Kernspintomographie - technik
Werbung
Kernspintomographie Teil I Grundprinzip Teil II Gerätetechnik Kernspintomographie Teil I Grundprinzip Teil II Gerätetechnik Kernspintomographie Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Kernspintomographie Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Kernspintomographie Kernspintomographie Magnetresonanztomographie H-NMR Funktionsprinzip: Ausnutzen der charakteristischen Eigenschaften von Protonen und Neutronen: Spin und seine magnetischen Eigenschaften erste Anwendung: seit 1980 sind die ersten klinischen Geräte im Einsatz, entdeckt wurde der Effekt 1946 von Bloch und Purcell Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Der Spin Das einfache Atommodell Elektronen Atomkern Atomkern [1] bestehend aus Protonen und Neutronen, umgeben von Elektronen Der Spin Modellvorstellung Proton näher betrachtet: es besitzt einen Spin Vergleich: Drall einer Billardkugel [1] Richtung: rechte Hand-Regel Spin ist Maß für den quantenmechanischen Zustand eines Kernteilchens Spin ist nie Null Spin kann lediglich in Ausrichtung variieren Der Spin Weitere Modellvorstellung: Verhalten wie Stabmagnet [1] Der Kernspin erzeugt eine magnetische Kraft Elementarmagnet Vorraussetzung für Kernresonanzmessungen Der Spin Der Spin von Protonen und Neutronen Atomkerne mit gerader Ordnungs- und Massenzahl magnetisch neutral Atomkerne mit ungerader Ordnungs- und/oder Massenzahl resultierender Kernspin, magnetresonanzfähig [1] Beispiel: 136C mit 6 Protonen und 7 Neutronen 2/3 der natürlichen Isotope sind magnetresonanzfähig Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Spins im Tomographen Betrachtung von kleinen Volumenelementen: „Voxel“ Die Spinvektoren räumlich addiert ergeben die Magnetisierung M bei keinem angelegten Feld ist M = 0, da sich die Spins im statistischen Mittel aufheben [1] Spins im Tomographen Spins im H-Feld Parallele und antiparallele Ausrichtung der Spins, M ist sehr schwach M ist ortsabhängig und ungleich 0 verschiedene Werte M macht man sich zu Nutze [1] H Spins im Tomographen M=0 M=0 Überschussspins H=0 Energieniveaus H≠0 der Spins Magnetisierung durch Energieaufspaltung Gesamtenergie sinkt es herrscht dynamisches Gleichgewicht Bilanz Bei einer Feldstärke von 1T beträgt der ÜberschussspinAnteil 6ppm Messbare Magnetisierung resultiert aus der grossen Menge an Wasser im menschlichen Körper, Vorteil für MR Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Spinpräzession Der Spin beschreibt eine Kegelbewegung in Richtung des angelegten Magnetfeldes z Präzessionswinkelge- schwindigkeit M =B = Larmorfrequenz = gyromagnetische Verhältnis der Atomkerne H y [1] x Kern 1 * [MHz/T] H 42,6 31P 17,2 19F 40,0 13C 10,8 [2] meist wird * = f / B angegeben 0 Spinpräzession H [1] Präzessionsbewegungen Vektorsumme phasenverschoben =0 keine Magnetisierung in xy-Ebene Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben MR-Signal HF-Puls als Anregung HF-Puls als zirkular polarisierte Welle verursacht zusätzlich ein rotierendes Magnetfeld ωHF-Puls = ωSpin Resonanz, Magnetisierung kippt HF-Puls Flipwinkel Je grösser die Energie des HF-Pulses ist, desto weiter kippen die Spins [1] H MR-Signal Die zwei Komponenten der Magnetisierung Längsmagnetisierung Quermagnetisierung Mz Mxy [1] H MR-Signal HF-Puls Annahme: 90° HF-Puls Spins in Phase Resultierendes Mxy, das mit Larmorfrequenz rotiert H Dynamoprinzip [1] Rotierendes Mxy kann Strom in eine Spule induzieren Sensorik FID: Free Induction Delay Abfallendes MR-Signal [1] Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Spin-Gitter-Relaxation