MRT verwendet wird. Die englische Firma EMI, die bereits 1973 mit der Vorstellung der Röntgen- Computertomographie die Medizintechnik revolutioniert hatte, kündigte 1976 die Entwicklung eines Radiowellenscanners an, und stellte 1978 die erste mit MRT gewonnene Abbildung eines menschlichen Kopfes vor. Diese Ankündigung gab der Entwicklung der MRT einen kräftigen Schub, da die medizinische Großgeräteindustrie ihren bei der CT gemachten Fehler nicht noch einmal wiederholen wollte Von der Quantenmechanik zur klassischen Betrachtungsweise Der Kernspin ist eine quantenmechanische Größe und so soll zumindest die Quantenmechanik an der Stelle ganz kurz gestreift werden, um den Zusammenhang zur klassischen Physik aufzuzeigen. Mit dem Theorem von Ehrenfest ist uns ein Ausweg gezeigt, nicht mit Spinakrobatik jonglieren zu müssen, sondern mit klassischer Physik die sich ausbildende Kernmagnetisierung zu betrachten. Das ist nicht nur für den Physiker bequemer, sondern erleichtert auch die Kommunikation mit den Medizinern. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

9 1.5.3 Gewebespezifische Parameter PD, T1, T2 1.6 Vorlesungsstunde #3 SE und räumliche Kodierung Die Entdeckung des Spin-Echos Die wichtigsten, in der MRT vorkommenden gewebespezifischen Parameter sind PD die Protonendichte T1 die T1-Relaxationszeit T2 die T2-Relaxationszeit Dabei ist die Protonendichte wohl trivial. Die T2-Relaxationszeit bestimmt die Schnelligkeit mit der das Signal verschwindet, und lässt sich über die intramolekulare Dipol-Dipol- Wechselwirkung der Wasserstoffkerne anschaulich erläutern. Die T1-Relaxation beschreibt den Erholprozess nach einer Anregung und ist im Funktionsmechanismus etwas komplexer. Sie lässt sich aber pauschal mit der Energieerhaltung erklären. Felix Bloch hat sowohl Larmor-Frequenz, als auch die Signalstärkeabhängigkeiten in seiner berühmten phänomenologischen Bloch-Gleichung zusammengefasst. Neben diesen drei Parametern spielt auch die magnetische Suszeptibilität in der MR Bildgebung noch eine wichtige Rolle. Die magnetische Suszeptibilität bezeichnet die Eigenschaft von Materie, das Magnetfeld zu verstärken oder abzuschwächen. Biologisches Gewebe ist im allgemeinen diamagnetisch mit leichten Abweichungen. Diese Abweichungen können zu lokalen Feldinhomogenitäten führen, was zu einem schnelleren Signalverlust führt, charakterisiert durch eine T2*-Relaxationszeit. 9 Das Spin-Echo ist ein Zufallsfund aus Experimenten zur Bestimmung von T1-Relaxationszeiten, und ist in Verbindung mit Bildgebungssequenzen zu einem essentiellen Bestandteil der klinischen Bildgebung geworden.

10 Die räumliche Kodierung in der MRT Der Durchbruch zur Bildgebung kam primär 1976, durch die Ankündigung von EMI, einen Radiolwellenscanner auf den Markt zu bringen. Paul Lauterbur wird zugeschrieben, dass er die Feldstärkeabhängigkeit der Frequenz als Möglichkeit identifiziert hat, eine räumliche Kodierung und damit eine Bildgebung durchzuführen. Die Abfolge von Anregung, Signalkodierung und Datenakquisition nennt man eine Sequenz. Die Rohdatenmatrix, in der die gemessenen Daten einsortiert werden, nennt man k-raum. Die übliche k-raum-trajektorie ist zeilenweise, wenngleich mittlerweile auch alternative k- Raum-Trajektorien durchaus gängig sind. 1.7 Vorlesungsstunde #4 Sicherheitsaspekte in der MRT I Hinsichtlich sicherheitsrelevanter Aspekte in der MRT steht in der Regel immer der Physiker in der Pflicht. Neben den offensichtlichen magnetischen Anziehungskräften gibt es noch eine ganze Reihe anderer Gefahren. Die zu erläuternden Aspekte werden die zehnte Vorlesungsstunde füllen. 1.8 Vorlesungsstunde #5 Sicherheitsaspekte in der MRT II Die elfte Vorlesungsstunde behandelt schwerpunktmässig das sicherheitsrelevante Thema der spezifischen Absorptionsrate. Die Verwendung elektromagnetischer Strahlung zur Erzeugung des Kernspinsignals führt zu einem Energieeintrag in den Patienten, der natürlich zu begrenzen ist. Am Ende der Vorlesungsstunde wird der derzeitige Stand der Technik präsentiert und ein Ausblick auf zukünftige Technologien und Anwendungen. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

