Post on 14-Jun-2018
transcript
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)
Magnetresonanztomographie
Magnetresonanztomographie3
EinfEinfüührunghrung
SpinphysikSpinphysik
PulssequenzenPulssequenzen
BildgebungBildgebung
SignalverhaltenSignalverhalten
AnwendungsbeispieleAnwendungsbeispiele
Magnetresonanztomographie
Magnetresonanztomographie4
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?
Magnetresonanztomographie5
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
Magnetresonanztomographie6
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
Magnetresonanztomographie7
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
Magnetresonanztomographie8
Hardware
Imaging System ComponentsMagnet incl. cooling RF Receiver
Viewing Console
Gradient Power System
Scan Control UnitRF Transmitter
Magnetresonanztomographie9
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
Magnetresonanztomographie10
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 %
Magnetresonanztomographie11
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 // ∆−=+−
Magnetresonanztomographie12
Thermisches Gleichgewicht
Nettomagnetisierung = Longitudinale Magnetisierung zMv
0Mv
Konvention: z = Patientenlängsachse
Magnetresonanztomographie13
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
Magnetresonanztomographie14
Anregung der Spins
Laborsystem
z
y
x
0ωvzMv
xyMv
0Bv
z = z´
y = y´
αααα
x = x´
0ωv
xyMv
zMv
Rotierendes Koordinatensystem
Magnetresonanztomographie15
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
Magnetresonanztomographie16
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
Magnetresonanztomographie17
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!
Magnetresonanztomographie18
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
Magnetresonanztomographie19
Schnittebenen und Koordinaten in der klinischen Bildgebung
anterior
posterior
rechts
links
superior
inferior
= Transversal
Magnetresonanztomographie20
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
Magnetresonanztomographie21
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)
Magnetresonanztomographie22
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
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Phasenkodiergradient (2D)
Magnetresonanztomographie23
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
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Frequenzkodiergradient (2D)
Magnetresonanztomographie24
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.
Magnetresonanztomographie25
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
Magnetresonanztomographie26
Bildrekonstruktion
Lauterbur PC, Nature 1973; 242: 190
Rückprojektion
FTFTFT
Fourier-Transformation
RohdatenbildFrequenzraum „k-Raum“
MR-BildOrtraum
Magnetresonanztomographie27
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)
Magnetresonanztomographie28
Gs
HF
Gph
Gr
MR-Signal
90° 180°
Echozeit TE
Repetitionszeit TR
Pulssequenzen: Spinecho (SE)
FID ECHO
Magnetresonanztomographie29
TR
Pulssequenzen: Multislice SE90° 180°
TE90° 180°
TE 90° 180°
TE
90° 180°
TE
Schicht 1 Schicht 1
Schicht 2
Schicht 3
Magnetresonanztomographie30
Pulssequenzen: Schnelles SpinechoFSE, TSEMehrere 180°Pulse, deren
Echos unterschiedlich phasenkodiert werden
Deutlich kürzere Messzeiten als mit der SE-Technik
K-Raum
Magnetresonanztomographie31
Pulssequenzen Gradientenecho
FLASH, SPGRAnregung mit Flipwinkel
αααα < 90°Gradientenumkehr statt 180°-Puls
Kürzere Messzeit als SE-Technik3D-Bildgebung
Höhere Anfälligkeit für SuszeptibilitätsartefakteTR
TE
αααα
Magnetresonanztomographie32
Bildqualität
1−≈ BWNNVNS acph/
Messzeit
Voxelgröße
Signal-Rauschen
phr NNSDFOV
V××
=
TRNS ≈/
)(XXX partacph NNNTRT =
Magnetresonanztomographie33
GewebeparameterProtonendichte PD,T1-Relaxationszeit*, T2-Relaxationszeit*
Pulssequenz
ScanparameterRepetitionszeit TR,Echozeit TE,Fettunterdrückung,Flipwinkel, Echozuglänge, ...
* durch Kontrastmittel beeinflussbar
Signalverhalten
Magnetresonanztomographie34
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
Magnetresonanztomographie35
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
Magnetresonanztomographie36
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
Magnetresonanztomographie38
Anwendungsbeispiel: Cardiac MRI
Larson AC et al. , Magnetic Resonance in Medicine 2004; 51(1): 93-102
Magnetresonanztomographie39
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
Magnetresonanztomographie40
Anwendungsbeispiel: Gelenke
MRI of the musculoskeletal system, TH Berquist ed.
FSE FSE + FS
Verbesserung des Bildkontrastes durch Fettunterdrückung.
Magnetresonanztomographie41
Leberhämangiom (2D GRE, T1, KM-Anflutung)
pre KM2:24 post KM
4:33 post KM4:01 post KM
Anwendungsbeispiel: Tumordiagnostik
Magnetresonanztomographie42
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
Magnetresonanztomographie43
Anwendungsbeispiel:fMRI
Baudewig J et al., Magnetic ResonanceImaging 2003, 21(10): 1121-1130
BOLD blood oxigenation leveldependent
Magnetresonanztomographie44
Anwendungsbeispiel: Angiographie
Aorta und Nieren HerzkranzgefäßeHuber ME, MRM 2003, 49(1): 115-121De Koning PJH, MRM 2004, 50(6):1189-1198
Magnetresonanztomographie45
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
Magnetresonanztomographie46
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...
Magnetresonanztomographie47
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)
Magnetresonanztomographie50
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)