Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik

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1 Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik Dr phil nat Lydia Wachsmuth

2 MR-Tomograph Nuclear Magnetic Resonance (NMR) Magnetic Resonance Imaging (MRI) (MRT) 2

3 Einführung Spinphysik Pulssequenzen Bildgebung Signalverhalten Anwendungsbeispiele 3

4 Warum MRT? Direkte Darstellung von Weichgewebe Exzellenter Weichgewebekontrast nicht-invasiv nicht-ionisierend freie Wahl der Schnittebene 2D und 3D Verfahren Modifikation des Kontrastverhaltens durch Auswahl der Pulssequenzen und Aufnahmeparameter T1-Betonung T2-Betonung PD-Betonung 4

5 Historie 1946 Entdeckung des Magnetresonanzphänomens durch Felix Bloch und Edward Purcell (1952 Nobelpreis) bis in die 70er Jahre Weiterentwicklung der NMR va zur chem Analyse/Strukturaufklärung 1960 Vladislav Ivanov stellt Patentantrag für ein Free-precession proton microscope 1971 Raymond Damadian zeigt als erster Unterschiede in den Relaxationseigenschaften zwischen Tumor und gesundem Gewebe 1973 erstes MR-Bild von Paul Lauterbur mit der Rückprojektion (2003 Nobelpreis zusammen mit Sir Peter Mansfield) 1975 Einführung der Fourier-Bildrekonstruktion für MRI von Richard Ernst (1991 Nobelpreis) seit den 80er Jahren zunehmender Einsatz in der klinischen Routine 1993 Entwicklung des fmri 5

6 Wellenlängenbereiche für die Bildgebung Electromagnetic Radiation frequency (Hz) ionizing radiation (molecular bonds break) non-ionizing radiation (heating) X-ray UV Visible IR Microwave RF 6

7 Einheiten und Größenordnungen statisches Magnetfeld B 0 [T] 02 bis 11 T (Erdmagnetfeld 5 x 10-5 T) Hochfrequenz ω 0 [MHz] 15 bis 800 MHz zeitlich veränderliche Gradienten G [mt/m] 15 bis 200 mt/m 7

8 Hardware Imaging System Components Magnet incl cooling RF Receiver Viewing Console Gradient Power System RF Transmitter Scan Control Unit 8

9 Kernspin Atomkerne mit einer ungeraden Anzahl Protonen oder Neutronen besitzen einen mechanischen Eigendrehimpuls v 1 1 Kernspin I = + 2,- 2 Die Eigenrotation eines geladenen Teilchens verursacht ein magnetisches Moment µ v Die Stärke dieses magnetischen Moments ist eine stoffspezifische Größe Periodensystem der Elemente Gyromagnetische Konstante γ 9

10 Verwendete MR-sichtbare Kerne Element Symbol γ (MHz/T) Natürliche Häufigkeit* Biologische Häufigkeit* Wasserstoff 1 H Natrium Fluor 23 Na 19 F Spuren Bildgebung Xenon 129 Xe Spuren Phosphor Kohlenstoff 31 P 13 C Spektroskopie * Angaben in % 10

11 Kernspins im externen Magnetfeld Spins richten sich parallel oder antiparallel zu B 0 aus Spins präzessieren um die Achse von B 0 B v 0 N- antiparallel B v 0 ω v 0 N+ E parallel µ v N / N+ = e E / kt Boltzmann-Verteilung Boltzmann Konstante K = 13805x10-23 J/Kelvin Energiedifferenz E Temperatur T (Kelvin) 11 v ω 0 = γ B v 0 Larmor-Frequenz

12 Thermisches Gleichgewicht Nettomagnetisierung M v = Longitudinale Magnetisierung M v 0 z Konvention: z = Patientenlängsachse 12

13 Anregung der Spins Durch Absorption elektromagnetischer Strahlung können Übergänge zwischen Energieniveaus erzeugt werden, wobei: v ν = v ω 0 2π v E ν = ω γ 0 = B0 h 2π Plank sches Wirkungsquantum h = 663x10-34 J s ω v 0 13

14 Anregung der Spins z = z z B v 0 ω v 0 M v z M v xy y M v z α M v xy ω v 0 y = y x x = x Laborsystem Rotierendes Koordinatensystem 14

15 x B v 0 z 90 ω v 0 Anregung der Spins 90 -Puls v ω 0 0 M v xy N- y N+ ω v x B v 0 z v ω M v z 180 -Puls y N- N+ Gleichbesetzung der Energieniveaus nur transversale Magnetisieung! Besetzungsinversion nur longitudinale Magnetisierung! 15

16 T1-Relaxation Longitudinale Relaxation, Spin-Gitter-Relaxation z ω v 0 v Mz(t) M 0 gewebeabhängig! M v z M v xy y t 1 ( t) = M v 0( 1 et t T1 5 T1 x M z (t): longitudinale Magnetisierung zur Zeit t M 0 : longitudinale Magnetisierung vor der Anregung T1: T1-Relaxationszeit (die Zeit, zu der die longitudinale Magnetisierung wieder 63% ihres Wertes vor der Anregung erreicht hat) v Mz ) 16