11 1.9 Vorlesungsstunde #6 Hardware 11 Die Entwicklung kurzer Magnete und die Einführung größerer Patientenöffnungen hat ganz neue Märkte eröffnet. Wie aus der nebenstehenden Abbildung zu erkennen, haben sich mit der Eröffnung neuer Märkte neue Herausforderungen ergeben. Schliesslich steigt die SAR Belastung des Patienten mit der fünften Potenz des Patientenumfangs Vorlesungsstunde #7 Berechnung einer Bildgebungssequenz In der vierten Vorlesungsstunde werden wir uns mit einfachen Dreisätzen beschäftigen, um die für die MRT notwendigen Gradientenamplituden und Schaltzeiten zu berechnen. Mit der Multi-Echo-Spin-Echo-Sequenz werden wir den ersten Kompromiß kennenlernen, den man eingegangen ist, um Meßzeiten praktikabel zu halten Vorlesungsstunde #8 Bildkontrastberechnungen (SE, IR) In der fünften Vorlesungsstunde werden wir kennenlernen, dass man die (Kern-)Magnetisierung vor ihrer Anregung noch manipulieren kann. Die einfachste Form der Magnetisierungsmanipulation ist die Fettsättigung. Die im Fett befindlichen Kernspins haben eine leicht andere Resonanzfrequenz als Wasser und damit können sie selektiv angeregt und das Signal gleich verworfen werden.

12 12 Eine andere Form der Manipulation der longitudinalen Kernmagnetisierung ist die einfache Inversion vor der eigentlichen Bildgebungssequenz. Wir werden lernen, dass triviale Ansätze nur näherungsweise gültig sind, und dass man weitere Bildgebungsparameter bei der Abschätzung des Signalverhaltens mit berücksichtigen muss und kann. Dabei kommen Ansätze zur Anwendung, die man in ähnlichen Situationen immer wieder findet. Fett ist lästig und deshalb möchte man es in der Bildgebung in der Regel eliminieren. Dabei lassen sich zwei Eigenschaften des Fettes ausnutzen: Fett hat eine andere Resonanzfrequenz Fett hat eine sehr kurze T1-Relaxationszeit D.h. Fett kann einmal über die diskutierte Fettsättigung eliminiert werden, oder über seine Eigenschaft der kurzen T1- Relaxationszeit (short tau inversion recovery STIR). Der Arzt wird fragen welche Technik, warum? 1.12 Vorlesungsstunde #9 Bildkontrastberechnungen (GRE, SSFP) PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

13 13 In der sechsten Vorlesungsstunde geht es um das Kontrastverhalten von Gradienten-Echo-Sequenzen. Obwohl physikalisch und mathematisch relativ interesant, in der klinischen Routine spielen diese Phänomene keine grosse Rolle. Wichtig ist lediglich die Sensitivität auf T2*. Mit dieser Sensitivität werden neue Anwendungsfelder erschlossen. Noch interessanter wird es, wenn man die nach einer Messung verbleibende transversale Kernmagnetisierung bei der nächsten Anregung mit berücksichtigen muss. Das ist der Fall bei den so genannten steady state free precession SSFP -Sequenzen. Dabei entwickelt sich eine Gradienten-Echo-Sequenz zunehmend zu einer Spin-Echo-Sequenz, was oft schwer zu vermitteln ist Vorlesungsstunde #10 Grundlagen der MR Angiographie Die siebte Vorlesungsstunde ist der MR Angiographie gewidmet. Hier gibt es die Unterscheidungen: ToF-MRA, die Flugzeitangiographie PC-MRA, die Phasenkontrastangiographie cemra, die kontrastmittelgestützte MR Angiographie non-cemra, neuere Techniken, die auch ohne Kontrastmittel auskommen.

14 14 Sowohl für die ToF-MRA, als auch für die PC- MRA ist ein Zusammenhang herzuleiten zwischen sich bewegender Materie und dem Kodieren des Signals mit Magnetfeldgradienten. Es wird gezeigt werden, dass eine bestimmte Magnetfeldgradientenanordnung eine Bildgebungssequenz flussunempfindlich machen kann. Und umgekehrt kann man natürlich auch eine ganz bestimmt Flußsensitivität einstellen (MR Flußquantifizierung bzw. PC-MRA). Die Flußinsensitivität ist bei der ToF-MRA eine Voraussetzung, um angiographische Aufnahmen machen zu können. Die ursprünglich 1987 eingeführte Methode der Projektion der maximalen Intensität MIP zur dreidimensionalen Darstellung eines Gefäßbaums, hat sich als robust erwiesen und scheint nicht leicht zu verdrängen zu sein Vorlesungsstunde #11 PC-MRA, cemra Die PC-MRA führt zwar zu einer signifikanten Verbesserung der Unterdrückung des Hintergrundsignals, aber die Technik ist zeitraubender als die ToF-MRA, weil in der Regel drei Raumrichtungen bei der Flußkodierung zu berücksichtigen sind, und die PC-MRA zeigt sich weniger robust. Die PC-MRA ist allerdings eine Alternative bei langsam fliessenden Strukturen wie z.b. dem venösen Gefäßsystem. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