Längsrelaxation Exponentieller Aufbau des ursprünglichen Zustands mit Zeitkonstante T1 Mxy relaxiert in ursprüngliches Mz Wechselwirkung mit benachbarten Atomen T1 ist gewebeabhängig T1 Unterschiede als Kontrast sichtbar Fett Wasser [1] [1] Spin-Spin-Relaxation Querrelaxation Wechselwirkung mit benachbarten Spins exponentieller Zerfall der Quermagnetisierung Mxy, allerdings mit Zeitkonstante T2 auch T2 ist gewebeabhängig, T2 Unterschiede als Kontrast sichtbar es gilt T1 > T2 [1] [2] Spin-Echo Trick gegen Querrelaxation nach 90°-Puls einen 180°-Puls nachschicken Phasenlage drehen – Vektoren spiegeln Rotationsrichtung beibehalten kurzzeitig sind Vektoren der Quermagnetisierung nochmals in Phase (Bild: 3 langsam, 1 schnell) [1] TE = Echozeit [1] Einleitung Physikalische Grundlagen, Modellvorstellung Spins im Tomograph Modellverfeinerung Entstehung des MR-Signals Spin-Relaxation und Spin-Echo Grundlagen der Tomographie Zusammenfassung Quellenangaben Grundlagen der Tomographie Durch HF-Pulse wurde ortsabhängiges Mxy erzeugt Dieses Mxy kann als MR-Signal gemessen werden zur Bilderstellung ist eine Ortskodierung der Signale nötig y z x Selektive Anregung HF-Puls und Gz-Gradientenfeld wird eingeschaltet durch Gz-Gradientenfeld werden Schichten auf verschiedene Lamorfrequenzen gebracht eine Schicht reagiert „sensibel“ auf HF-Puls „Selektion“ y ω z x z Gz [3] Phasenkodierung Ortsinformation wird über die Phase kodiert kurzzeitiges Anlegen eines Gradienten z. B. in y-Richtung Spins erfahren unterschiedliche Beschleunigung Phasenunterschied prägt sich ihnen entsprechend ihrer Lage auf der y-Achse ein y y z x Gy= 0 Gy≠ 0 Gy= 0 [3] Frequenzkodierung Ortsinformation wird über die Frequenz kodiert Anlegen eines Gradienten während des Auslesevorganges z. B. in x-Richtung je nach Lage in x-Richtung rotieren die Spins schneller oder langsamer y z x x Gx [3] Zusammenfassung Teil I Spin-Eigenschaften Verhalten der Spins im Magnetfeld Spins in Resonanz mit HF-Puls Entstehung des MR-Signals Effekte: Relaxation und Echo Ortskodierung der Signale Stefan Paulus, Juli 2004 Kernspintomographie (MR) Teil I Teil II Grundprinzip Gerätetechnik MR-Gerätetechnik Systembauweisen und Komponenten Die Spulensysteme Die Magnettypen Supraleitende Magneten Das Gradientensystem Das Hochfrequenzsystem Vom Signal zum Bild Die Kontraste (T1- oder T2-Gewichtung) Das Computersystem Unterschiede MR – CT Zusammenfassung MR-Untersuchungsraum www.siemens.de Systembauweisen von Tomographen Systembauweisen Röhrenförmige Systeme Starkes Magnetfeld mit hoher Homogenität Aber: eingeschränkter Raum Ganzkörpersystem Offene Systeme (C-Bogen) Bewegungsstudien Interventionelle Verfahren Geringe Feldstärke und Homogenität Spezialsysteme Untersuchungen an Extremitäten, Gelenken, Proben Unterschiedliche Feldstärke Die MR-Systemkomponenten Spulensysteme Magnetfeldtypen Magnettypen Permanentmagneten, Elektromagneten Geeignet für offene Systeme Geringe Feldstärken (0,01 bis 0,35 T) Gewicht bis 80 t Supraleitende Magnete Hohe Feldstärken (0,5 bis 3,0 T) He muss alle 6 - 60 Monate nachgefüllt werden Gewicht etwa 8 t Ultrahochfeldmagnete 7 bis 8 Tesla zu Forschungszwecken Supraleitende Magnete Magnetaufbau Multifilamentdraht 30 Niob-Titan-Fäden mit je Ø 0,1 mm Eingebettet in Kupfermatrix (Ø 2 mm) Drahtlänge 10 km bei Wickel-Ø 55 cm Stromfluss bis zu 500 A verlustfrei Gekühlt mit flüssigem Helium (4,2 K = -268,8 °C) Zusätzliche Kühlung des Schirmes auf etwa 20 K (innen) bis 70 K (außen) mithilfe von Kältemaschinen Effekte