strukturelle Magnetresonanz-Tomografie (MRT)/ Magnetresonance-Imaging (MRI) Prinzip: Verwendung magnetischer Felder und Radiofrequenzen zur Manipulation atomarer Kerne des Blutes (nur bei ungerader Protonenzahl) Geschichte des MRI’s -1946 wurde erstmals von Bloch & Purcell (Nobelpreis) das NMR Phänomen beschrieben (Nuclear(Ausnutzung der spezif. Spinfrq. Von Atomen) Magnetic Resonance später umgenannt, weil Nuclear vorbelastet war und NMR Abkürz. Für Einlaufschlauch ist) -50er bis Anf. 70er entwickelte sich NMR als analytisches Verfahren für Naturwissenschaften (1971 z.B. entdeckt, dass Krebsgewebe andere MR-Eigenschaften hat als gesundes Gewebe) -in den 70ern dann Weiterentwicklung für medizinische Zwecke: zuerst Back-Projection (3D –Info durch Gradients), dann Echo-Planar- Imaging (durch Gradienten kann komplettes Hirn in 2 sek. Gescannt werden)für beides gabs wieder Nobelpreis -in den 80ern durch stärkere Scanner (mehr Tesla) und verbesserte Methoden noch bessere zeitl. Und räuml. Auflösung 1982 erster kommerzieller Scanner, aber erst 1985 klin. Zulassung - 1990 durch Ogawa funtionelles MRI (BOLD mit T2*) entwickelt und 1992 erste Bilder veröffentlicht Vorteile -nicht invasiv (vgl. PET) -Keine gewebsschädigende Strahlung (da Radiowellen nicht genug Energie haben) -funktionale Daten des fMRI lassen sich schnell integrieren -hohe räumliche und auch noch recht hohe zeitliche Auflösung -billiger in Anschaffung und Erhaltung (vgl. PET) Funktionsprinzipien -Spinrichtung ohne angelegtes Magnetfeld zufällig Net Magnetization (longitudinale Achse) Die H-Atome richten sich entweder parallel (unteres Energieniveau) zu B0 (externes Magnetfeld auf longit. Achse) oder antiparallel (oberes Energieniveau) aus. MEHR RICHTEN SICH PARALLEL AUS, das ist die Net(to) Magn.( Mz) in Richtung des externen, Permanenten Magn. Felds B0 (B1 ist externes elektromagn. Feld durch Radiofrq.) dabei steigt die Net Magn. Proportional zu B0 ; d.h. je stärker der Scanner (5 statt 3T) desto stärker auch das Signal; s. Lamorfrq. Atome (& Protonen) Für MRI Allg. nur Atome mit ungerader Protonenanzahl DA: z.B. bei H das eine Proton allein um den Kern kreist und ihn damit zu „instabiler“ zusätzlicher Kreiselbewegung (Precession) bringt. entspr. Kleinen Magneten, mit den parallelen Kernen als positivem und den antipar. Kernen als negativem Pol (gerade Zahl: spins der Protonen heben sich gegenseitig auf und Kern bleibt stabil) am besten Wasserstoff, da: häufigstes Element, auch im Körper (10hoch21 in einem Voxel), und liefert damit stärkstes Signal, auch wenn sich nur ungefähr 3/10.000% der H-Protonen ausrichten Die Frq. Der Precession entspr. Dabei der spezif. Lamorfrq. (ω 0) Jedes Elements. Diese ergibt sich aus der spezif. Spinfrq. Jedes Elements (gyromagnetic ratio (γ,gamma)) und der Stärke des jeweiligen externen Magnetfeldes (B0) - je stärker desto höher Spinfrq., desto stärker das Signal; (ω 0 = γ mal B0). -Entsprechend ω 0 muss auch die Radiowellenfrq. Ausgewählt werden (resonance equation-Gleichheit) - γ von H = 42 MHz/ T Flip Magnetization (to transverse Achse) Jetzt sind gibt es eine longitudinale Magn. (vertikal, Mz) durch die Ausrichtung der Kerne in transverser (horizontal, Mxy) Ebene sind aber alle Bewegungen immer noch zufällig; d.h. die Phase der Precession ist bei allen Kernen eine unterschiedliche (bewegen sich „außer Phase“) durch den ausgesandten Radiofrq. Puls in Lamorfrq. Wird jetzt 2erlei bewirkt: 1. die Kerne absorbieren die Radiofrq. ENRGIE und einige springen aus dem unteren in das obere Energieniveau (antiparallele Ausrichtung) Net Magn. Verringert sich 2. Die Kreiselbewegung aller Spins wird gleichgeschaltet (precess in phase) es entsteht Magnetisierung in der transversen Ebene Der Flip