15 1.15 Vorlesungsstunde #12 DWI, DTI 15 Neben der mangelnden oder terminierten Perfusion, interessiert in der Infarktdiagnostik auch der Status, welches Gewebe sich schon verabschiedet hat. Sterbende Zellen quellen auf und schränken den Extrazellularraum ein. Dort befinden sich die in der MRT beobachtbaren freien Wassermoleküle, die dann nur noch eingeschränkt diffundieren können. Diesen Umstand macht man sich in der diffusionsgewichteten Bildgebung zunutze, um Aussagen zur Gewebediffusion zu machen. Diffusion ist ein Tensor und mit der so genannten Diffusions-Tensor-Bildgebung DTI, lassen sich bevorzugte Diffusionsrichtung graphisch darstellen und da Wassermoleküle bevorzugt entlang der Nervenbahnen diffundieren, hat man mit dieser Technik die Möglichkeit den Verlauf der Nervenbahnen indirekt zu dokumentieren Vorlesungsstunde #13 potentielle Prüfungsfragen 1.17 PWI, SWI, fmri Mit der Injektion und der darauf folgenden Verteilung paramagnetischer Kontrastmittel, lässt sich die Perfusion eines Organs quantifizieren. Dies ist besonders in der Schlaganfalldiagnostik von erheblicher diagnostischer Wertigkeit. In der achten Vorlesungsstunde werden wir uns mit etwas fortgeschritteneren Anwendungen beschäftigen. Es hat für einige Aufregung gesorgt, als die ersten Arbeiten veröffentlicht wurden, die zeigten, dass sich die Signalintensität in der Umgebung eines Gefäßes mit der Sauerstoffkonzentration im Blut ändert. Mit dieser Technik kann man die regionale Gehirnaktivität dokumentieren (Funktionelle Bildgebung fmri).

16 Protokollparameter und Bildqualität Es gibt eigentlich nur zwei triviale Parameter die das Signal-zu-Rausch-Verhältnis des MRT beeinflussen: das Signal ist proportional zur Anzahl der Protonen das Rauschen reduziert sich mit der Wurzel der Anzahl der Mittelungen und doch ist die Verkettung der wählbaren Parameter so komplex, dass dem eine Vorlesungsstunde gewidmet ist Modalitätsüberblick und Grundprinzipien Der zahlenmässig größte Markt dürfte wohl bei den Ultraschallgeräten existieren, gefolgt von den konventionellen Durchleuchtungsgeräten, den Angriographie-Anlagen und dann erst kommt die Computertomographie, gefolgt von der Kernspintromographie, auch Magnetresonanztomographie genannt, und als teuerste Modalität das SPECT und PET. Letzteres soll in dieser Vorlesung gar nicht behandelt werden, weil SPECT und PET nicht in einer radiologischen Abteilung angesiedelt sind, sondern in der Nuklearmedizin. Auch in der konventionellen Röntgendiagnostik hat es in den letzten Jahren, mit Einführung der Flachbilddetektoren, eine technologische Revolution gegeben. Vorbei sind die Zeiten der Dunkelkammer und der Silbernitratlösungen. Die Bilder gehen vom Röntgengerät dirket in das PACS (picture archiving and communication system). Für die Röntgentechnologie selber hat sich das Prinzip seit 1895 nicht verändert: Man beschleunige Elektronen, die auftreffend auf eine Anode, Röntgenstrahlen erzeugen, und messe, wieviel Röntgenstrahlung es durch den Patienten schafft. Die Röntgenstrahlenabsorption ist proportional zur Elektronendichte, und im niederenergetischem Bereich auch noch abhängig von der Ordnungszahl des absorbierenden Materials. Im Zusammenhang mit jodhaltigen Kontrastmitteln lassen sich sowohl diagnostische als auch therapeutische Gefäßaufnahmen machen. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

17 17 Auch die Computertomographie lebt von der Absorption von Röntgenstrahlen innerhalb des Patienten. Im Spannungsbereich ist man allerdings limitiert, da grosse Absorptionen im niederenergetischen Bereich, zu Bildartefakten führen würde. Die zeitliche Limitierung der CT besteht primär in der Bewegung mechanischer Teile. Röntgenröhre und Detektorkranz müssen um den Patienten bewegt werden. CTs der vierten Generation hatten einen feststehenden Detektorkranz und mit der EBT (electron beam tomography) hat man sogar auf die Röntgenröhre verzichten können, letztlich hat sich aber doch die dritte Generation der CT durchgesetzt: Röhre und Detektor rotieren gemeinsam um den Patienten. Auch das Prinzip der gefilterten Rückprojektion hat sich seit 1972 nicht verändert: Das System nimmt eine gleichmässige Schwächung auf der Strecke durch das definierte Meßfeld an, und mit der Normierung ist die Schwächungsvariation innerhalb der Schicht identifiziert. Da dieser Algorithmus zu einer verschmierten Darstellung führt, müssen die Projektionen entsprechend gefiltert werden, und aus diesem Grunde spricht man von einer gefilterten oder gefalteten Rückprojektion. Bei kontinuierlicher Tischbewegung und parallel angeordneten mehrzeiligen Detektoreinheiten, lassen sich isotropische Auflösungen erzielen, die retrospektive eine multiplanare Bildgebungsmöglichkeit erlauben. Ein lästiges mechanisches Kippen der Gantry (Patientenöffnung) ist also nur noch selten nötig. Der Ultraschall erscheint vom Anschaffungspreis als die kostengünstigste Modalität, allerdings sitzt in der Regel der Arzt selber am Gerät, und nicht, wie bei allen anderen vorherig erwähnten Modalitäten, die medizinisch technische Assistentin MTA ( oder mit Röntgenschein die MTRA). Der Ultraschall, auch Sonographie genannt, verwendete akustische Schallwellen im MHz-Bereich, um über die Schallreflektion an den Gewebegrenzflächen, eine Aussage über die anatomischen Verhältnisse zu bekommen.

