Magnetresonanztomographie (MR/MRT)

Transkript

1 Magnetresonanztomographie (MR/MRT)

2 Historie 1946 Kernmagnetische Resonanz (NMR) Technisches Prinzip von Bloch und Purcell unabhängig voneinander entdeckt 1952 Nobelpreis an Bloch und Purcell 1970 Erstes Hirn-MRT (Meßzeit: 8 Std., Bildverarbeitung: 72 Std) 1973 Weiterentwicklung in der Medizin im Wesentlichen durch Lauterbur und Mansfield 1984 praktische Verfügbarkeit des Verfahrens 2003 Nobelpreis an Lauterbur und Mansfield 2 / 114

3 Physikalische Grundlagen 3 / 114

4 Vorbemerkung Äußeres Magnetfeld B 0 verläuft von unten nach oben, entlang der Z-Richtung Die XY-Ebene verläuft horizontal 4 / 114

5 Spins und das MR Phänomen Klinische MR verwendet Kerne von 1 H zur Bildgebung Grundeigenschaft des Protons: Spin Drehimpuls Grundeigenschaft des Protons: Spin magnetisches Moment 5 / 114

6 Spins und das MR Phänomen Wie verhält sich ein Spin wenn er in ein starkes Magnetfeld gebracht wird? 6 / 114

7 Larmorfrequenz Präzessionsfrequenz der Spins in einem Magnetfeld Exakt proportional zur Stärke des Magnetfeldes B 0 Larmorgleichung: Larmorfrequenz in [MHz] gyromagnetisches Verhältnis, materialabhängig Stärke des Magnetfeldes in Tesla [T] Für Protonen ist = 42,58 MHz/T bei 1,5T beträgt die Larmorfrequenz 63,9 MHz, im Erdmagnetfeld hingegen nur ca. 1 khz 7 / 114

8 Spins und das MR Phänomen Kein magnetisches Feld vorhanden Spins rotieren in beliebiger Richtung Im Magnetfeld: parallele und anti-parallele Ausrichtung, parallele überwiegt Längsmagnetisierung M Z: Überschuß der Spins in Richtung B 0 (umso größer, je stärker das Magnetfeld) 8 / 114

9 Spins und das MR Phänomen Protonen absorbieren gerne Energie der Larmorfrequenz (Resonanz) => Durch geeigneten HF-Impuls kann Auslenkung von M Z um z.b. 90 erreicht werden (90 Impuls) M Z wird zu M XY und ist jetzt als Transversalmagnetisierung vorhanden M xy wirkt wie Elektromotor: Wechselspannung der Larmorfrequenz! => Messung 9 / 114

10 Relaxation Was geschieht mit den Spins nachdem sie angeregt worden sind? Zwei unabhängige Vorgänge bewirken, dass die transversale Magnetisierung M XY abnimmt 1. T1: Longitudinale Relaxation (Spin-Gitter-Wechselwirkung) 2. T2/T2*: Transversale Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung) 10 / 114

11 T1-Relaxation (Spin-Gitter-Wechselwirkung) M XY nimmt langsam ab und damit MR-Signal M Z baut sich wieder auf Energieabgabe der Spins zum Umgebungsgitter Zeitkonstante T1 ist abhängig von Stärke des äußeren Magnetfeldes B 0 und der inneren Bewegung der Moleküle Bsp.: T1 liegt für Gewebe bei 1,5T zwischen ~0,5 und ~2 Sekunden 11 / 114

12 Phase Bezeichnet einen Winkel: B hat gegenüber A eine Phase von +10, C hat gegenüber A eine Phase von -30 Unmittelbar nach Anregung Phasenkohärenz: Spins präzedieren synchron, haben alle eine Phase von 0 12 / 114

13 T2/T2*-Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung) Verlust der Gleichphasigkeit der Spins (Dephasierung), dadurch gegenseitige Abschwächung der einzelnen Magnetvektoren Verschwinden des Summenvektors in XY-Ebene ohne Abgabe von Energie an die Umgebung (Spins tauschen untereinander Energie aus) 13 / 114

