Einführung in die Magnetresonanztomographie (MRT, MRI, NMRI)

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1 Einführung in die Magnetresonanztomographie (MRT, MRI, NMRI) Leibniz-Institut für Neurobiologie Speziallabor Nicht-Invasive Bildgebung T. Kaulisch

2 Das Magnetische Feld als Folge von Ladungsverschiebungen Gerader stromdurchflossener Leiter Spulenförmiger Leiter

3 Wichtige Kenngrößen des magnetischen Feldes Magnetische Feldstärke H Magnetische Flußdichte B [H] = A/m [B] = Vs/m 2 = T (Tesla) B = µ 0 µ r H µ 0 : magnetische Feldkonstante µ r : Permeabilität (Materialkonstante) Flußdichte des Erdmagnetfeldes 10-4 T = 1 Gauß

4 Kopplung von elektrischem und magnetischem Feld Zeitlich veränderliche Magnetfelder u. elektromagnetische Wellen Ein zeitlich veränderliches elektrisches Feld wird immer von einem zeitlich veränderlichen Magnetfeld begleitet. Beide Felder besitzen zueinander orthogonale Komponenten. Änderungen des elektrischen/magnetischen Feldes verbreiten sich wellenförmig im Raum

5 Das elektromagnetische Spektrum Röntgen sichtbares Licht Radiowellen Frequenz Energie Elektromagnetische Strahlung breitet sich wellenförmig aus, interagiert jedoch auch als Teilchen (Welle-Teilchen-Dualismus). Energie kann nur als Vielfaches der Energie der Strahlungsteilchen (Photonen) ausgetauscht werden. E = h ν ( h: Plancksches Wirkungsquantum, ν: Frequenz )

6 Ringströme und magnetisches Moment Ein Ringstrom oder eine rotierende Ladung erzeugen ein magnetisches Dipolfeld, das dem eines Stabmagneten entspricht. Das magnetisches Moment resultiert hierbei aus der der Kombination von Ladung und Rotation (Drehimpuls).

7 Der Spin Einige Elementarteilchen besitzen einen Eigendrehimpuls (Spin) - sie verhalten sich so, als ob sie sich in ständiger Rotation befinden würden. Atomkerne mit ungerader Anzahl an Protonen oder Neutronen besitzen ebenfalls einen Spin. Da sie eine Ladung aufweisen, besitzen sie gleichzeitig ein magnetisches Moment. Kernspin und kernmagnetisches Moment gehorchen den Gesetzen der Quantenmechanik. Wichtige Kerne : gyromagn. Verhältnis rel. Empfindlichkeit [MHz/T] [%] 1 H 42, F 40,05 83,3 31 P 17,24 6,6 13 C 10,71 1,6

8 Kernspins im Magnetfeld Zufällige Orientierung ohne äußeres Magnetfeld In einem äußeren Magnetfeld sind die Orientierungen nicht gleichwertig. In Richtung dieses Feldes können Mikroteilchen nur diskrete Zustände einnehmen (Richtungsquantelung). Für Teilchen mit Spin 1/2 existieren zwei Einstellmöglichkeiten (-1/2, +1/2)

9 Kernspins im Magnetfeld Die beiden möglichen Einstellungen in Richtung des Magnetfeldes besitzen unterschiedliche Energie. Der Energieunterschied steigt linear mit Stärke des äußeren Feldes. Der energetisch günstigere Zustand wird bevorzugt besetzt.

10 Präzession und Larmor-Frequenz ω = 2π γb 0 ω : Larmor-Frequenz γ : Gyromagnetische Konstante 1 H : γ = 42,577 MHz / T Die Spins orientieren sich nicht genau parallel oder anti-parallel zum Magnetfeld. Ähnlich einem mechanischen Kreisel führen sie eine Präzessionsbewegung um die Achse des Feldes mit einer für jeden Kern spezifischen Umlauffrequenz aus.

11 Kernmagnetisierung Die unterschiedliche Besetzung der möglichen Ausrichtungen führt zu einer Nettomagnetisierung in Richtung des äußeren Magnetfeldes. Die Präzessionsbewegung der Spins bleibt jedoch unkoordiniert - die Phasen sind zufällig verteilt (Inkohärenz).

12 Kernmagnetische Resonanz B 0 ω = 2π γb 0 B 1 Ein elektromagnetisches Wechselfeld geeigneter Frequenz tritt mit den präzedierenden Spins in Resonanz. Unter diesen Bedingungen können die Spins ihre Ausrichtung ändern. Die Magnetisierung wird aus ihrer Gleichgewichtslage gedreht.