18 18 Die Kernspintomographie, auch Magnetresonanztomographie genannt, verwendet starke Magnetische Felder, z.b. 1,5 T, um das Phänomen des Kernspins auszunutzen. Das Phänomen des Kernspins bzw. der Magnetresonanz wird provoziert durch Einstrahlung einer elektromagnetischen Strahlung im MHz- Bereich (42,58 Hz/T). Durch die elektromagnetische Strahlung im Resonanzbereich wird der Kernspin angeregt, um unmittelbach nach der Anregung seinerseits ein (schwaches) elektromagnetisches Signal zu emittieren. Durch eine Kodierung dieses Signals lassen sich die Amplituden räumlich zuordnen. Die Intensität dieses Signals ist abhängig von der Protonendichte und von der Beweglichkeit der Moleküle, in denen sie sich befinden Indikationen Welche Modalität für welche Erkrankung? Es stellt sich natürlich berechtigterweise die Frage: Brauchen wir wirklich alle diese Modalitäten oder geht es nicht günstiger und einfacher. In der Tat kann der Kostenfaktor nicht ganz unberücksichtigt bleiben. Das Gesundheitssystem muss bezahlbar bleiben. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

19 19 Entsprechend sind bei der Diagnostik die günstigeren Modalitäten zu bevorzugen insofern sie denn für die Diagnostik ausreichen. Entsprechend des diagnostischen Aufwandes wird auch der Radiologe anhand der Gebührenordnung für Ärzte angemessen entschädigt. Das Risiko des Arztes liegt u.a. darin, dass retrospektive die Symptome leicht mit der letztlich getroffenen Diagnose korreliert werden können. Die Kunst besteht darin, den richtigen Verdacht zu haben. Für die katalogisierten Krankheitsbilder gibt es Indikationsempfehlungen nach denen eine Modalität zu wählen ist, wobei dabei auch Modalitätsverfügbarkeit und Diagnosekosten berücksichtigt sind. So gibt es für die MRT Alleinstellungsmerkmale, d.h. bei bestimmten Erkrankung ist die MRT ohne Alternative die einzige in Frage kommende Modalität. Das ist z.b. der Fall bei entzündlichen Prozessen im Gehirn, bei Entmarkungs- und bei degenerativen Erkrankungen. Schwerpunkt der MRT in der radiologischen Diagnostik liegt seit Anbeginn der Einführung auf dem Zentralnervensystem. Mit Einführung der ToF-MRA (1987) und der kontrastmittelgestützten cemra (1992) sind auch angiographische Untersuchungen am MRT in der klinischen Routine etabliert.