14 T2/T2*-Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung) Energieaustausch der Spins untereinander Zeitkonstante T2 ist unabhängig von der Stärke des Magnetfeldes Inhomogenitäten des äußeren Magnetfeldes B 0 durch Grenzflächen, Metall etc. => zusätzlicher Phasenzerfall Zeitkonstante T2* Relaxationszeit T2* ist i.d.r. kürzer als die T2-Zeit 14 / 114

15 Relaxation T1- und T2- Relaxation sind voneinander unabhängig und laufen gleichzeitig ab Aufgrund T2-Relaxation zerfällt MR-Signal bereits in den ersten ms Längsmagnetisierung M Z hat sich aufgrund T1-Relaxation erst nach ~0,5 ~5 s wieder voll aufgebaut 15 / 114

16 Typische T1 & T2 Werte im Gewebe 16 / 114

17 Bildkontrast Wird vom mehreren physikalischen Größen bestimmt: Protonendichte: Anzahl anregbarer Spins pro Volumeneinheit; Gibt Maximum von Signal an, das von Gewebe abgegeben werden kann T1-Zeit: Gibt an wie schnell sich Spins von einer Anregung erholen und wieder anregbar sind T2-Zeit: Bestimmt wie rasch das MR-Signal nach einer Anregung abklingt 17 / 114

18 Bildkontrast Protonendichte, T1 und T2 sind spezifische Merkmale, anhand derer sich verschiedene Gewebe teilweise sehr stark voneinander unterscheiden Ja nachdem welcher Parameter in einer MR-Messsequenz betont wird, entstehen Bilder mit unterschiedlichem Gewebe-zu-Gewebe- Kontrast Bereits OHNE Kontrastmittel ist es möglich Gewebe aufgrund ganz spezifischer Merkmale voneinander abzugrenzen, die in der Röntgen-CT praktisch nicht unterscheidbar sind 19 / 114

19 Repetitions- und Echozeit TR: Repetitionszeit Zeit zwischen zwei aufeinander folgenden Anregungen derselben Schicht TE: Echozeit Zeitspanne von der Anregung bis zur Messung Durch Variation von TR/TE Bildkontrast beeinflussen 20 / 114

20 Typische T1 & T2 Werte im Gewebe T1: ms T2: ms Kontrast: einige Materialien müssen hell sein, andere dunkel => Man stellt Zeiten ein, welche irgendwo in der Mitte des jeweiligen Intervalls für T1 und T2 liegen! 21 / 114

21 T1-Steuerungsparameter: TR => T1 Gewebekontrast TR <600 ms = hoher T1 Gewebekontrast Gewebe mit kurzem Wert erholt sich schnell = hell Gewebe mit langem T1 erscheint dunkel Bei langer TR (>1.500 ms) alle Gewebe gleichmäßig kontrastiert => geringer T1 Gewebekontrast 22 / 114

22 T2-Steuerungsparameter: TE = T2 Gewegekontrast TE ~ ms: Gewebe mit kurzen T2 schon dunkel, mit langem noch hell => hoher T2 Gewebekontrast TE <30 ms wenig T2 Relaxation aller Gewebearten => geringer T2 Gewebekontrast 23 / 114

23 T1- Gewichtung Kurzes TR => viel T1 Kontrast Kurzes TE => Unterdrückung der T2 Relaxation, wenig T2 Kontrast TR TE T1-gew kurz kurz T2-gew lang lang Protonen lang! kurz! 24 / 114

24 T2- Gewichtung Langes TR => T1 Unterdrückung, wenig T1 Kontrast Langes TE => T2 Betonung, viel T2 Kontrast TR TE T1-gew kurz kurz T2-gew lang lang Protonen lang! kurz! 25 / 114

25 Protonendichte Gewichtung Sehr langes TR = Aufbau großer Magnetisierung Sehr kurzes TE = Alle spins noch in Phase => Wo mehr Spins sind (Wasser), mehr Signal TR TE T1-gew kurz kurz T2-gew lang lang Protonen lang! kurz! 26 / 114