Angle, welcher die Änderung der Magn. Zw. Mz und Mxy beschreibt, kann variiert werden (muss nicht 90 Grad sein) und verändert den Bildkontrast Relaxation 1. Da der niedrigere Energiezustand aber der stabilere ist, springen die Kerne unter Abgabe der Radiofrq. Energie wieder auf das niedrigere Energieniveau Net Magn. In longitud. Ebene (MZ) steigt wieder in Abhängigkeit von den Gewebseigenschaften der einzelnen Bereiche (die im Bild später auch zu unterschiedl. Kontrasten führen) = T1 Relaxation (Zeitkonstante für Relaxation von Mxy zurück zu MZ) 2. Durch Magnetfeldinhomogenitäten ist die Lamorfrq. Der einzelnen Kerne nicht komplett ident. Dadurch kommt es mit der Zeit wieder zu einer Kreiselbewegung außer Phase Net Magn. In transverser Ebene (Mxy) fällt ab in Abhänigkeit von den Gewebseigenschaften der einzelnen Bereiche = T2 Relaxation (Zeitkonstante für Relaxation von phasisch zurück zu dephasisch durch spin-spin Interaktion) Dieser Zerfall des Signals von Mxy ist Grundlage der Messung und nennt sich Free Induction Decay (Messung:10-100ms Readout Intervall) hier direkte Verbindung zu Hb-Oxygenierungsniveau zu: Zeitkonstanten (bzw. Kontrasteinflüssen) TR = Repetition Time d.i. Zeit bevor T1 ausgelesen wird bzw. man spins erneut kippt. In dichtem Gewebe ist T1 kürzer als in weniger dichtem, da höhere spinspin Interaktion vorliegt TE = Time to Echo d.i. Zeit bevor T2 ausglesen wird. In dichtem Gewebe T2 (Zeit des Signalzerfalls) kürzer, da höhere spinspin Interaktion (liegen z.B. in Fett näher beieinander) Wird bei strukturellen Bildern T1 länger gewählt, da dies den Kontrast zw. (un-)dichtem Gewebe bis zu best. Punkt erhöht (man wartet bis Kontrast zw. Interessierenden Geweben max. ist) und T2 kurz, da dann Störung des Signals durch deooxy. Blut am geringsten ist Bei funktionalen Bildern T1 kurz u. T2 länger, aber insg. kürzer (2sek.für alle Schichten), da Kontrast weniger wichtig ist als zeitl. Verlauf/Veränderungen + Fokus auf T1 wichtig für strukturelle Bilder/ T2 vor allem gegenüber BOLD sensibel T2* ist eigentlich gemessenes T2 Signal, da es nicht nur Spin-Spin Interaktion sondern auch Inhomogenität des Magnetfeldes miteinbezieht (Kopf im Magnetfeld nicht so ausrichtbar, dass überall homogenes Magn. Feld anliegt) natürl. Verfällt durch Einbezug weiterer Störgröße das Signal noch schneller Standardwerte für T1 u. T2 von Geweben orientieren sich an Protonendichte und Zeit, bis T1 u. T2 zu 66% erfüllt sind (zurückgesprungen / dephasisch) Kontrasteinflüsse T1, T2, Protonendichte interindividuelle Einflüsse / nicht manipulierbar TE, TR, Flip Angle manipulierbare Einflüsse T1/T2 Gewichtungen in Bildern T1-Gewichtung: kurze TR und TE – gute Bilder physiologischer Strukturen T2-Gewichtung: lange TR und TE – gute Bilder pathologischer Strukturen u. strukturelle deoxy-Hb-Level Visualisierung Protonendichte: lange TR kurze TE Störeffekte -Durch schwachen Magneten und unperfekte Ausrichtung des Kopfs entsehen Inhomogenitäten in B0, die durch shimming rausgeebnet werden -An Schwellen zw. Gewebe und Luft (z.B. Ohren) laufen spins so schnell außer Phase, dass kein T2 Signal gemessen werden kann -deoxy. Blut in Adern stört auch Magnetisierung in anliegenden Neuronenpopulationen Rekonstruktion 1. Schicht nach Schicht angewählt und Info durch Frequency- und Phase-Encoding ausgelesen 2.Daten dann in virtuellen K-Space geladen 3.Über Fourier Transformation werden Daten aus K-Space in Bild transformiert (-Voxel = VOLumetr. piXEL -Je dünner die Schichten desto höher wird räuml. Bei fallender zeitl. Auflösung) Magneten & Spulen Magnet: 3T entspr. 