20 20 PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

21 2. Vorlesungsstunde Historie und Grundlagen Der theoretische Physiker Wolfgang Pauli postulierte 1924 die Existenz eines Kernspins, ein Jahr nachdem George Eugene Uhlenbeck und Samuel A. Goudsmit das Konzept des Elektronenspins vorgestellt hatten [1]. Im Jahre 1933 gelang es Otto Stern und Walther Gerlach, den Kernspin durch Ablenkung eines Strahls von Wasserstoffmolekülen nachzuweisen [2]. Im Jahre 1937 gelang Isidor Isaac Rabi an der Columbia University in New York die Messung des nuclear magnetic moments [3], aber erst, nachdem er von Cornelis Jacobus Gorter unterstützt wurde, der mit ähnlichen Experimenten keinen Erfolg gehabt hatte. Gorter war der erste, der den Ausdruck nuclear magnetic resonance - NMR in Veröffentlichungen verwendete [4]. Die für die NMR ausschlaggebenden Entdeckungen werden Felix Bloch und Edward M. Purcell zugeschrieben, die 1946 den Kernspin bzw. die Magnetresonanz experimentell nachgewiesen [5], und dafür im Jahre 1952 den Nobelpreis erhalten haben. Der Spin lässt sich als einen Drehimpuls verknüpft mit einem magnetischen Moment beschreiben. Das magnetische Moment des Protons kann, bei einer vorgegebenen Spinquantenzahl ½, in einem Magnetfeld entweder eine parallele Ausrichtung zum Magnetfeld B 0 annehmen, oder eine antiparallele. Die beiden Zustände unterscheiden sich über eine Energiedifferenz, wobei die parallele Ausrichtung den energetisch günstigeren Zustand darstellt. Durch Zuführung von Energie über eine elektromagnetische Welle können parallel ausgerichtete Kernspins temporär in eine antiparallele Ausrichtung gebracht werden, wobei bei der Rückkehr in den Grundzustand die Energie wieder in Form einer elektromagnetischen Welle frei wird. Diese bezeichnet man auch als Kernspinsignal. Da die eingestrahlte elektromagnetische Welle die gleiche Wellenlänge haben muß, als die entsprechende Energiedifferenz vorgibt 21 E, spricht man auch von Magnetresonanz. Da sich mehr Kernspins parallel zum Feld ausrichten als antiparallel, kommt es zur Ausbildung einer longitudinalen Kernmagnetisierung, die nach physikalisch klassischen Prinzipien behandelt werden kann. Eine Ablenkung aus der Parallelausrichtung führt zu einer Präzessionsbewegung dieser Kernmagnetisierung. Die Frequenz der Präzessionsbewegung heißt auch Larmor-Frequenz und entspricht der Frequenz der vorherig diskutierten Energiedifferenz der quantenmechanischen Betrachtung. Die Projektion in die Transversalebene wird als transversale Kernmagnetisierung bezeichnet. Wird die komplett zur Verfügung stehende longitudinale Kernmagnetisierung in eine transversale Kernmagnetisierung umgewandelt, so spricht man von einer 90 HF-Anregung. Nach einer Anregung braucht das Gewebe Zeit, damit sich wieder eine longitudinale Magnetisierung aufbaut. Diese Erholzeit wurde von Felix Bloch in seiner phänomenologischen Bloch Gleichung [6] mit T 1 bezeichnet. Der Mechanismus der Erholung wird allgemein als Relaxation bezeichnet und die Zeitkonstante entsprechend mit T 1 -Relaxationszeit. Die präzedierende transversale Magnetisierung induziert ein Signal in einem um das Objekt angebrachten Antennensystem. Man beobachtet ein Verschwinden dieses Signals mit einer gewebespezifischen Zeitkonstanten, die Felix Bloch mit T 2 bezeichnete. Der zugrunde liegende Mechanismus wird als T 2 -Relaxation bezeichnet und die Zeitkonstante heisst entsprechend T 2 -Relaxationszeit. Schon 1955 wurden NMR-Studien an lebenden Zellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslich der Messung gewebespezifischer Relaxationszeiten [7]. Raymond Damadian vom Downstate Medical Center in Brooklyn und Donald P. Hollis von der Johns Hopkins Universität in Baltimore untersuchten die T 1 - und T 2 -Relaxationszeiten von normalem und Krebsgewebe und kamen zu der Erkenntnis, dass Krebsgewebe längere Relaxationszeiten aufwies [8]. Damadian glaubte, die ultimative Technologie für die Krebsdiagnostik gefunden zu haben [9]. Leider gab Damadian keinen brauchbaren Hinweis, wie man den menschlichen Körper nach Krebs durchsuchen könnte. Der amerikanische Chemiker Paul Lauterbur von der State University in New York hatte 1971 die Idee, dem statischen Magnetfeld einen Magnetfeldgradienten zu überlagern, um dem Signal eine Rauminformation mitzugeben [10]. Die oben schon erwähnte Resonanzfrequenz ist eine Funktion der Magnetfeldstärke. Überlagert man dem statischen Magnetfeld einen Magnetfeldgradienten, so wird die Magnetfeldstärke und damit auch die Resonanzfrequenz zu einer Funktion des Ortes. Über eine Fourieranalyse des Kernspinsignals lassen sich die Frequenzkomponenten extrahieren und die jeweiligen Amplituden können Bildpunkthelligkeiten zugeordnet werden, entsprechend der örtlich vorliegenden Signalstärken. Paul Lauterbur demonstrierte das Verfahren durch die Abbildung zweier mit Wasser gefüllter Reagenzgläser mit magnetischer Kernresonanz (NMR, nuclear magnetic resonance), in dem er dem homogenen Grundfeld magnetische Feldgradienten überlagerte und als Messsignal eine Projektion des Untersuchungsobjektes erhielt. Durch Wiederholung des Experiments mit sukzessiv gedrehten Feldgradienten, B 0

22 22 konnte er mit den Rekonstruktionsalgorithmen der kurz zuvor erfundenen Röntgen- Computertomographie ein Bild des untersuchten Gegenstandes erstellen. Im April 1974 gab Lauterbur eine Präsentation in Raleigh, North Carolina, die auch von Richard Ernst aus Zürich besucht wurde. Ernst erkannte das Potential, die bis dahin verwendete Rückprojektion durch eine Kombination von Phasen- und Frequenzkodierung zu ersetzen [11], wie sie zum grossen Teil auch heute noch in der MRT verwendet wird. Die englische Firma EMI, die bereits 1973 mit der Vorstellung der Röntgen-Computertomographie die Medizintechnik revolutioniert hatte, kündigte 1976 die Entwicklung eines Radiowellenscanners an, und stellte 1978 die erste mit MRT gewonnene Abbildung eines menschlichen Kopfes vor. Diese Ankündigung gab der Entwicklung der MRT einen kräftigen Schub, da die medizinische Großgeräteindustrie ihren bei der CT gemachten Fehler nicht noch einmal wiederholen wollte. Anfang der 80iger kam es zur Installation der ersten MR-Produktserien für die Anwendung in der klinischen Routinebildgebung. 2.1 Vom Atom zum Kernspin Demokrit Das Atom Rutherford sches Streuexperiment In der Kommunikation mit Anwendern der MRT ist es empfohlen, frühzeitig einen Bezug zur Anwendung herzustellen. Bei der Erklärung des Kernspins ist hier der Anknüpfungspunkt die angeregte Schicht, die durch Wahl eines Meßfeldes und einer Matrixgröße in Raumelemente unterteilt wird, auch Voxel genannt. In einem so definierten Raumelement befinden sich Zellen, Makromoleküle, Fett- und Wassermoleküle. Solche Moleküle stellt man sich vor aus Atomen aufgebaut, wie sie Demokrit schon 400 v.chr. postuliert hat. Auch wenn das damalige Verständnis der Zusammensetzung der Welt die vier Grundelemente: Feuer, Erde, Wasser und Luft beinhaltete, so hat Demokrit das Konzept der kleinsten unteilbaren Splitter präsentiert atomos, die Atome. Das in der Kernspintomgraphie primär interessierende Molekül ist das relativ frei bewegliche Wassermolekül und in zweiter Hinsicht Wasserstoffatome in Fettverbindungen. Erst zwei Jahre nach der Entdeckung der Röntgenstrahlung wurde das Elektron nachgewiesen, was dazu geführt hat, dass man das Atom als Art Rosinenkuchenmodell betrachtet hat. Die Erkenntnisse, die zur Kernspintomographie führen werden, beginnen erst mit Entdeckungen, die mehr als zweitausend Jahre später einsetzen. Das Rutherford sche Streuexperiment gilt als Schlüsselexperiment für den Beweis, daß das von Demokrit postulierte Modell aus einer negativ geladenen Elektronenhülle besteht, mit einem winzigenpositiv geladenen Kern, der fast die gesamte Masse beinhaltet. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