26 Überblick Zeiten T1: ms, Gewebe ms T2: ms, Gewebe ms TR TE T1-gew kurz kurz T2-gew lang lang Protonen lang! kurz! TR = Bildwiderholung TE = Dt zur Messung T1 gewichtet ms ms T2 gewichtet ms ms Protonendichte ms ms 27 / 114

27 T1 gewichtetes Bild Gewebe mit kurzem T1 (z.b. Fett) viel Signal hell Gewebe mit langem T1 (z.b. Wasser, Gehirnflüssigkeit, Knochen, Luft) wenig Signal dunkel 28 / 114

28 T2 gewichtetes Bild Gewebe mit langem T2 (z.b. Gehirnflüssigkeit, krankhaftes Gewebe) hell Gewebe mit kurzem T2 (z.b. Knochen, Verkalkungen, Luft, Gefäße) dunkel 29 / 114

29 T2 gewichtetes Bild Gewebe mit langem T2 (z.b Gehirnflüssigkeit, krankhaftes Gewebe) hell Gewebe mit kurzem T2 (z.b. Knochen, Verkalkungen, Luft, Gefäße) dunkel 30 / 114

30 Protonendichte gewichtetes Bild = Wasserverteilung 31 / 114

31 Protonendichte gewichtet vs. T1-/T2-gewichtet 32 / 114

32 Bildentstehung 33 / 114

33 Schichtwahl Larmorfrequenz ~ Magnetfeld Überlagerung eines Z-Gradienten Magnetfeldes = Inhomogen Mit einer bestimmten Frequenz wird genau eine bestimmt Schicht (schraffiert) angeregt und gibt danach Signal ab! Angrenzenden Schichten besitzen andere Resonanzfrequenzen und werden nicht beeinflusst Schichtwahl = Z-Gradient + Larmoranregung 34 / 114

34 Schichtposition 35 / 114

35 Schichtdicke Geringer Gradient = dicke Schicht Starker Gradient = dünne Schicht 36 / 114

36 Ortskodierung innerhalb der Schicht Die Ortskodierung besteht aus zwei Schritten: 1. Phasenkodierung (typischerweise mit G y -Gradientenfeld) 2. Frequenzkodierung (typischerweise mit G x -Gradientenfeld) 37 / 114

37 Phasenkodierung Y-Gradient => Larmorfrequenz ~ Magnetfeld, oben größer als unten Obere Spins kreisen schneller, solange Gradient an! => Jede Zeile erhält einen Phasenvorsprung, der sie eindeutig identifiziert 38 / 114

38 Phasenkodierung Phasengradient wird nach Δt ausgeschaltet Alle Spins rotieren wieder mit der gleichen Frequenz Aber: Phasenverschiebung bleibt! 39 / 114

39 Frequenzkodierung X-Gradient => Larmorfrequenz ~ Magnetfeld links kleiner als rechts Links präzedieren Spins langsamer als rechts Bei Messung bei eingeschaltetem Gradienten werden viele Frequenzen gemessen, zu jeder Spalte gehört eine charakteristische Frequenz 40 / 114

40 Frequenzkodierung Bei Messung bei eingeschaltetem Gradienten werden viele Frequenzen gemessen, zu jeder Spalte gehört eine charakteristische Frequenz 41 / 114

41 Ortskodierung Gemessenes Signal enthält 2 Informationen: 1. Frequenz (Angabe über Herkunft des Signals in X-Richtung) Dekodierung mittels Fouriertransformation 2. Phasenaufteilung innerhalb jeder einzelnen Frequenz (Angabe über Herkunft des Signals in Y-Richtung) Für Unterscheidbarkeit von n Orten ( Zeilen ) sind n Messungen mit jeweils unterschiedlicher Gradientenstärke erforderlich 42 / 114

42 Der k-raum Der K-Raum ist eine digitale Repräsentation der MRT-Rohdaten vor der Fourier-Transformation Pro Messung (= Y-Phasengradientstärke) eine Zeile 43 / 114