13 Effekt von HF-Impulsen Ein HF-Feld mit kurzer Dauer dreht die Magnetisierung um einen Winkel φ aus der Richtung des statischen Magnetfeldes. Die entstehende Quermagnetisierung (x,y) präzediert weiterhin mit der Larmor-Frequenz um die Z-Achse. φ φ : Flip-Winkel t p : Impulsdauer B 1 : HF-Feld φ = 2π γ B 1 t p Abb.: Principles of NMR in one and two dimensions (Ernst, Bodenhausen, Wokaun)

14 Signaldetektion Die Quermagnetisierung stellt einen rotierenden magnetischen Dipol dar, welcher in einer Empfängerspule eine elektrische Wechselspannung induziert. Das derart erhaltene Signal wird vor der Aufzeichnung gegen eine geeignete Träger- Frequenz verglichen (Demodulation)

15 Transversale Relaxation (Lebensdauer der Quermagnetisierung) FID : Free Induction Decay Durch Spin-Spin-Interaktionen kommt es zum Verlust der Phasenkohärenz. Die Quermagnetisierung zerfällt exponentiell mit einer Zeitkonstanten T 2.

16 Longitudinale Relaxation Die durch einen HF-Impuls aus dem Gleichgewicht gebrachten Spins kehren in den ursprünglichen Zustand zurück. Die Kernmagnetisierung in Richtung des äußeren Magnetfeldes baut sich exponentiell mit der Zeitkonstanten T 1 wieder auf.

17 Effekt lokaler Magnetfeldinhomogenitäten homogene und inhomogene Probe In einer inhomogenen Probe ist das Magnetfeld lokal verändert und die Spins besitzen geringfügig unterschiedliche Larmor-Frequenzen. Diese spektrale Dispersion führt zu einem rascheren Verlust der Phasenkohärenz mit einer Zeitkonstanten T 2*. (T 2 * <= T 2 )

18 Signalanalyse - Fouriertransformation S( ν ) S( ω ) S( t) S( t) exp( i 2π ν t) dt S( t) exp( i ω t) dt S( ω ) exp(iω t) dω Die Fouriertransformation beschreibt eine Funktion in ihren harmonischen Komponenten mittels Frequenz, Amplitude und Phase. Die Fouriertransformierte einer zeitabhängigen Funktion wird als Spektrum bezeichnet. Aus dem Spektrum kann durch inverse Fouriertransformation die Zeitfunktion rekonstruiert werden. Zeit- und Frequenzdarstellung sind äquivalent.

19 Spektraldarstellung (I) y x Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Phase und Magnitude (Amplitudenbetrag).

20 Spektraldarstellung (II) y x Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Real- und Imaginärteil.

21 Spektren ausgewählter Funktionen (Spektral Modeling) Ein Rechteckprofil in der Zeitdomäne führt zu einem sin(x)/x-profil (sinc) im Frequenzbereich und umgekehrt.

22 1 H-Spektren und chemische Verschiebung Schematisches 1 H-Spektrum von menschlichem Gewebe ν Makromoleküle Frequenz Wasser Fett Atomkerne der gleichen Sorte besitzen abhängig von ihrer elektronischen Umgebung im Molekül geringfügig unterschiedliche Larmor-Frequenzen. Dieser Effekt - chemische Verschiebung genannt - ist sehr klein und bildet die Grundlage der Kernresonanzspektroskopie (NMR, MRS). ν 220 Hz = 3.4 ppm (bei 1,5 Tesla) Für die Bildgebung spielt die chem. Verschiebung nur eine untergeordnete Rolle, da Wasser ein dominierendes Signal liefert.

23 Mehrfachpulse und Signalwichtung - Inversion Recovery 180 -Impuls führt zur Inversion des Magnetisierungsvektors Während einer Zeit TI (Inversionszeit) freie Entwicklung mit Relaxation 90 -Impuls bringt aktuelle Z-Magnetisierung in die Detektionsebene FID-Amplitude abhängig von TI/T 1

24 Mehrfachpulse und Signalwichtung - Spin-Echo schnell langsam 90 -Impuls bringt Magnetisierung in x-y-ebene Dephasierung (T 2* ) während TE/2 (Echo-Zeit) 180 -Impuls invertiert Magnetisierung und partielle Refokussierung führt zum Neuaufbau des Signals

25 Mehrfachpulse und Signalwichtung - Multi-Echo Refokussierung ist mehrfach möglich - Echo-Amplituden folgen T 2 -Relaxation (Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Sequenz ; CPMG)