23 2.1.3 Bohr-Sommerfeld sche Atommodell 23 Der, retrospektiv betrachtet, naive Ansatz von Bohr, die Bahn eines Elektrons über die elektrostatische Anziehungskraft und die Zentrifugalkraft zu berechnen, erstaunt in seiner Treffsicherheit für die, zumindest näherungsweise Bestätigung, der von Balmer empirisch gefundenen Spektralübergänge. Dass seine Elektronen, als im Kreis beschleunigte Ladungen, eigentlich spiralförmig in den Kern fallen müssten, umgeht Born durch Auswahlregeln, die man als Ursprünge der Quantenmechanik interpretieren darf. Dabei sind diese Auswahlregeln erst willkürlich getroffen worden, und erst später wurde der von de Broglie 1924 postulierte Welle-Teilchen- Dualismus zur Erklärung herangezogen. Nach diesem Modell ergeben sich die erlaubten Bahnen über die Kontinuität der Elektronenwellen. Arnold Sommerfeld führt wenig später die Elliptizität als Nebenquantenzahl ein, und erlaubt so die Diskrepanzen zu den tatsächlich gemessenen Spektren weiter zu vermindern Zeeman-Effekt und Einführung des Elektronenspins Allein, wenn man sich schon die Jahreszahl betrachtet, waren die Experimente von Pieter Zeeman ursprünglich nicht dazu gedacht, die Kopplung des magnetischen Momentes, welches durch ein kreisendes Elektron verursacht wird, als Beweis für die Existenz eines solchen zu verwenden und doch wird der normale Zeeman Effekt in diesem Zusammenhang immer wieder erwähnt. Der anomale Zeemaneffekt wiederum lässt sich nur durch die Einführung eines Elektronenspins erklären.

24 Stern-Gerlach Experiment: Beweis der Richtungsquantelung Otto Stern und Walther Gerlach wird der Beweis der Richtungsquantelung eines solchen Elektronenspins zugeschrieben. Danach führt die über das magnetische Moment wirkende Kraft zu einer Aufspaltung des Atomstrahls als Dokumentation der Richtungsquantelung. Klassisch erwartet hätte man eine kontinuierliche Verteilung Postulierung und experimenteller Nachweis des Kernspins Der theoretische Physiker Wolfgang Pauli postulierte 1924 die Existenz eines Kernspins, ein Jahr nachdem George Eugene Uhlenbeck und Samuel A. Goudsmit das Konzept des Elektronenspins vorgestellt hatten [1]. Im Jahre 1933 gelang es Otto Stern und Walther Gerlach, den Kernspin durch Ablenkung eines Strahls von Wasserstoffmolekülen nachzuweisen [2]. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

25 25 Im Jahre 1937 gelang Isidor Isaac Rabi an der Columbia University in New York die Messung des nuclear magnetic moments [3], aber erst, nachdem er von Cornelis Jacobus Gorter unterstützt wurde, der mit ähnlichen Experimenten keinen Erfolg gehabt hatte. Gorter war der erste, der den Ausdruck nuclear magnetic resonance - NMR in Veröffentlichungen verwendete [4]. Die für die NMR ausschlaggebenden Entdeckungen werden Felix Bloch und Edward M. Purcell zugeschrieben, die 1946 den Kernspin bzw. die Magnetresonanz experimentell nachgewiesen [5], und dafür im Jahre 1952 den Nobelpreis erhalten haben. 2.2 Vom Kernspin zur Kernmagnetisierung Die Wechselwirkung des magnetischen Momentes des Kernspins mit einem externen Magnetfeld führt, je nach Ausrichtung des Kernspins, zu unterschiedlichen Energieniveaus der Kerne. Diese Energieniveaus wiederum erlauben die Berechnung einer Besetzungswahrscheinlichkeit, bei der herauskommt, dass sich mehr Spins parallel ausrichten werden, als antiparallel und es dadurch zur Ausbildung einer Kernmagnetisierung kommt.