43 Der k-raum Bildgewinnung durch inverse Fouriertransformation (FFT) FFT 44 / 114

44 Der k-raum Rohdatenwert im k-raum gibt an, ob und wie stark ein bestimmtes Streifenmuster zum Bild beiträgt Grobes Streifenmuster: niedrige Ortsfrequenz (nahe Koordinatenursprung) Feine Streifenmuster: hohe Ortsfrequenz (bei höheren kx-, ky- Werten) 45 / 114

45 Der k-raum 46 / 114

46 Komponenten eines MR Systems 47 / 114

47 Beispiele für MR Tomographen 48 / 114

48 Komponenten eines MRT- Systems 49 / 114

49 Komponenten eines MRT- Systems Starker Magnet zur Erzeugung des statischen homogenen Magnetfeldes Hochfrequenzanlage und Sendespule zur Erzeugung eines periodischen Magnetfeldes zur Anregung Gradientenspulen zur Erzeugung von magnetischen Feldgradienten für die x, y, z Ortskodierung Empfangsspulen für die Hochfrequenzsignale Rechner zur Steuerung der Anlage Bedienungskonsole zur Ein- und Ausgabe von Daten und Funktionskontrolle 50 / 114

50 Magnet Hat die Aufgabe das Hauptmagnetfeld B 0 zu erzeugen Stärke des Magnetfeldes (übliche Werte T, neu bis 7 T) Stabilität des Feldes Homogenität des Feldes (Fluktuation <0,0005%, 5ppm) Wichtig: Abschirmung des Magneten (Messung kleiner Signale, Interferenzen mit der Umgebung) 51 / 114

51 Gradientensystem 52 / 114

52 Sende-/Empfangsspulen Kombispule zum Senden und Empfangen (z.b. im Gerät integrierte Körperspule) oder nur zum Empfang (in dem Fall dient Körperspule zum Aussenden des RF-Impulses) Wahl der Spule ist zur Erreichung der bestmöglichen Bildqualität wichtig 53 / 114

53 Arten von RF-Spulen: Volumenspulen: umgeben die darzustellende Körperregion vollständig Beispiele: Körperspule, die fester Bestandteil des MR-Geräts (im Magneten eingebaut) ist, Kopf- und Extremitätenspulen Vorteil: Signalhomogenität Oberflächenspulen: geeignet für Wirbelsäulen- und Gelenksdiagnostik oder für die Bildgebung von kleineren anatomischen Strukturen Phased-Array-Spulen: nur zum Empfangen des Signals mehreren einzelnen Spulen, in Serie oder parallel geschaltet Bildrekonstruktion erfolgt aus der Information von allen Empfängern ermöglichen Bilder mit hoher räumlicher Auflösung 54 / 114

54 Sende-/Empfangsspulen 55 / 114

55 Kopfspule 56 / 114

56 Puls-Sequenzen 57 / 114

57 Schritte einer MR-Sequenz Anregung Einschalten Schichtwahlgradient Anregungspuls (RF-Puls) Ausschalten Schichtwahlgradient Phasenkodierung Einschalten des Phasenkodiergradienten für kurze Zeit (jedes Mal mit anderen Stärke) Echoerzeugung Einige verschiedene Möglichkeiten (sehen wir gleich) Messung Einschalten Frequenzgradient Empfang des Echos 58 / 114

58 Spinecho (SE)-Sequenz 90 Puls Spins dephasieren danach gemäß T2 Nach TE/2, 180 Puls Richtung der Magnetisierung auf xy Ebene wird umgedreht Nach weiterer TE/2, Messung => schnelle Spins haben langsame erreicht, erneut in Phase! Durch den 180 Puls werden lokale Inhomogenitäten kompensiert T2 unterdrückt = Standard T1 und PD Sequenz 59 / 114

59 Spinecho (SE)-Sequenz 60 / 114

60 Spinecho (SE)-Sequenz Vorteile: Unempfindlichkeit gegenüber statischen Feldinhomogenitäten Sehr gute T1/PD Bildqualität Nachteile: Recht lange Meßzeit. Dadurch große Empfindlichkeit gegenüber Bewegungsartefakten 61 / 114