26 Messwiederholung und dynamisches Gleichgewicht S ~ ρ exp(-te/t 2 ) [1 - exp(-tr/t 1 )] ρ : Spindichte, Protonendichte (Wassergehalt) TR : Repetitionszeit

27 Ortskodierung mittels Magnetfeldgradienten x x Eine Ortsabhängigkeit des äußeren Magnetfeldes führt ebenfalls zur Ortsabhängigkeit der Larmor-Frequenzen in Richtung der Feldänderung. Als Folge tritt eine beschleunigte Dephasierung der Spins auf. ν x = γ ( B 0 + G x x) G x B 0 G x = db 0 / dx

28 Gradientenechos A B C D E F G HF G x TE A B C D E F G Durch Gradienten dephasierte Spins können durch einen entgegengerichteten Gradienten wieder refokussiert werden. Echobedingung: Σ G x t x = 0 Echoamplitude: S ~ exp(-te/t 2* )

29 Selektive Impulse und Magnetfeldgradienten (Schichtenselektion) ν 0 z ν 0 ν ν ν 0 Ein engbandiger Impuls beeinflusst nur eine selektive Schicht einer Probe, die sich in einem Magnetfeldgradienten befindet. Schichtposition: ν 0 = γ (B 0 + G z z 0 ) Schichtdicke: ν = γ G z z z 0 G z z

30 Festlegung der Schichtdicke über die Gradientenstärke z z ν ν ν 0 ν 0 z 0 z z 0 z G z G z Bei vorgegebener Bandbreite des Anregungspulses bestimmt die Gradientenstärke die Breite der angeregten Schicht. Die Schichtauswahl ist der erste Schritt jeder Bildsequenz.

31 Nach der Schichtenselektion - Phasenkodierung y A B C G y A) Nach Anregung sind Spins einer Schicht in Phase. B) Während einer kurzen Dauer wird ein Gradient in y- Richtung angelegt und die Spins bauen eine Phasendifferenz auf. C) Nach Abschalten des y-gradienten besitzen die Spins wieder gleiche Larmor-Frequenz, der Phasenunterschied bleibt erhalten. Phasen-Differenz : φ y φ y = γ G y t y y

32 Frequenzkodierung A B Phasen-Differenz : φ x φ x = γ G x t x x S = S( φ x, φ y ) A) Nach Phasenkodierung. B) Gradient in x-richtung bewirkt Ortskodierung durch unterschiedliche Frequenz. Ein unter dem x- Gradienten generiertes Echo enthält in der Frequenzverteilung die komplette x-information und EINEN Messpunkt in y-richtung. x G x Das Signal S wird mit jedem Echo für den kompletten Zeitraum t x detektiert, jedoch nur für jeweils einen Zeitpunkt t y. Für eine vollständige Bildmatrix muss das Experiment mit mehreren Werten für t y wiederholt werden. K-Raum: k x = γ G x t x k y = γ G y t y

33 Kombination zur Bildsequenz (Rewinder) Die Kombination von Schichtenselektion (G z ), Phasenkodierung (G y ) und Frequenzkodierung (G x ) ermöglicht über eine Kollektion von Echos die Bildgebung.

34 Bildsequenz mittels Spin-Echo I - Rewinding A B C Nach dem 90 - Puls Spins einer Schicht präzedieren in Phase Rewinder G x Gradient mit halber Stärke führt zu Dephasierung in x-richtung Nach Abschalten des Gradienten bleibt Phasen- Differenz in x-richtung erhalten

35 Bildsequenz mittels Spin-Echo II - Phasenkodierung C D E G y Situation nach Rewinding Phasenkodierung y-gradient führt zu Dephasierung in y- Richtung Phasendifferenzen in x- und in y-richtung nach Abschalten des y-gradienten Phasenkodierung und Rewinding können gleichzeitig durchgeführt werden

36 Bildsequenz mittels Spin-Echo III - Inversion E F Nach Rewinding und Phasenkodierung 180 -Puls Inversion der Magnetisierung bezüglich der Puls-Achse (hier x)

37 Bildsequenz mittels Spin-Echo IV - Auslesen F G H Nach Rewinding, Phasenkodierung und Inversion G x Unmittelbar nach Einschalten des Lese- Gradienten beginnende Rephasierung in x- Richtung G x Vollständige Rephasierung des Rewinders und Echo- Formation Phaseninformation in y- Richtung bleibt erhalten