60.000 dem Magnetfeld der Erde (erdfeld= 0.5 Gauss u. 10.000 Gauss=1T) - Ist immer an Head Coil (magnetspule) – geht ums ganze Hirn herum, um alles zu sehen Surface Coil – nur um best. Bereich zu sehen, aber mit hoher Auflösung (Voxel bis: 1mm X 1mm X 1mm) Beinhalten: Radio Frequency Coil – sendet spezif. Frq. Puls aus und empfängt ihn wieder/ liegt nah am Kopf, weil Signale so klein sind =Receiving coil- misst FID Gradient Coil – legt an jeder Stelle ein etw. anderes Magnetfled an, um später räuml. Rückschluss zu ermöglichen Wechsel zw. Den versch. Schichten/Gradienten macht den ganzen Krach Sicherheit Alle magnetischen (metallischen) Gegenstände vor dem Scanraum ablegen -dazu sicherstellen, dass alle diese Regel kennen und sich neben obj. Tests (screening) auch subj. selbsttesten (hab ich wirklich alles abgelegt?) -darauf achten, dass Pat. Kein Metall im Körper tragen (Pacemaker, Goldkronen, etc) -Pat. In Röhre fixieren, da Bewegung Strom im Körper induziert -Leiter nicht in Kreisform legen (z.B. EEG-Kabel), sonst wird Strom induziert Verbrennungen -Kopfhörer für Pat., weil’s schädlich laut wird - mögl. Klaustrophobie in engem Scanner SAR-Specific Absoption Rate = durch RF Energie erzeugte Gewebserwärmung, die noch von Körper selbständig abgekühlt werden kann, DABEI: je mehr Spins man kippen will, desto größer Flip Angle, desto größer aufzuwendende Energie, desto kürzer Zeit ,die man Person im Scanner lassen kann QUENCH- Notfallknopf, mit dem die Magnetfeldstärke sofort stark abnimmt, da alles Helium abgelassen wird ersetzt Sauerstoff der Luft und kühlt Raum extrem ab fMRI indirekte Messung von: rCBV, rCBF and Sauerst. Sättigung fMRI vs. MRI MRI: ein Bild mit hoher räuml. Auflösung (8min.) - T1 Kontrast z.B. bei MPrage fMRI: mehrere Bilder mit niedrigerer Auflösung (2sek. pro Bild) – T2 Kontrast z.B. bei EPI(echo planar imaging) Signal unterscheidet sich abhängig von: H-Konzentration (strukturell) H-Konzentration bezogen auf das Verhältnis von Deoxy zu oxygeniertem Blut (funktionell) Hemoglobin: 4 Globinketten mit eisenhaltiger Hemogruppe in der Mitte, die O2 bindet -sind alle 4 Gruppen besetzt (oxygeniert) dann ist Blut DIAMAGNETISCH (hat keine magn. Eigenschaften) -ist blut deoxygeniert dann ist es PARAMAGNETISCH Magn.felder nehmen schneller abda Spins schneller außer Phase geraten d.h. bei starker Oxygenierung ist auch fMRI Signal in tranverser Ebene stärker BOLD Signal (Blood Oxygenation Level Dependent Signal) s.S.44 1.Hemogl. Wird deoxygeniert, sobald das Hirnareal besonders beansprucht wird BOLD Signal geht runter (Initial Dip) 2.Als Folge der erhöhten Beanspr. Wird viel mehr oxy. Blut geliefert, als gebraucht wird BOLD Signal geht hoch, da es nicht durch deoxy. Blut zerstört wird (Overshoot nach ca. 4-6 sek.) 3.Verarbeitung des Stim. Nicht so diskret, daher feuern auch noch ein paar Neuronen nach Ende des Stim., auch wenn Sauerst.lieferung schon aufgehört hat (Post Stimulus Undershoot) 4.nach ca.20-30 sek. Wieder auf Baselineniveau 1 sek. Stimulation hat 20sek. Antwort des Gehirns zur Folge Unterscheidung zw. Event related Signal (zeigt nur Reaktion auf 1 Stim.) und state related Signal (Reaktion auf mehrere Stimuli) Kernspins Jeder H-Kern spint durch das entspr. Proton mit leicht anderer Frq.. Werden sie alle durch Rad.Frq.Puls auf gem. Startpunkt gesetzt, laufen sie je nach Individuum,Situation(wach/Schlaf), Gewebe und Störung (deoxy.) schneller oder langsamer wieder außer Phase. Empir. Befunde 1mal nur Gesichter gezeigt/ 1mal nur Häuser auf statistischer Karte (hat MRI-Bild als Grundlage) werden die Areale angezeigt, in denen sich die Aktivierung für die einzelnen Kondit. Unterscheidet—allerdings sieht man nur Stärke des Unterschieds, nicht absoluten Werte des rCBV für beide Kondit. (D.h. kann sein, dass beide Bereiche kaum beansprucht werden, der eine aber in 1 kondit. Ein bisschen mehr Riesenunterschied )