Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik Imaging.pdfEine neue Klasse von...

Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik

Magnetresonanztomographie

Dr. phil. nat Lydia Wachsmuth

Magnetresonanztomographie2

MR-Tomograph

Nuclear Magnetic Resonance (NMR)

Magnetic Resonance Imaging (MRI)

Magnetresonanztomographie (MRT)



EinfEinfüührunghrung

SpinphysikSpinphysik

PulssequenzenPulssequenzen

BildgebungBildgebung

SignalverhaltenSignalverhalten

AnwendungsbeispieleAnwendungsbeispiele



T1-Betonung T2-Betonung PD-Betonung

nicht-invasiv

nicht-ionisierend

freie Wahl derSchnittebene

2D und 3D Verfahren

Direkte Darstellung von Weichgewebe

Exzellenter Weichgewebekontrast

Modifikation des Kontrastverhaltens durchAuswahl der Pulssequenzen und Aufnahmeparameter

Warum MRT?


Historie

• 1946 Entdeckung des Magnetresonanzphänomens durch Felix Bloch und Edward Purcell (1952 Nobelpreis)

• bis in die 70er Jahre Weiterentwicklung der NMR v.a. zur chem. Analyse/Strukturaufklärung

• 1960 Vladislav Ivanov stellt Patentantrag für ein „Free-precessionproton 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


Wellenlängenbereiche für die Bildgebung

non-ionizing radiation(heating)

ionizing radiation(molecular bonds break)

Electromagnetic Radiation frequency (Hz)

X-ray

RF

UVVisible

IRMicrowave

1010

108

1014

1012

1018

1016

106


Einheiten und Größenordnungen

statisches Magnetfeld B0 [T]

0.2 bis 11 T (Erdmagnetfeld ≈ 5 x 10-5 T)

Hochfrequenz ω0 [MHz]

15 bis 800 MHz

zeitlich veränderliche Gradienten G [mT/m]

15 bis 200 mT/m


Hardware

Imaging System ComponentsMagnet incl. cooling RF Receiver

Viewing Console

Gradient Power System

Scan Control UnitRF Transmitter


Kernspin = + ,-

Die Eigenrotation eines geladenen Teilchens verursacht ein magnetisches Moment .

Die Stärke dieses magnetischen Moments ist eine stoffspezifische Größe.

Gyromagnetische Konstante γγγγ

Kernspin

Periodensystem der Elemente

Atomkerne mit einer ungeraden Anzahl Protonen oder Neutronen besitzen einen mechanischen Eigendrehimpuls.

Iv

2

1

2

1

µv


Verwendete „MR-sichtbare“ Kerne

10.71

17.24

11.84

40.05

11.26

42.58

γγγγ (MHz/T)

Spuren10019FFluor

0.2410031PPhosphor

6399.991HWasserstoff

9.41.1113CKohlenstoff

Spuren26.4129XeXenon

0.04110023NaNatrium

Biologische Häufigkeit*

Natürliche Häufigkeit*

SymbolElement

Bildgebung

Spektroskopie

* Angaben in %


Larmor-Frequenz

Spins „präzessieren“ um die Achse von B0.

Kernspins im externen Magnetfeld

Spins richten sich parallel oder antiparallel zu B0 aus.

Boltzmann-Verteilung

antiparallel

parallel

0Bv

E∆µv

N-

N+

0Bv

E∆Boltzmann Konstante K = 1.3805x10-23 J/KelvinEnergiedifferenz Temperatur T (Kelvin)

00 Bvv ×= γω

0ωv

kTEeNN // ∆−=+−


Thermisches Gleichgewicht

Nettomagnetisierung = Longitudinale Magnetisierung zMv

0Mv

Konvention: z = Patientenlängsachse


Durch Absorption elektromagnetischer Strahlung können Übergänge zwischen Energieniveaus erzeugt werden, wobei:

Anregung der Spins

Plank‘sches Wirkungsquantum h = 6.63x10-34 J s

πων2

0v

v =hE∆=νv 0

20 B×= π

γω

0ωv


Anregung der Spins

Laborsystem

z

y

x

0ωvzMv

xyMv

0Bv

z = z´

y = y´

αααα

x = x´

0ωv

xyMv

zMv

Rotierendes Koordinatensystem


Anregung der Spins

N-

N+

0Bv

Gleichbesetzung der Energieniveaus

nur transversale Magnetisieung!