38 Datenmatrix und Bildrekonstruktion (schematisch) Gy z ky y x Objekt nach Schichtselektion kx Phasenkodiergradienten Datenmatrix (Ausschnitt aus der Gesamtsequenz)

39 Datenmatrix und Bildrekonstruktion Fouriertransformation in Leserichtung (x) k y k y k x x Ortsinformation in x-richtung Phasenmodulation in y-richtung

40 Datenmatrix und Bildrekonstruktion k y Fouriertransformation in Phasenkodierrichtung (y) y x x Ortsinformation in x- und y-richtung

41 Datenmatrix und Bildrekonstruktion k y y 0 0 k x x Die Gesamtheit der phasen- und frequenzkodierten Echos stellen ein Hologramm dar, aus welchem das fertige Bild durch zweidimensionale Fouriertransformation hervorgeht. Abb.: IfN

42 Aufbau einer MRT-Anlage Abb.: Morris, NMRI in Medicine and Biology Abb.: BRUKER Medizintechnik Abb.:???

43 Kontraste - Parameter für Signalintensität Intrinsisch: Spindichte (Wassergehalt) ρ Longitudinale Relaxationszeit T 1 Transversale Relaxationszeit T 2 Eff. transversale Rel.-Zeit T 2 * Makroskopische Bewegung (Fluss) Mikroskopische Bewegung (Diffusion) Kontrastmittelgabe etc... Experimentell: Repetitionszeit TR Echo-Zeit TE Drehwinkel α flip SEQUENZ Kontrast Gewebedifferenzierung über Signalunterschied (Grauwert) S = S( ρ, T 1, T 2,...,TR,TE)

44 Kontraste Relaxationsmechanismen und Gewebeeigenschaften T 2 -Relaxation Je stärker und regelloser die Wechselwirkung der Spins untereinander, desto schneller erfolgt Dephasierung. Weich dephasiert langsamer als hart T 1 -Relaxation Starke Wechselwirkungen beschleunigen die Wiederherstellung des thermischen Gleichgewichts. ABER: Umgebung muss Energie entsprechend der Larmor-Frequenz aufnehmen können. (Spin-Gitter-Rel.)

45 Kontraste - Relaxation und mikroskopische Beweglichkeit T 1,2 (log.) Flüssigkeiten Weichteilgewebe Festkörper Große Beweglichkeit bedeutet eine relativ schwache Wechselwirkung mit der Umgebung Relaxationszeiten sind groß. T 1 Zunehmende Anbindung an die Umgebung erhöht die dephasierende Wirkung und verringert T 2. Die Induktion von Spin-Spin- Übergängen ist maximal, wenn die Wechselwirkungen mit der Larmor-Frequenz erfolgen - T 1 durchläuft daher ein Minimum. Beweglichkeit T 2 Viskosität / Rigidität In Gewebe steigt T 1 mit größer werdendem Magnetfeld an, während T 2 nahezu unabhängig ist.

46 Kontraste - Relaxationskonstanten im ZNS (0,5 T) T 1 /ms T 2 /ms Spinalflüssigkeit (CSF) Graue Substanz Weiße Substanz Fett ca.-werte, Bottomley et. al, 1984

47 T1-Kontrast (nach 90 -Impuls) M z T 1 -Relaxation erfolgt für unterschiedliche Gewebearten mit verschiedenen Zeitkonstanten. Der Unterschied in der longitudinalen Magnetisierung zweier Gewebearten ist nach einer Zeit t, die zwischen den jeweiligen Relaxationszeiten liegt, maximal.

48 T2-Kontrast (nach 90 -Impuls) M y Der Unterschied in der transversalen Magnetisierung zweier Gewebearten ist zwischen den jeweiligen Relaxationszeiten maximal.

49 Kombinierter T 1 -T 2 -Kontrast (Spin-Echo) Ein Echo-Experiment vereint T 1 - mit T 2 -Wichtung. Der erhaltene Gesamt-Kontrast ist von der Kombination aus verwendeter Echo- und Repetitions-Zeit abhängig. T 1 -Wichtung Kontrastauslöschung/-umkehr Beginnende T 2 -Wichtung S ~ ρ exp(-te/t 2 ) [1 - exp(-tr/t 1 )]

50 Kontrasteinstellungen (Spin-Echo) S ~ ρ exp(-te/t 2 ) [1 - exp(-tr/t 1 )] Kontrast TR TE Abbildung T 1 : T 1 kurz ( < T 2 ) Kurzes T 1 hell Langes T 1 dunkel T 2 : lang ( > T 1 ) T 2 Kurzes T 2 dunkel Langes T 2 hell ρ: lang ( > T 1 ) kurz ( < T 2 )