26 26 Diese Ausbildung der Kernmagnetisierung bietet uns einen Ausweg aus der Quantenmechanik und erlaubt uns eine Berechnung der Bewegungsgleichung für den Spin nach klassischen Gesichtspunkten: Über die Vertauschungsregeln der Drehimpulsoperatoren, lässt sich eine Bewegungsgleichung herleiten, die der klassischen Betrachtungsweise ähnelt. Die Anregung und die damit verbundene Larmor-Frequenz lässt sich auf diesem Wege noch herleiten. Bei der späteren Berechnung von Anregungsund Refokussierungswinkeln mit Hilfe einer Hochfrequenzeinstrahlung, wird dieser Ansatz sehr schnell unübersichtlich und unanschaulich. 2.3 Die Magnetresonanz Ansonsten gilt die klassische Analogie, die klassische Behandlung einer Kernmagnetisierung, die, mit einem Drehimpuls verknüpft, nach klassischen Gesichtspunkten betrachtet und berechnet werden kann. Ist quantenmechanisch die Energiedifferenz durch eine elektromagnetische Strahlung mit entsprechendem Energieinhalt überbrückbar, so gibt die klassische Perspektive eine präzedierende Kernmagnetisierung vor, die mit der gleichen Frequenz präzediert, der so genannten Larmor- Frequenz. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

27 27 Durch Mitführung eines B 1 -Vektors (magnetische Komponente der verwendeten elektromagnetischen Strahlung) mit der gleichen Frequenz, lässt sich diese Kernmagnetisierung beliebig drehen. Durch Einspeisung einer hochfrequenten Strahlung in ein orthogonal zueinander angeordnetes Antennensystem, lässt sich die Rotation des B 1 - Vektors in der Transversalebene veranschaulichen. Für die Berechnung der Einstrahldauer für eine bestimmte Drehung um diesen B 1 -Vektor, gelten die gleichen Regeln für die Präzessionsfrequenz, wie bei der Präzession um die Richtung des statischen Magnetfeldes B 0. Durch Einstrahlung einer im Resonanzbereich liegenden Hochfrequenz, lässt sich die initial longitudinal ausgerichtete Kernmagnetisierung um jeden beliebigen Winkel drehen. Sobald die Longitudinalausrichtung verlassen wird, setzt, aus Gründen der Drehimpulserhaltung, eine Präzessionsbewegung ein. Wird aus der longitudinalen Kernmagnetisierung eine transversale Kernmagnetisierung, so spricht man von einer 90 Anregung. Auch nach Abschaltung des Anregungspulses rotiert die transversale Magnetisierung weiter, und induziert entsprechend ihres magnetischen Momentes eine Spannung in ein um das Objekt angebrachtes Antennensystem.

28 Die phänomenologische Bloch Gleichung Nach einer Anregung braucht das Gewebe Zeit, damit sich wieder eine longitudinale Magnetisierung aufbaut. Diese Erholzeit wurde von Felix Bloch in seiner phänomenologischen Bloch Gleichung [6] mit T 1 bezeichnet. Der Mechanismus der Erholung wird allgemein als Relaxation bezeichnet und die Zeitkonstante entsprechend mit T 1 -Relaxationszeit. Die präzedierende transversale Magnetisierung induziert ein Signal in einem um das Objekt angebrachten Antennensystem. Man beobachtet ein Verschwinden dieses Signals mit einer gewebespezifischen Zeitkonstanten, die Felix Bloch mit T 2 bezeichnete. Der zugrunde liegende Mechanismus wird als T 2 -Relaxation bezeichnet und die Zeitkonstante heisst entsprechend T 2 - Relaxationszeit. Schon 1955 wurden NMR-Studien an lebenden Zellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslich der Messung gewebespezifischer Relaxationszeiten [7]. Raymond Damadian vom Downstate Medical Center in Brooklyn und Donald P. Hollis von der Johns Hopkins Universität in Baltimore untersuchten die T 1 - und T 2 -Relaxationszeiten von normalem und Krebsgewebe und kamen zu der Erkenntnis, dass Krebsgewebe längere Relaxationszeiten aufwies [8]. Damadian glaubte, die ultimative Technologie für die Krebsdiagnostik gefunden zu haben [9]. Leider gab Damadian keinen brauchbaren Hinweis, wie man den menschlichen Körper nach Krebs durchsuchen könnte. 2.5 Die Relaxationsprozesse Als T 1 -Relaxation wird der Prozess der Erholung bezeichnet, als T 2 -Relaxation der Prozess der Dephasierung. Über die intramolekulare Dipol-Dipol- Wechselwirkung ist der Prozess der Dephasierung am einfachsten zu erläutern. Je nach Orientierung des Moleküls relativ zum Magnetfeld erfolgt eine verstärkende ode abschwächende Überlagung durch das benachbarte magnetische Moment Die T2-Relaxation PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