17 T2-Relaxation Transversale Relaxation, Spin-Spin-Relaxation z v Mxy(t) gewebeabhängig! M 0 v xy( t) M = M v 0 e t T 2 17 x M v xy y t = T2 M xy (t): transversale Magnetisierung zur Zeit t M 0 : longitudinale Magnetisierung T2: T2-Relaxationszeit (Zeit, zu der die transversale Magnetisierung auf 37% ihres Wertes nach der Anregung abgefallen ist) t

18 MR-Signal ω v 0 z ω v 0 Die transversale Magnetisierung präzediert in der xy-ebene und induziert in der Empfangsspule eine Spannung: x M v xy FID (free induction decay) e t T 2* im realen, inhomogenen Magnetfeld: T2*- statt T2-Relaxation zusätzliche Spindephasierung durch makroskopische Magnetfeldinhomogenitäten T2* abhängig vom Magneten 18

19 Schnittebenen und Koordinaten in der klinischen Bildgebung links posterior superior rechts anterior inferior = Transversal 19

20 Bildgebung für eindeutige Ortzuordnung der MR-Signale im 3-dimensionalen Raum Ortkodierung B mt G z (= 20 mt/m) B 0-10 m B 0-20 mt +10 m z Gradient G: Magnetfeld, dessen Stärke sich linear mit dem Ort ändert 3 senkrecht zueinander stehende Gradienten 20

21 Schichtauswahlgradient (2D) Schichtauswahlgradient G s (zb G z für eine transversale Schicht in xy) Schaltung mit der Frequenzbandbreite ω während der Anregung: B = B 0 + B1 z ω z = γ B 0 + γ B1 z Anregung der Spins nur innerhalb Schichtdicke z ω ω G s = G z z z 21

22 Phasenkodiergradient G ϕ (zb G y ) Schaltung zwischen Anregung und Signalauslesen: Phase der Spins ϕ y abhängig vom Ort y Phasengedächtnis der Spins nach dem Abschalten des Gradienten 22 Phasenkodiergradient (2D) G ph = G y y y 5 ϕ 5 y 4 ϕ 4 y 3 ϕ 3 y 2 ϕ 2 y 1 ϕ 1 ω 1 ω 2 ω 3 ω 4 ω 5 x 1 x 2 x 3 x 4 x 5 x

23 Frequenzkodiergradient (2D) Auslese- oder Frequenzkodiergradient G r (zb G x ) Schaltung während des Signalauslesens: Sendefrequenzen ω x der Spins abhängig vom Ort x y ω 1 ω 2 ω 3 ω 4 ω 5 x 1 x 2 x 3 x 4 x 5 x G r = G x 23

24 Bildgebung 3D 1 Anregung des gesamten Bildvolumens 2 Schaltung der Phasengradienten Gz und Gy zwischen Anregung und Signalauslesen 3 Schaltung des Lesegradienten Gx während des Signalauslesens 24

25 2D / 3D - Bildgebung Anregung Auslesen Schichtdicke Auflösung Ortkordierung 2D einzelne Schicht einzelne Schicht max 2 mm nicht isotrop G s, G ph, G r 3D gesamtes Volumen einzelne Schicht < 1 mm isotrop G s (als G ph ), G ph, G r Signal-to-Noise-Ratio S/N G s, G ph, G r = Scheiben-, Phasen-, bzw Lesegradient Messzeit 25

26 Bildrekonstruktion Rückprojektion Lauterbur PC, Nature 1973; 242: 190 FT Fourier-Transformation Rohdatenbild Frequenzraum k-raum 26 MR-Bild Ortraum

27 90 -Puls Pulssequenzen: Spinecho (SE) z y T2*-Relaxation z 180 -Puls x t = 0 x y 0 < t < TE/2 z y z Spinecho x t = TE/2 y x t = TE 27

28 Pulssequenzen: Spinecho (SE) HF G s G ph G r MR-Signal FID Echozeit TE ECHO Repetitionszeit TR 28

29 Pulssequenzen: Multislice SE Schicht 1 Schicht TE Schicht 2 TE TE Schicht 3 TE 29 TR

30 Pulssequenzen: Schnelles Spinecho FSE, TSE Mehrere 180 Pulse, deren Echos unterschiedlich phasenkodiert werden Deutlich kürzere Messzeiten als mit der SE-Technik K-Raum 30

31 Pulssequenzen Gradientenecho α FLASH, SPGR Anregung mit Flipwinkel α < 90 Gradientenumkehr statt 180 -Puls TE TR Kürzere Messzeit als SE-Technik 3D-Bildgebung Höhere Anfälligkeit für Suszeptibilitätsartefakte 31

32 Bildqualität Messzeit T = TR X N ph X N ac (X N part ) Voxelgröße V = SD FOV Nr Nph Signal-Rauschen S / N V N ph N ac BW 1 S / N TR 32