51 MRT des Gehirns mit verschiedenen Wichtungen (Spin-Echo; 1,5 T) T 1 -Wichtung (TR = 500ms; TE = 20ms) T 2 -Wichtung (TR= 6s; TE = 70ms) ρ-wichtung (TR = 2,6s; TE = 20ms) Abb.: IfN

52 Kontrastverschiebung bei verlängerter Echozeit (Spin-Echo; 1,5 T) TE = 31 ms TE = 81 ms TE = 160 ms Optimale Echo-Zeit für Unterscheidung von grauer und weißer Substanz (T 2 -Wichtung) Verlängerte Echo-Zeit verschiebt den Kontrast zugunsten der Darstellung der Spinalflüssigkeit Bei sehr langen Echo- Zeiten verschwindet der Kontrast zwischen grauer und weißer Substanz nahezu vollständig Aufnahmen mittels Multi-Echo-Sequenz (CPMG) und nahezu vollständiger T 2 -Wichtung

53 Wichtung durch Sequenzwahl: Saturation-Recovery (T 1 -Wichtung) T 1 kurz T 1 mittel T 1 lang Ein 90 -Impuls dreht die Magnetisierung in die x-y-ebene, Spins relaxieren mit eigenem T 1. Eine anschließende Spin-Echo-Sequenz zeigt sehr intensive T 1 -Wichtung

54 Lagebezeichnungen und Schnittebenenorientierungen superior, cranial sagittal anterior posterior axial coronal inferior, basal

55 Lateralansicht mit Grobgliederung Lobus parietalis Lobus frontalis Lobus temporalis Lobus occipitalis Vorlage f. Abb.: Bertollini, Anatomie des Menschen

56 Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Sulci Sulcus frontalis superior Sulcus precentralis Sulcus centralis Sulcus postcentralis Sulcus intraparietalis Sulcus frontalis inferior Sulcus parietooccipitalis Sulcus occipitalis transversus Sulcus lateralis (Fissura Sylvii) Sulcus temporalis inferior Sulcus temporalis superior Vorlage f. Abb.: Bertollini, Anatomie des Menschen

57 Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Gyri Gyrus frontalis medius Gyrus frontalis inferior Gyrus frontalis superior Gyrus precentralis Gyrus postcentralis Lobulus parietalis superior Lobulus parietalis inferior Gyrus supramarginalis Gyrus angularis Operculae Pars orbitalis Gyri occipitales laterales Pars triangularis Pars opercularis Gyrus temporalis medius Gyrus temporalis inferior Gyrus temporalis superior Vorlage f. Abb.: Bertollini, Anatomie des Menschen

58 Sagittalansicht (medial - schematisch) Gyrus frontalis superior Corpus callosum Gyrus cinguli Sulcus centralis Fornix Precuneus Sulcus parietooccipitalis Commissura anterior Corpus mamillare Sulcus calcarinus Chiasma opticum Hypophyse Pedunculus cerebri Pons Medula ablongata Medula spinalis Lamina quadrigemina Cuneus Commisura posterior Epiphyse Vorlage f. Abb.: Glees, The Human Brain

59 Sagittal-Ansicht (T 1 -MRT) T1-gewichtete Aufnahmen bilden die Anatomie des Gehirns mit großer Genauigkeit ab und erlauben die Identifizierung selbst kleiner Strukturen. (Spin-Echo; TR = 500ms; TE = 20ms; 256x256 Pixel pro Schicht; Auflösung 1 x 1 x 1,5 mm) Abb.: IfN

60 Coronal-Ansicht (T 1 -MRT) Fissura longitudinalis Sulcus centralis Gyrus cinguli Corpus callosum Thalamus Seitenventrikel III. Ventrikel Hippocampus Abb.: IfN

61 Darstellung krankhafter Veränderungen (T 2 -MRT) Abb.: GE Medical Systems Gewebeveränderungen und insbesondere Tumore stellen sich häufig durch verlängerte Relaxationszeiten und erhöhten Wasseranteil dar. (Multi-Spin-Echo; TR = 3700ms; TE = 100ms)

62 Darstellung krankhafter Veränderungen durch Kontrastmittel T 2,ρ-Wichtung T 2 -Wichtung T 1 -Wichtung + Gd-DTPA Abb.: Reiser, Semmler, MRT, Springer Krankhafte Veränderungen sind mittels MRT nicht direkt sichtbar, wenn keine größeren Änderungen der Relaxationszeiten oder des Wassergehaltes vorliegen. Bestimmte Komplexe paramagnetischer Übergangsmetalle werden hier jedoch vermehrt eingetragen und verringern die Relaxationszeiten lokal, sodaß die Veränderungen sichtbar werden. Gd-DTPA: Gadolinium-Diethylentriaminpentaacetat Abb.: Reiser, Semmler, MRT, Springer

