Zusammenfassung zu MRT und MRI von

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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 abda 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 )
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