33 Gewebeparameter Protonendichte PD, T1-Relaxationszeit*, T2-Relaxationszeit* Pulssequenz Signalverhalten Scanparameter Repetitionszeit TR, Echozeit TE, Fettunterdrückung, Flipwinkel, Echozuglänge, * durch Kontrastmittel beeinflussbar 33

34 Gewebeparameter * Gewebe T 1 (s) T 2 (ms) Liquor Weisse Substanz Graue Substanz Hirnhaut Muskel Fett *bei 15 Tesla Fletcher LM et al, Magnetic Resonance in Medicine 1993; 29:

35 v Mz(t) Betonungen in der SE-Technik Kurze T1 v Mxy(t) Lange T1 Lange T2 Kurze T2 TR TE S = PD (1 - e -TR/T1 ) e -TE/T2 35 Protonendichte-Betonung T1-Betonung T2-Betonung TR >>T1, TE << T2 TR T1, TE << T2 TR >>T1, TE T2

36 Betonungen in der SE-Technik Betonung TR TE signalreich signalarm 36 T Gewebe mit kurzer T1: Fett, weisse Substanz Gewebe mit langer T1: Flüssigkeit, Liquor T Gewebe mit langer T2: Flüssigkeit, Liquor Gewebe mit kurzer T2: Muskel PD Gewebe mit hoher PD: Fett Gewebe mit niedriger PD

37 Anwendungsbeispiel: Infarktdiagnostik 37

38 Anwendungsbeispiel: Cardiac MRI 38 Larson AC et al, Magnetic Resonance in Medicine 2004; 51(1):

39 Anwendunsbeispiel: Gelenke SE (1500 / 20), scan time 13 min GRE (400 / 7,5 / 75 ), scan time 3 min 24 T, SD 1 mm, 150 x 75 µm Hodgson RJ et al, Investigative Radiology 1995, 30(9):

40 Anwendungsbeispiel: Gelenke FSE FSE + FS Verbesserung des Bildkontrastes durch Fettunterdrückung MRI of the musculoskeletal system, TH Berquist ed 40

41 Anwendungsbeispiel: pre KM Tumordiagnostik 2:24 post KM 4:01 post KM 4:33 post KM Leberhämangiom (2D GRE, T1, KM-Anflutung) 41

42 MR-Kontrastmittel Paramagnetische Ionen beschleunigen Relaxationsprozesse benachbarter Protonen durch das starke magnetische Moment ihrer ungepaarten Elektronen Verkürzung der T1-Relaxation Aufgrund ihrer Toxizität werden paramagnetische Ionen, zb Gd 3+, Mn 2+ chelatisiert GdDTPA (Magnevist) ProHance, Omniscan negativ geladen ungeladen Eine neue Klasse von MRT-Kontrastmitteln, USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron oxide) Verkürzung der T2-Relaxation 42

43 Anwendungsbeispiel: fmri BOLD blood oxigenation level dependent 43 Baudewig J et al, Magnetic Resonance Imaging 2003, 21(10):

44 Anwendungsbeispiel: Angiographie Aorta und Nieren De Koning PJH, MRM 2004, 50(6): Herzkranzgefäße Huber ME, MRM 2003, 49(1):

45 1 H Anwendungsbeispiele: Spektroskopie 31 P Ugurbil K et al, MRI 2003, 21(10): C Henry PG et al, MRM 2004, In press 45 Lei H et al, MRM 2003, 49:

46 zu Risiken und Nebenwirkungen Risiken: Herzschrittmacher, ferromagnetische Gefäßclips, etc Kontraindikationen für MR-Untersuchung! Nebenwirkungen: Anziehung von ferromagnetischen Metallteilen Geräusche (durch das Gradientenschalten) Schwindel, Erwärmung des Patienten, (?) Grenzwerte für B 0, db/dt, SAR (spezifische Absorptionsrate) EU: ICNIRP (International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection) USA: FDA 46

47 Zukunftsperspektiven Verbesserung der räumlichen und zeitlichen Auflösung bei optimaler Bildqualität zb Feldstärke, Gradienten, Spulen quantitative MRT zb Morphometrie, T1-, T2-Maps, Diffusion, Perfusion nichtinvasive Gefäßdiagnostik (MR-Angiographie) für alle Gefäßregionen dynamische Studien zb: Kontrastmittelakkumulation funktionelle Studien zb: Herzbewegung, Hirnaktivität Molecular Imaging MRT-gesteuerte und -überwachte Intervention zb: Biopsie 47 Ganzkörperscan Siemens Avanto TIM (total imaging matrix)

48 Literatur: wwwcisritedu/htbooks/mri 48

49 T2 Messung 49

50 Pulssequenz: Inversion Recovery (IR) T1-Messung Inversion Delay 005 s 015 s 03 s 05 s 08 s 12 s 16 s 20 s S = PD ((1-2e -TI/T1 ) + e -TR/T1 ) e -TE/T2 TI = T 1 ln2 50

51 Magnetisierungstransfer (MT)-Imaging Knorpel zeigt einen starken MT-Effekt Der MT-Quotient beschreibt diesen Effekt quantitativ 51