63 Inhomogenitäten durch Suszeptibilitätsunterschiede B Viele Stoffe verhalten sich nicht neutral sondern verändern das äußere statische Magnetfeld. In Gebieten mit Suzeptibilitätssprüngen ist das Magnetfeld daher lokal inhomogen verändert. Die Larmor-Frequenzen sind nicht mehr identisch und es kommt zu einer örtlich rascheren Dephasierung (T 2 * - Verkürzung).

64 Inhomogenitätsartefakte Abschattungen am Innenohr (Gradienten-Echo) Abb.: IfN Schlechte Grundhomogenität führt zu drastischen Verzerrungen in einer Multi- Echo-Sequenz (EPI) Abb.: GE Medical Systems Fehlender Frontalbereich (Metallklammer) Spin-Echo Abb.: Reiser, Semmler, MRT, Springer

65 Bewegungsartefakte Kehlkopfaufnahme mit... Bewegungsartefakte in Phasenrichtung durch Augenbewegungen und Pulsation Abb.: IfN Bewegungen von Teilobjekten innerhalb des Bildauschnittes während der Datenakquisition führen nicht nur zu Unschärfe des Objektes selbst, sondern auch zu Störungen außerhalb. Da Bewegung am wahrscheinlichsten zwischen der Aufnahme zweier unterschiedlich phasenkodierter Echos auftritt, treten die größten Artefakte in Phasenkodierrichtung auf.... und ohne Bewegungsartefakte Abb.: GE Medical Systems

66 Einfaltungen Abb.: IfN Die speziellen Eigenschaften der diskreten Fouriertransformation führen dazu, daß angeregte Bereiche außerhalb des Bildausschnittes als Einfaltungen erscheinen. Die genaue Lage und Größe des Bildausschnittes ist von den verwendeten Gradientenstärken, der Aufnahmerate (sample rate) sowie der Frequenz der eingestrahlten Radiowellen abhängig. Abb.: GE Medical Systems

67 Fettartefakte Wasser Wasser Frequenz ν Fett Phasenkodierung Fett In Geweben mit hohem Fettanteil ist der Wasserbeitrag zur Gesamtmagnetisierung nicht mehr völlig dominant. Das erhaltene MR-Signal ist vielmehr eine Mischung aus beiden Anteilen. Wasser und Fett besitzen unterschiedliche Relaxationseigenschaften; insbesondere unterliegen diese verschiedenen Einflüssen bei Gewebeveränderungen, sodaß eine Diagnose ev. erschwert werden kann. Frequenzkodierung Die unterschiedliche chemische Verschiebung führt zu einer falschen Frequenzkodierung von Fett in Vergleich zu Wasser. Bei ungünstigen Bedingungen erscheint ein zum Wasserbild versetztes Fettbild. (Verschiebungsartefakt, Fat Ghost )

68 Verschiebungsartefakt Multi-Echo-Sequenzen (EPI) zeigen starke Fettverschiebungsartefakte Die Unterdrückung des Fettsignals beseitigt Verschiebungsartefakte Abb.: GE Medical Systems

69 Fettunterdrückung Chem. Sel Fett sonstiges Ein selektiver Impuls dreht die Fettmagnetisierung in die x-y-ebene Eine unmittelbar anschließende Spin-Echo-Sequenz liefert hauptsächlich Signal von Nichtfettgewebe

70 Fettunterdrückung und Diagnostik Fett Wasser Wasser + Fett Wasser Fett Darstellung einer Knieverletzung ohne und mit Fettunterdrückung Untersuchung einer Augenverletzung Abb.: GE Medical Systems

71 Flusseffekte Blutdurchströmtes Gefäß Angeregtes Blut in Gefäß Unmagnetisiertes Blut strömt in die angeregte Schicht Angeregtes Blut verlässt die angeregte Schicht Blutfluss Blutfluss Angeregte Schicht Während einer Messung wird bereits angeregtes Blut aus der vermessenen Schicht herausbefördert, während noch unmagnetisiertes Blut nachströmt. Gefäße erscheinen daher im MR-Bild wie Objekte mit kurzen Relaxationszeiten. Hohe Flussgeschwindigkeiten können zur Signalauslöschung führen! Bei kleinen bis mittleren Geschwindigkeiten: T 1 - Wichtung : Gefäße erscheinen hell T2 -, ρ - Wichtung : Gefäße erscheinen dunkel