N-

N+

0Bv

Besetzungsinversion

nur longitudinale Magnetisierung!

90°-Puls

z´

180°

x´

0ωv180°-Puls

y´

zMv

−y´

z´

90°

x´

0ωv

xyMv

0ωv 0ωv


T1-RelaxationLongitudinale Relaxation, Spin-Gitter-Relaxation

y´

z´

x´

0ωv

xyMv

zMv

t

M0

T1

gewebeabhängig!

5 × T1

)(tMz

v

Mz(t): longitudinale Magnetisierung zur Zeit t M0: longitudinale Magnetisierung vor der AnregungT1: T1-Relaxationszeit (die Zeit, zu der die longitudinale Magnetisierung

wieder 63% ihres Wertes vor der Anregung erreicht hat)

)()( 10 1 Tt

eMtMz

−−=

vv


y´

z´

x´xyMv

M0

tt = T2

)(tMxy

v

Mxy(t): transversale Magnetisierung zur Zeit t M0: longitudinale MagnetisierungT2: T2-Relaxationszeit (Zeit, zu der die transversale Magnetisierung

auf 37% ihres Wertes nach der Anregung abgefallen ist)

20 Tt

xy eMtM−

=vv

)(

T2-RelaxationTransversale Relaxation, Spin-Spin-Relaxation

gewebeabhängig!


MR-Signal

0ωv

z´

x´xyMv

0ωv

Die transversale Magnetisierung präzediert in der xy-Ebene und induziert in der Empfangsspule eine Spannung:

FID (free induction decay)

*2Tt

e− im realen, inhomogenen Magnetfeld:

T2*- statt T2-Relaxationzusätzliche Spindephasierung durch makroskopischeMagnetfeldinhomogenitäten

T2* abhängig vom Magneten


Schnittebenen und Koordinaten in der klinischen Bildgebung

anterior

posterior

rechts

links

superior

inferior

= Transversal


für eindeutige Ortzuordnung der MR-Signale im 3-dimensionalen Raum Ortkodierung

Bildgebung

z

B0

+1.0 m-1.0 m

Gz(= 20 mT/m)

B0+20 mT

B0-20 mT

Gradient G: Magnetfeld, dessen Stärke sich linear mit dem Ort ändert.3 senkrecht zueinander stehende Gradienten


Schichtauswahlgradient Gs (z.B. Gz für eine transversale Schicht in xy)Schaltung mit der Frequenzbandbreite ∆ω∆ω∆ω∆ω während der Anregung:

B = B0 + B1z ωωωωz = γγγγ B0 + γγγγ B1z

Anregung der Spins nur innerhalb Schichtdicke ∆∆∆∆z

ωωωω

z

Gs = Gz

∆ω∆ω∆ω∆ω

∆∆∆∆z

Schichtauswahlgradient (2D)


Phasenkodiergradient Gϕ (z.B. Gy)Schaltung zwischen Anregung und Signalauslesen:

Phase der Spins ϕϕϕϕy abhängig vom Ort y„Phasengedächtnis“ der Spins nach dem Abschalten des Gradienten.

ωωωω1 ωωωω2 ωωωω3 ωωωω4 ωωωω5

x1 x2 x3 x4 x5

x

Gph = Gy y

y5 ϕ5

y4 ϕ4

y3 ϕ3

y2 ϕ2

y1 ϕ1

. . . . .

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

. . . . .

.

Phasenkodiergradient (2D)


Auslese- oder Frequenzkodiergradient Gr (z.B. Gx)Schaltung während des Signalauslesens:

Sendefrequenzen ωωωωx der Spins abhängig vom Ort x

ωωωω1 ωωωω2 ωωωω3 ωωωω4 ωωωω5

x1 x2 x3 x4 x5x

Gr = Gx

y

. . . . .