29 Die T1-Relaxation Auch bei der T 1 -Relaxation spielt die molekulare Beweglichkeit eine Rolle. In erster Linie lässt sich aber über die Energieerhaltung argumentieren. Die in das Spin-System eingebrachte Energie muß wieder abgegeben werden, wenn man den Zustand verlassen möchte. Man spricht dabei, von der Festkörperphysik her kommend, von einer Spin-Gitter-Wechselwirkung. Ähnlich der Argumentation, wie man sie bei der Anregung verwendet hat, gilt allerdings auch für diesen Erholprozess, dass B-Fluktuationen in Resonanznähe erforderlich sind, damit eine Rückkehr erlaubt ist. Im Kopf findet man drei klassische Vertreter für unterschiedliche T 1 -Relaxationszeiten: Der Liquor kann auf keine Gitterstruktur zurückgreifen und ist damit in seiner Energieübertragung behindert. Auf dem anderen Ende der Skala gibt es die strukturierte Weisse Hirnsubstanz, die eine entsprechende kurze T 1 -Relaxationszeit hat und in T 1 -gewichteten Aufnahmen hell erscheint. Man spricht von einer Wichtung, wenn ein bestimmter gewebespezifischer Parameter den Bildkontrast dominiert. Da der Wechselwirkungsprozess von den B 1 - Fluktuationen in Resonanznähe abhängt und sich die Resonanzfrequenz mit der verwendeten Magnetfeldstärke verändert, beobachtet man eine gewebespezifische aber feldstärkenabhängige T 1 - Relaxationszeit.

30 Die BPP -Theorie Die anschaulichen Wechselwirkungsprozesse, seien sie intramolekular oder intermolekular, für die Erklärung der T 1 - und T 2 -Relaxationszeiten, finden ihr quantitatives Gegenstück in der sogenannten BPP -Theorie. Bloembergen, Purcell und Pound haben hier, stark vereinfacht, eine Herleitung der Relaxationszeiten über eine sogenannte Korrelationszeit durchgeführt unter Berücksichtigung der magnetischen Dipolmomente der Kernspins Die magnetische Suszeptibilität und T2* In biologischem Gewebe ist es natürlich eine Herausforderung, ein Modell zu entwerfen, das allen Relaxationsprozessen gerecht wird. Für die klinische Routinebildgebung ist aber die Kenntnis der Abläufe bei den Relaxationsprozessen von eher untergeordneter Bedeutung. Hier gilt generell: Flüssigkeiten sind in der T1- gewichteten Bildgebung dunkel, und in der T2- gewichteten Bildgebung hell. Da Pathologien oft mit Wassereinlagerungen verbunden sind, erhält man ein entsprechendes Kontrastverhalten. Bei der Betrachtung der Relaxation ist letztlich auch die magnetische Suszeptibilität zu berücksichtigen. Letztere bezeichnet die Fähigkeit von Materie, das Magnetfeld zu verstärken oder abzuschwächen. Biologisches Gewebe ist im allgemeinen diamagnetisch mit leichten Abweichungen. Diese Abweichungen führen zu lokalen Feldinhomogenitäten. Das kann zu unterschiedlichen Resonanzfrequenzen im gleichen Raumelement führen, mit der Konsequenz einer schnelleren Signaldephasierung. Die in solch einer Form verkürzte Relaxationszeit wird mit T2* bezeichnet. PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version 2014v11

31 3. Vorlesungsstunde NMR Historie - Spin-Echo Die Entdeckung des Spin-Echos In erster Näherung kann man davon ausgehen, dass die durch einen Unterschied in der magnetischen Suszeptibilität erzeugte Magnetfeldinhomogenität räumlich fixiert und über die Zeit konstant ist. D.h. eine Ecke eines Raumelements, welches eine höhere Magnetfeldstärke erfährt, wird dort permanent eine höhere Larmorfrequenz zeigen. Wohingegen eine andere Ecke permanent eine niedrigere Larmorfrequenz vorweisen kann. Unterschiedliche Frequenzen im gleichen Raumelement führen zu einer schnelleren Dephasierung des Signals, charakterisiert durch die Relaxationszeitkonstante T 2 *. Das von Erwin Hahn beobachtet Phänomen beruht auf der refokussierenden Wirkung eines Hochfrequenzpulses. Danach regt ein Hochfrequenzpuls nicht nur an, sondern er dreht auch den Fächer einer vorhandenen transversalen Kernmagnetisierung. Mit dieser Aktion wird die oben erwähnte schnellere Komponente der rotierenden transversalen Kernmagnetisierung hinter die langsamere platziert und holt diese schließlich ein es formt sich ein Spin-Echo. Nicht nur in der animierten Vorstellung des flippenden Fächers leuchtet ein, dass ein 180 HF Impuls eine optimale Refokussierung darstellt. Es sollte aber nie vergessen werden, dass es auch Refokussierungswinkel gibt, die kleiner als 180 sind, und dass letztlich jeder Anregungspuls auch eine refokussierende Wirkung hat. Das ist in der späterer Diskussion der SSFP-Sequenzen ein wichtiger Kernpunkt. Der theoretisch und experimentell zu erwartende Signalverlauf ist nebenstehend illustriert. Den Signalabfall, der direkt nach einer Anregung beobachtet wird, nennt man auch den freien Induktionszerfall - FID. Er verläuft entsprechend der T 2 * -Zeitkonstanten. In einem zeitlichen Abstand, identisch mit dem Abstand zwischen 90 Anregungs- und 180 Refokussierungspuls, formt sich nach letzterem ein so genanntes Spin- Echo. Die Amplitude dieses Echos berührt die Kurve, die man bei einer bestimmten T 2 - Relaxationszeit erwarten würde.