72 Flussartefakte und Gefäßdarstellung T 1 T 1 Die Darstellung von Gefäßen ist von der verwendeten Sequenz sowie der benutzten Wichtung abhängig. Häufig fallen Gefäße jedoch durch extreme Grauwerte nahezu weiß oder beinahe schwarz auf. T 2 Abb.: IfN ρ

73 Flusskompensation durch Sättigungsschichten (Spin-Echo) gewünschte Schicht Halbe Echo- Zeit Blutfluss 90 - Anregung mit breiter Schicht Anregung mit Schichtbreite, welche sowohl die gewünschte als auch benachbarte Schichten umfasst Refokussierung nur für gewünschte Schicht Bei Anwendung des 180 -Impulses ist nur bereits magnetisiertes Blut in die gewünschte Schicht nachgeströmt. Das erhaltene Echo ist frei von Flusseffekten

74 Angiographie Die Kombination aus Aufnahmen mit und ohne Flusskompensation ermöglicht die selektive Darstellung von Gefäßen in einem MR-Angiogramm. Abb.: IfN Abb.: GE Medical Systems

75 Ganzkörper-MRT Bildgebung der inneren Organe (Abdomen, Thorax) häufig durch Atembewegung und Herzschlag erschwert - Notwendigkeit der Synchronisation (Triggering) Axiales T1-Bild des Abdomens ohne und mit Kompensation der Atembewegung ventral Leber Brustbein R L dorsal Untere Hohlvene Aorta Magen Achtung: Gefäße mit hohen Fließgeschwindigkeiten (10 cm/s) erscheinen in Spin-Echo-Bildern schwarz! (Schicht enthält beim 180 -Puls bereits (fast) keine refokussierbare Magnetisierung mehr) Abb.: GE Medical Systems

76 Ganzkörper-MRT - Kontraste bei krankhaften Veränderungen Abb.: Reiser, Semmler MRT, Springer T 1 - (oben) sowie T 2 -Aufnahme des Abdomens mit Auffälligkeit in der Leber Darstellung einer Zyste (Echinokokken) mit entsprechendem Sonogramm 0,5 T;GE (TR = 315 ms, TE = 14 ms) ; SE (TR = 1600 ms, TE = 105 ms) 0,5 T; SE (TR = 200 ms, TE = 22 ms)

77 Weitere Beispiele für Ganzkörper-MRT Abdomen Thorax mit Herz Abb.: GE Medical Systems

78 Hämodynamik und Neurovaskuläre Kopplung (im ZNS) Normal Stimulation arteriös venös arteriös venös HbrO 2 (oxygeniert) Hbr (deoxygeniert) Dynamisches Gleichgewicht zwischen Entnahme/Anlieferung von O 2 im Kapillarbett Erhöhter O 2 -Bedarf bei Stimulation wird durch Nachregulation des Blutflusses überkompensiert; das Verhältnis Hbr/HbrO 2 verschiebt sich im Gleichgewicht zugunsten von HbrO 2

79 Blut als endogenes Kontrastmittel Hbr : paramagnetisch (besitzt ein molekulares magnetisches Moment) HbrO 2 : diamagnetisch (kein magnetisches Moment) Hbr stört das lokale Magnetfeld und führt in der Umgebung von (kleinen) Gefäßen zu stärkerer Relaxation Ein verringerter Hbr- Anteil vermindert die störende Wirkung auf die Umgebung und führt zu langsamerer Relaxation T 2 und insbesondere T 2 * sind verlängert Blood-Oxygen-Level-Dependent (BOLD) - Effekt

80 Funktionelle Bildgebung (fmri, BOLD-based MRI) BOLD-Kontrast : Erfassung der Änderung von T 2 * bei unterschiedlichen neuronalen Zuständen rel. klein (einige %) mit Zeitkonstanten im Sekundenbereich (Hämodynamik) fmri-experiment : Ändern des neuronalen Zustandes zwischen (mindestens) 2 Bedingungen Aufnahme einer Serie von T 2 *-gewichteten Bildern (Gradienten-Echo) Wiederholung bis ausreichende Anzahl an Bildern vorhanden (50-60) Suche nach Pixeln (Voxeln) deren Grauwerte den Bedingungen folgen S 0 Neutralbedingung (Ruhe) Aktivbedingung (Aufgabe) s t