61 Inversion-Recovery (IR)-Sequenz IR-Sequenzen sind SE-Sequenzen, denen ein 180 Puls vorausgeht Nach Aussenden des 180 Pulses ist die Längsmagnetisierung (a) in die entgegengesetzte Richtung geklappt (b) Die T1 Relaxation erfolgt von z nach +z (c,d) Solange keine Vektorkomponente in der Transversalebene ist (kein 90 Puls), erfolgt kein Aussenden eines Signals 62 / 114

62 Inversion-Recovery (IR)-Sequenz Unterschiedliche Materialien haben unterschiedlichen Nulldurchgang => Materialunterdrückung Nach TI Zeit: 90 Puls, danach Messung STIR: erst 180 Puls Warten 100 ms für 0.5T und 150 ms für 1.5 T (TI Zeit) bis T1 von Fett vorbei ist (Nulldurchgang), dann 90 Puls Fett gibt kein Signal ab! FLAIR: erst 180 Puls Warten ms (TI Zeit) 90 Puls Unterdrückung von Liquorsignal, guter Kontrast für Gehirn, Ödeme, Fett 63 / 114

63 Vergleich SE- mit IR-Sequenz Spinecho (SE) Inversion Recovery (IR) 64 / 114

64 Gradientenecho (GRE)-Sequenz 90 Puls X-Gradient negativ => Dephasierung Danach positiv => Rephasierung Keine Kompensation der Feldinhomogenitäten (da keiner 180 Puls), T2* wirksam Kleine TE (5-10 ms) resultiert in gutem T1 Kontrast, da T2* klein Größere TE (~50 ms) resultiert in gutem T2* Kontrast, da Gewebearten individuelle T2 haben. Gleichzeitig TR lang ( ms), um T1 zu unterdrücken 65 / 114

65 Gradientenecho (GRE)-Sequenz 66 / 114

66 Vorteil GRE-Sequenz Zeitraubender 180 Impuls fällt weg Dadurch sehr kurze TR Zeiten möglich, was die Bildaufnahmezeit deutlich reduziert im Vergleich zu SE- oder IR-Sequenzen => Weniger anfällig für Bewegungsartefakte Problem: bei kurzem TR auch wenig Zeit für die T1 Relaxation Sättigung 67 / 114

67 Sättigung bei kurzer Repetitionszeit 68 / 114

68 Bildqualität 73 / 114

69 Anforderungen an die Bildgebung 74 / 114

70 Idealfall 75 / 114

71 Abdomen bewegt sich = schnelles Bild nötig 76 / 114

72 Kopf ruht = langsames Bild möglich 77 / 114

73 Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) 78 / 114

74 Voxelgröße Allgemein gilt: je kleiner die Voxelgröße, desto besser die Auflösung des MR-Bildes, aber desto höher das Rauschen 79 / 114

75 Schichtdicke Für optimale Bildauflösung wünschenswert: möglichst dünne Schichten mit hohem SNR Dünne Schichten bedeuten aber wenige Atome und daher verminderten SNR! Dicke Schichten sind hingegen anfälliger für Partialvolumenartefakte und man erhält eine schlechtere räumliche Auflösung Verlust von SNR in dünnen Schichten kann durch Erhöhung der Anzahl der Messungen oder Erhöhung der TR-Zeit vermindert werden allerdings auf Kosten der Bildaufnahmezeit (längere Scanzeit) 80 / 114

76 Schichtdicke 81 / 114

77 Field-of-View 82 / 114

78 Matrixgröße ABER: Je kleiner das Voxel, desto geringer das SNR! 83 / 114

79 Matrixgröße 84 / 114

80 Anzahl der Messungen Anzahl der Messungen (»Number of Signal Averages«NSA) ist die Anzahl, wie oft das Signal von einer bestimmten Schicht gemessen wurde Anzahl der Messungen ist direkt proportional zur Aufnahmezeit Erhöhung der Anzahl der Messungen führt zu einer Verbesserung des SNR 90 / 114