supraleitender Magnete „Aufladen“ Kurzschlussbrücke im Magneten wird erhitzt Hoher Widerstand Stromquelle wird angeschlossen Ist die gewünschte Stromstärke erreicht, kann die Heizung abgeschaltet werden Magnetspule vollständig supraleitend, Stromquelle entfernen „Quench“ Kleiner normalleitender Bereich heizt sich auf Nachbarbereiche werden sofort normalleitend ohmsche Heizung Flüssiges Helium verdampft in Minuten Beseitigen von Inhomogenitäten Shimmen des Hauptfeldes Passiver Shim: kleine Eisenplatten kompensieren Fertigungs- und Ortspezifische Inhomogenitäten Aktiver Shim: Kleine Shim-Spulen kompensieren interaktiv Störungen des Magnetfelds durch den Patienten selbst (absorbiert bis 500W Leistung => Umsetzung in Wärme). Shimströme werden individuell für eine gewählte Pulssequenz eingestellt und optimiert Das Gradientensystem Drei Spulenanordnungen für drei Raumrichtungen (x, y, z) Angetrieben durch Gradientenverstärker schalten bis zu 500 A in extrem kurzer Zeit ( > 500 kA / s) Starke mechanische Kräfte (bekannte Klopfgeräusche) Leistungsfähigkeit wird bestimmt durch SR SR (Slew Rate) wird charakterisiert durch maximale Amplitude und minimale Anstiegszeit (typisch 50 – 200 Ts/m) Das Hochfrequenz-System HF Antennen (Spulen) Körperspule Sonderspulen liegen lokal am Körper ist in das System integriert SNR besser Arrayspulen (IPA) bis zu 16 Spulen gleichzeitig CP (Zirkular polarisierte HF-Wellen) HF-Sende- & Empfangsverstärker HF-Sendeverstärker Vorverstärker erzeugt Sequenzen von HF-Pulsen (1 - 180 MHz) mit wechselnder Mittenfrequenz und präziser Bandbreite Sendeverstärker erzeugt erforderliche Leistung HF-Empfangsverstärker Sehr rauscharmer analoger Verstärker Anschließend Digitalisierung Wiederholung : Vom Signal zum Bild B00+Gzz Selektive Anregung: ω0 = +γ (B00 + Gzz) Die Pulssequenz Kodierung und Farbraum Phasenkodierung ωp = -γGyyTy Rohdaten und Bilddaten K-Raum Bild- Raum Kontraste TR = Repetitionszeit (Quermagnetisierung) TE = Echozeit (Selektive Anregung) T1-Kontrast T2-Kontrast TR kurz, TE kurz TR lang, TE lang Protonendichtek. TR lang, TE kurz Das Computersystem Bildrechner Rekonstruktion mit Hilfe der 2D-Fourier-Trafo Hoher Arbeitsspeicher ( > 1 GB RAM) Ca. 100 Bilder / s bei 256² Bildpunkten Steuerrechner Multitaskingfähiges Dateneingabe, Mehrere Userinterface Messablauf, Bilddarstellung schnelle Prozessoren Software (Linuxbasiert) Unterschiede MR - CT Magnetresonanz Neuere Technologie Keine Strahlenbelastung Bessere Darstellung von Gewebe Kostenintensiver Zeitintensiver Auflösung 0,5 mm Funktionelle Angiographie (ohne EKG) Computertomograph Ältere Technologie Röntgenstrahlenbelastung Gute Darstellung von Knochen Relativ günstig Rasche Untersuchung Auflösung 0,1 mm Angiographie (erfordert Kontrastmittel) Zusammenfassung Teil II Die Magnettypen Das Gradientensystem In 3 Dimensionen (zur Ortskodierung) Das Hochfrequenzsystem Vorwiegend supraleitende Magneten HF-Puls bringt Spinensemble aus dem Gleichgewicht Computersystem Bildrechner rekonstruiert MR-Bild mithilfe von 2D-FT Quellenverzeichnis Bildgebende Verfahren in der Medizin Olaf Dössel, Springer Verlag Berlin 2000 Bildgebende Systeme für die medizinische Diagnostik Heinz Morneburg, Publicis MCD Verlag, Erlangen 1995 Magnete, Spins und Resonanzen Siemens AG 2003 Jahre Innovationen – MR bei Siemens Siemens AG 2003 25 www.siemens.de Seminar gehalten am 8. Juli 2004 am Lehrstuhl für Sensorik (Prof. Lerch), Tech. Fak. der FAU Erlangen-Nürnberg von Stefan Paulus (Teil I) & Kurt Höller (Teil II) Alle Bilder von Siemens Medical Solutions AG