81 Fast Low Angle SHot (FLASH) HF α k y G z G x 0 G y Signal TE 0 k x Für kleine Drehwinkel (α 15 ) erfolgt nur eine kleine Störung des Gleichgewichtszustandes und es kann beinahe unmittelbar nach Echo-Aufnahme erneut angeregt werden Pro Anregung wird nur ein Phasenkodierschritt durchgeführt und eine Zeile im k-raum aufgefüllt Aufnahmezeit (1 Schicht, 64x64 Matrix, TE = 40 ms) : ca. 3 s

82 Echo-Planar Imaging (EPI) HF 90 k y G z G x 0 G y Signal TE eff 0 k x Durch alternierende x-gradienten wird wiederholte Rephasierung erreicht (Echo-Zug). Durch den notwendigen großen Drehwinkel muß jedoch nach Aufnahme des letzten Echos zusätzlich bis zur nächsten Aufnahme gewartet werden Echo-Zug ermöglicht das Auffüllen des k-raumes mit einer Anregung Aufnahmezeit (1 Schicht, 64x64 Matrix, TE = 40 ms) : < 400 ms

83 Funktionelle Bildgebung (fmri) Neutralbedingung Aktivbedingung Stimulus t Angenommener Signalverlauf (Modellfunktion) S Signalverlauf Voxel A (nicht aktiv) Signalverlauf Voxel A (aktiviert)

84 Korrelationsanalyse x i : Meßwertzeitpunkt (zeitlicher Grauwert eines Voxels) i = 1,...,N y i : Hypothetischer Wert (Modell der BOLD-Antwort mit wechselnder Stimulation) Linearer Korrelationskoeffizient (Pearson s r) r = N i= 1 N i= 1 ( x i ( x i µ )( y µ ) x 2 x N i i= 1 µ ) ( y i y µ ) Null-Hypothese (H 0 ): X und Y sind unkorreliert (r = 0) H 0 wird abgelehnt für r > s y 2 µ = 1 N x x k N k = 1 Signifikanzniveau (falls Prüfgröße normalverteilt) p = 1 2 π s 2 N / 2 t e 0 2 dt Null-Hypothese (H 0 ): X und Y sind unkorreliert (p = 1) H 0 wird abgelehnt für (p < α) (α = 0,05)

85 Beispiel für ein fmri-experiment (Motor) FLASH - 4 Schichten (interleaved) TE = 40 ms TR = 208 ms ( 4 x 52 ms ) 64 Bilder in 12 Min ( 11,25 s / 4 Schichten ) Matrix 64 x 64 Bildausschnitt 18 cm Räumliche Auflösung 2,8 x 2,8 x 8 mm³ Jeweils 8 Blöcke à 4 Bilder für Ruhebedingung bzw. Aktivbedingung (45 s Blocklänge) Ruhebedingung: Ruhe (tue nichts) Aktivbedingung: Drehe einen Stift in der rechten Hand Modellfunktion: Rechteck (C-Box) Signifikanzniveau: α = 0,05

86 Motorischer und Somatosensorischer Cortex Motocortex Somatosensorischer Cortex Somatotopie und Darstellung als Homunculus Bloom, Lazerton 1988 Abb.: Neurowissenschaft (Dudel, Menzel, Schmidt)

87 Aktivierungsmuster des Motor-Experimentes (p-map) Farbkodierte Darstellung des Signifikanzniveaus aktivierter Voxel auf einem hochaufgelösten anatomischen T 1 -Datensatz R L Abb.: IfN Modellfunktion Mittlerer Zeitverlauf aller aktivierten Voxel

88 Dreidimensionale Darstellung (Motor) Abb.: IfN

89 Glättung der Hirnrindenoberfläche Abb.: IfN

90 Auffaltung nach Glättung Aus Glättung und Auffaltung resultierende Verzerrungen Abb.: IfN

91 Wollen Sie mehr wissen? Literatur (Auswahl) : M. Reiser, W. Semmler (Hrsg.), Magnetresonanztomographie, Springer-Verlag 1992 P.T. Callahan, Principles of Nuclear Magnetic Resonance Microscopy, 1993 Clarendon Press (Oxford) P.G. Morris, Nuclear Magnetic Resonance Imaging in Medicine and Biology, 1986 Zimmerman, Gibby, Carmody, Neuro-Imaging - Clinical and Physical Principals, Springer-Verlag 2000 etc. Script (VL-Folien) : ftp://ftp.ifn-magdeburg.de Verz.: pub kaulisch@ifn-magdeburg.de login: anonymous password: < adress>