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

.

. . . . .

.

Frequenzkodiergradient (2D)


Bildgebung 3D

1. Anregung des gesamten Bildvolumens2. Schaltung der Phasengradienten Gz und Gy

zwischen Anregung und Signalauslesen.3. Schaltung des Lesegradienten Gx während des

Signalauslesens.


AnregungAuslesenSchichtdickeAuflösungOrtkordierung

Gs, Gph, Gr = Scheiben-, Phasen-, bzw. Lesegradient

2D / 3D - Bildgebung

2D• einzelne Schicht• einzelne Schicht• max. 2 mm• nicht isotrop• Gs, Gph, Gr

3D

• gesamtes Volumen• einzelne Schicht• < 1 mm

• isotrop• Gs (als Gph), Gph, Gr

Signal-to-Noise-Ratio S/N

Messzeit


Bildrekonstruktion

Lauterbur PC, Nature 1973; 242: 190

Rückprojektion

FTFTFT

Fourier-Transformation

RohdatenbildFrequenzraum „k-Raum“

MR-BildOrtraum


t = TE

Spinecho

90°-Puls

180°-Puls

T2*-Relaxation

t = 0

0 < t < TE/2

t = TE/2

x´

z´

y´

x´

z´

y´

x´

z´

y´

x´

z´

y´

Pulssequenzen: Spinecho (SE)


Gs

HF

Gph

Gr

MR-Signal

90° 180°

Echozeit TE

Repetitionszeit TR

Pulssequenzen: Spinecho (SE)

FID ECHO


TR

Pulssequenzen: Multislice SE90° 180°

TE90° 180°

TE 90° 180°

TE

90° 180°

TE

Schicht 1 Schicht 1

Schicht 2

Schicht 3


Pulssequenzen: Schnelles SpinechoFSE, TSEMehrere 180°Pulse, deren

Echos unterschiedlich phasenkodiert werden

Deutlich kürzere Messzeiten als mit der SE-Technik

K-Raum


Pulssequenzen Gradientenecho

FLASH, SPGRAnregung mit Flipwinkel

αααα < 90°Gradientenumkehr statt 180°-Puls

Kürzere Messzeit als SE-Technik3D-Bildgebung

Höhere Anfälligkeit für SuszeptibilitätsartefakteTR

TE

αααα


Bildqualität

1−≈ BWNNVNS acph/

Messzeit

Voxelgröße

Signal-Rauschen

phr NNSDFOV

V××

=

TRNS ≈/

)(XXX partacph NNNTRT =


GewebeparameterProtonendichte PD,T1-Relaxationszeit*, T2-Relaxationszeit*

Pulssequenz

ScanparameterRepetitionszeit TR,Echozeit TE,Fettunterdrückung,Flipwinkel, Echozuglänge, ...

* durch Kontrastmittel beeinflussbar

Signalverhalten


Gewebeparameter *

*bei 1.5 Tesla

Gewebe T1 (s) T2 (ms)

Liquor 0.8 - 20 110 - 2000

Weisse Substanz 0.76 - 1.08 61-100

Graue Substanz 1.09 - 2.15 61 - 109

Hirnhaut 0.5 - 2.2 50 - 165

Muskel 0.95 - 1.82 20 - 67

Fett 0.2 - 0.75 53 - 94

Fletcher LM et al, Magnetic Resonance in Medicine 1993; 29: 623-630


Betonungen in der SE-Technik

TR TE

Kurze T1

Lange T1

S = PD (1 - e-TR/T1) e-TE/T2

Protonendichte-Betonung TR >>T1, TE << T2

T1-Betonung TR T1, TE << T2

T2-Betonung TR >>T1, TE T2

≈≈

Kurze T2

Lange T2

)(tMxy

v

)(tMz

v


Betonungen in der SE-Technik

BetonungTRTEsignalreich

signalarm

T1400-60010-20Gewebe mit kurzer T1: Fett, weisseSubstanzGewebe mit langer T1: Flüssigkeit, Liquor