81 Anzahl der Messungen 91 / 114

82 Magnetfeldstärke 92 / 114

83 Artefakte im MR-Bild 95 / 114

84 Suszeptibilitätsartefakte Gürtel Metallclip im Haarband Zahn-Plombe Zahnklammer 96 / 114

85 Bewegungsartefakte 97 / 114

86 Optical Head Motion Tracking for MRI offset or rotation [mm] or [ ] dx dy dz rx ry rz scan line 98 / 114

87 Schritte y x y z x z G x, G y, G z RF-Parameter s R x y cos sin sin cos 99 / 114

88 offset or rotation [mm] or [ ] Line-by-line Mo-Co no Mo-Co Line-by-Line Mo-Co, In Vivo no motion axial rotations motion parameters dx dy dz rx ry rz scan line offset or rotation [mm] or [ ] dx dy dz rx ry rz scan line 100 / 114

89 Markerless Optical Head Motion Tracking for MRI MR-compatible camera

90 Atembewegungsartefakte 102 / 114

91 Herzbewegungen 103 / 114

92 Funktionelle Magnetresonanztomographie fmrt 104 / 114

93 MR-Angiographie Protonendichte im Gewebe nur schwer veränderbar Kontrastmittel: Modifikation von T1 und/oder T2 durch paramagnetische Substanzen verkürzt T1-Zeit (T1-gewichtete Aufnahme: erhöhtes Signal) 105 / 114

94 Funktionelle MRT (fmrt, fmri) Erweitert MRT um funktionellen Anteil Ermöglicht Stoffwechselvorgänge, die aufgrund von Aktivität entstehen, sichtbar zu machen Insbesondere funktionelle Abläufe im Gehirngewebe darstellbar fmrt-aufnahme des Gehirns eines 24-jährigen Probanden 106 / 114

95 Blood-Oxygen-Level-Dependent- (BOLD-) Effekt Grundlage für die Darstellung des fmrt Nutzt unterschiedlichen magnetischen Eigenschaften von sauerstoffreichem (Oxyhämoglobin) und sauerstoffarmem (Desoxyhämoglobin) Blut zur Signaldetektion Bei der Stimulation von Gehirnarealen kommt es zu einer Stoffwechselsteigerung Dadurch verändert sich das Verhältnis von oxigeniertem zu desoxigeniertem Hämoglobin, was eine Signaländerung nach sich zieht Aufnahmen werden zu zwei unterschiedlichen Zeitpunkten (Ruhezustand vs. stimulierter Zustand) gemacht Die stimulierten Areale werden vom Computer räumlich zugeordnet und als farbige Veränderungen auf dem MR-Bild dargestellt 107 / 114

96 Ablauf fmrt-untersuchung Prescan - ein kurzer, gering auflösender Scan, hiermit kann die korrekte Lagerung des Patienten geprüft werden. Dauer: ca. 30 s 3D MRT-Scan - ein räumlich hoch auflösender Scan, um die Anatomie des zu untersuchenden Bereichs detailgetreu darstellen zu können. Dauer: ca min fmrt-scan - ein schneller, räumlich gering auflösender Scan, der die stoffwechselbedingten Unterschiede im untersuchten Gewebe registriert. Dauer: ca. 6-7 min 108 / 114

97 Beispiele fmrt-aufnahmen 109 / 114

98 Aktivitätsareale Motorische Zentren der Handmuskeln

99 Fazit MRT 112 / 114

100 Stellenwert MRT im Vergleich zu konkurrierenden Verfahren Vorteile multiplanare Schnittführung hoher Weichteilkontrast keine ionisierende Strahlung Signal abhängig von Vielzahl von physikalischen Parametern hohe Flexibilität Nachteile Kosten (typische Werte: x 10 gegenüber Röntgen-Aufnahme, x 4 gegenüber CT) Verfügbarkeit Kontraindikationen (Kinder, Raumangst, Schrittmacher, Implantate..) Laute Geräusche Lange Untersuchungsdauer Hoher Energieverbrauch 113 / 114

101 Vergleich mit anderen strukturell bildgebenden Verfahren 114 / 114

102 Literatur Weishaupt, Köchli, Marincek: Wie funktioniert MRI?, Springer / 114