Magnetresonanztomographie (MR/MRT)
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
Physikalische Grundlagen 3 / 114
Vorbemerkung Äußeres Magnetfeld B 0 verläuft von unten nach oben, entlang der Z-Richtung Die XY-Ebene verläuft horizontal 4 / 114
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
Spins und das MR Phänomen Wie verhält sich ein Spin wenn er in ein starkes Magnetfeld gebracht wird? 6 / 114
Larmorfrequenz Präzessionsfrequenz der Spins in einem Magnetfeld Exakt proportional zur Stärke des Magnetfeldes B 0 Larmorgleichung: 0 0 0 0 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
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
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
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
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
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
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
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
Relaxation T1- und T2- Relaxation sind voneinander unabhängig und laufen gleichzeitig ab Aufgrund T2-Relaxation zerfällt MR-Signal bereits in den ersten 100 300ms Längsmagnetisierung M Z hat sich aufgrund T1-Relaxation erst nach ~0,5 ~5 s wieder voll aufgebaut 15 / 114
Typische T1 & T2 Werte im Gewebe 16 / 114
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
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
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
Typische T1 & T2 Werte im Gewebe T1: 240 810 ms T2: 40 100 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
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
T2-Steuerungsparameter: TE = T2 Gewegekontrast TE ~ 60-100 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
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
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
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
Überblick Zeiten T1: 500 5.000 ms, Gewebe 240 810 ms T2: 10 300 ms, Gewebe 40 100 ms TR TE T1-gew kurz kurz T2-gew lang lang Protonen lang! kurz! TR = Bildwiderholung TE = Dt zur Messung T1 gewichtet 200 700 ms 15-40 ms T2 gewichtet 1.000 3.000 ms 60-100 ms Protonendichte 2.000 4.000 ms 10 30 ms 27 / 114
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
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
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
Protonendichte gewichtetes Bild = Wasserverteilung 31 / 114
Protonendichte gewichtet vs. T1-/T2-gewichtet 32 / 114
Bildentstehung 33 / 114
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
Schichtposition 35 / 114
Schichtdicke Geringer Gradient = dicke Schicht Starker Gradient = dünne Schicht 36 / 114
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
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
Phasenkodierung Phasengradient wird nach Δt ausgeschaltet Alle Spins rotieren wieder mit der gleichen Frequenz Aber: Phasenverschiebung bleibt! 39 / 114
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
Frequenzkodierung Bei Messung bei eingeschaltetem Gradienten werden viele Frequenzen gemessen, zu jeder Spalte gehört eine charakteristische Frequenz 41 / 114
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
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
Der k-raum Bildgewinnung durch inverse Fouriertransformation (FFT) FFT 44 / 114
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
Der k-raum 46 / 114
Komponenten eines MR Systems 47 / 114
Beispiele für MR Tomographen 48 / 114
Komponenten eines MRT- Systems 49 / 114
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
Magnet Hat die Aufgabe das Hauptmagnetfeld B 0 zu erzeugen Stärke des Magnetfeldes (übliche Werte 0.1 3 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
Gradientensystem 52 / 114
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
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
Sende-/Empfangsspulen 55 / 114
Kopfspule 56 / 114
Puls-Sequenzen 57 / 114
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
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
Spinecho (SE)-Sequenz 60 / 114
Spinecho (SE)-Sequenz Vorteile: Unempfindlichkeit gegenüber statischen Feldinhomogenitäten Sehr gute T1/PD Bildqualität Nachteile: Recht lange Meßzeit. Dadurch große Empfindlichkeit gegenüber Bewegungsartefakten 61 / 114
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
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 2.000 ms (TI Zeit) 90 Puls Unterdrückung von Liquorsignal, guter Kontrast für Gehirn, Ödeme, Fett 63 / 114
Vergleich SE- mit IR-Sequenz Spinecho (SE) Inversion Recovery (IR) 64 / 114
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 (20 500 ms), um T1 zu unterdrücken 65 / 114
Gradientenecho (GRE)-Sequenz 66 / 114
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
Sättigung bei kurzer Repetitionszeit 68 / 114
Bildqualität 73 / 114
Anforderungen an die Bildgebung 74 / 114
Idealfall 75 / 114
Abdomen bewegt sich = schnelles Bild nötig 76 / 114
Kopf ruht = langsames Bild möglich 77 / 114
Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) 78 / 114
Voxelgröße Allgemein gilt: je kleiner die Voxelgröße, desto besser die Auflösung des MR-Bildes, aber desto höher das Rauschen 79 / 114
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
Schichtdicke 81 / 114
Field-of-View 82 / 114
Matrixgröße ABER: Je kleiner das Voxel, desto geringer das SNR! 83 / 114
Matrixgröße 84 / 114
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
Anzahl der Messungen 91 / 114
Magnetfeldstärke 92 / 114
Artefakte im MR-Bild 95 / 114
Suszeptibilitätsartefakte Gürtel Metallclip im Haarband Zahn-Plombe Zahnklammer 96 / 114
Bewegungsartefakte 97 / 114
Optical Head Motion Tracking for MRI offset or rotation [mm] or [ ] 10 5 0-5 dx dy dz rx ry rz -10 0 50 100 150 200 250 scan line 98 / 114
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
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 10 5 0-5 dx dy dz rx ry rz -10 0 50 100 150 200 250 scan line offset or rotation [mm] or [ ] 10 5 0-5 dx dy dz rx ry rz -10 0 50 100 150 200 250 300 scan line 100 / 114
Markerless Optical Head Motion Tracking for MRI MR-compatible camera
Atembewegungsartefakte 102 / 114
Herzbewegungen 103 / 114
Funktionelle Magnetresonanztomographie fmrt 104 / 114
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
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
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
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. 10-15 min fmrt-scan - ein schneller, räumlich gering auflösender Scan, der die stoffwechselbedingten Unterschiede im untersuchten Gewebe registriert. Dauer: ca. 6-7 min 108 / 114
Beispiele fmrt-aufnahmen 109 / 114
Aktivitätsareale Motorische Zentren der Handmuskeln
Fazit MRT 112 / 114
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
Vergleich mit anderen strukturell bildgebenden Verfahren 114 / 114
Literatur Weishaupt, Köchli, Marincek: Wie funktioniert MRI?, Springer 2006 www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt01.pdf www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt02.pdf www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt03.pdf www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt04.pdf www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt05.pdf http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.htm 115 / 114