T22000-300070-120Gewebe mit langer T2: Flüssigkeit, LiquorGewebe mit kurzer T2: Muskel

PD2000-300010-20Gewebe mit hoher PD: Fett

Gewebe mit niedriger PD


Anwendungsbeispiel: Infarktdiagnostik


Anwendungsbeispiel: Cardiac MRI

Larson AC et al. , Magnetic Resonance in Medicine 2004; 51(1): 93-102


Anwendunsbeispiel:Gelenke

SE (1500 / 20), scan time 13 min GRE (400 / 7,5 / 75°), scan time 3 min

Hodgson RJ et al., Investigative Radiology 1995, 30(9): 522-531

2.4 T, SD 1 mm, 150 x 75 µm


Anwendungsbeispiel: Gelenke

MRI of the musculoskeletal system, TH Berquist ed.

FSE FSE + FS

Verbesserung des Bildkontrastes durch Fettunterdrückung.


Leberhämangiom (2D GRE, T1, KM-Anflutung)

pre KM2:24 post KM

4:33 post KM4:01 post KM

Anwendungsbeispiel: Tumordiagnostik


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, z.B. Gd3+, Mn2+

chelatisiert

GdDTPA (Magnevist) negativ geladenProHance, Omniscan ungeladen

Eine neue Klasse von MRT-Kontrastmitteln, USPIO (ultrasmallsuperparamagnetic iron oxide)

Verkürzung der T2-Relaxation


Anwendungsbeispiel:fMRI

Baudewig J et al., Magnetic ResonanceImaging 2003, 21(10): 1121-1130

BOLD blood oxigenation leveldependent


Anwendungsbeispiel: Angiographie

Aorta und Nieren HerzkranzgefäßeHuber ME, MRM 2003, 49(1): 115-121De Koning PJH, MRM 2004, 50(6):1189-1198


Anwendungsbeispiele: Spektroskopie1H

13C

31P

Henry PG et al., MRM 2004, In press

Lei H et al., MRM 2003, 49: 199–205.

Ugurbil K et al., MRI 2003, 21(10): 1263-1281


Risiken:• Herzschrittmacher, ferromagnetische Gefäßclips, etc.

Kontraindikationen für MR-Untersuchung!

Nebenwirkungen:• Anziehung von ferromagnetischen Metallteilen• Geräusche (durch das Gradientenschalten)• Schwindel, Erwärmung des Patienten, ...(?)

Grenzwerte für B0, dB/dt, SAR (spezifische Absorptionsrate)EU: ICNIRP (International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection)

USA: FDA

...zu Risiken und Nebenwirkungen...


Zukunftsperspektiven

• Verbesserung der räumlichen und zeitlichen Auflösung bei optimaler Bildqualität

z.B. Feldstärke, Gradienten, Spulen• quantitative MRT

z.B. Morphometrie, T1-, T2-Maps, Diffusion, Perfusion

• nichtinvasive Gefäßdiagnostik (MR-Angiographie) für alle Gefäßregionen

• dynamische Studienz.B.: Kontrastmittelakkumulation

• funktionelle Studienz.B.: Herzbewegung, Hirnaktivität

• Molecular Imaging• MRT-gesteuerte und -überwachte Intervention

z.B.: Biopsie

Ganzkörperscan Siemens AvantoTIM (total imaging matrix)


Literatur: www.cis.rit.edu/htbooks/mri


T2 Messung


T1-MessungInversion Delay

S = PD ((1 - 2e-TI/T1) + e-TR/T1) e-TE/T2

0.05 s 0.15 s 0.3 s 0.5 s

0.8 s 1.2 s 1.6 s 2.0 s

TI = T1 ln2

Pulssequenz: Inversion Recovery (IR)


Magnetisierungstransfer (MT)-Imaging

• Knorpel zeigt einen starken MT-Effekt.• Der MT-Quotient beschreibt diesen Effekt quantitati v.

Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik Imaging.pdfEine neue Klasse von...

Documents

Transcript of Einführung in die Grundlagen der Medizinische Physik Imaging.pdfEine neue Klasse von...