Magnetresonanztomographie (MR/MRT)

Magnetresonanztomographie (MR/MRT)
Historie
 1946 Kernmagnetische Resonanz (NMR)
Technisches Prinzip von Bloch und Purcell unabhängig voneinander
entdeckt
 1952 Nobelpreis an Bloch und Purcell
 1970 Erstes Hirn-MRT (Meßzeit: 8 Std., Bildverarbeitung: 72 Std)
 1973 Weiterentwicklung in der Medizin im Wesentlichen durch
Lauterbur und Mansfield
 1984 praktische Verfügbarkeit des Verfahrens
 2003 Nobelpreis an Lauterbur und Mansfield
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Physikalische Grundlagen
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Vorbemerkung
 Äußeres Magnetfeld B0 verläuft von
unten nach oben, entlang der Z-Richtung
 Die XY-Ebene verläuft horizontal
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Spins und das MR Phänomen
 Klinische MR verwendet Kerne von 1H zur Bildgebung
 Grundeigenschaft des Protons: Spin  Drehimpuls
 Grundeigenschaft des Protons: Spin  magnetisches Moment
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Spins und das MR Phänomen
 Wie verhält sich ein Spin wenn er in ein starkes Magnetfeld gebracht
wird?
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Larmorfrequenz
 Präzessionsfrequenz der Spins in einem Magnetfeld
 Exakt proportional zur Stärke des Magnetfeldes B0
 Larmorgleichung:
0

0
0     0
Larmorfrequenz in [MHz]
gyromagnetisches Verhältnis, materialabhängig
Stärke des Magnetfeldes in Tesla [T]
 Für Protonen ist  = 42,58 MHz/T ⇒ bei 1,5T beträgt die
Larmorfrequenz 63,9 MHz, im Erdmagnetfeld hingegen nur ca. 1 kHz
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Spins und das MR Phänomen
 Kein magnetisches Feld vorhanden
⇒ Spins rotieren in beliebiger Richtung
 Im Magnetfeld: parallele und anti-parallele
Ausrichtung, parallele überwiegt
 Längsmagnetisierung MZ: „Überschuß“ der
Spins in Richtung B0
(umso größer, je stärker das Magnetfeld)
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Spins und das MR Phänomen

Protonen absorbieren „gerne“ Energie der
Larmorfrequenz (Resonanz)
=> Durch geeigneten HF-Impuls kann
Auslenkung von MZ um z.B. 90°
erreicht werden (90° Impuls)


MZ wird zu MXY und ist jetzt als
Transversalmagnetisierung vorhanden
Mxy wirkt wie Elektromotor: Wechselspannung
der Larmorfrequenz!
=> Messung
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Relaxation
Was geschieht mit den Spins nachdem sie angeregt worden
sind?
Zwei unabhängige Vorgänge bewirken, dass die transversale
Magnetisierung MXY abnimmt
1. T1: Longitudinale Relaxation (Spin-Gitter-Wechselwirkung)
2. T2/T2*: Transversale Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung)
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T1-Relaxation (Spin-Gitter-Wechselwirkung)
 MXY nimmt langsam ab und damit MR-Signal
 MZ baut sich wieder auf
 Energieabgabe der Spins zum Umgebungsgitter
 Zeitkonstante T1 ist abhängig von Stärke des äußeren
Magnetfeldes B0 und der inneren Bewegung der Moleküle
– Bsp.: T1 liegt für Gewebe bei 1,5T zwischen ~0,5 und ~2 Sekunden
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Phase
Bezeichnet einen Winkel:
 B hat gegenüber A eine Phase von +10°, C hat gegenüber A eine
Phase von -30°
 Unmittelbar nach Anregung Phasenkohärenz: Spins präzedieren
synchron, haben alle eine Phase von 0°
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T2/T2*-Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung)
 Verlust der Gleichphasigkeit der Spins (Dephasierung), dadurch
gegenseitige Abschwächung der einzelnen Magnetvektoren
 Verschwinden des Summenvektors in XY-Ebene ohne Abgabe von
Energie an die Umgebung (Spins tauschen untereinander Energie
aus)
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T2/T2*-Relaxation (Spin-Spin-Wechselwirkung)
 Energieaustausch der Spins untereinander
– Zeitkonstante T2 ist unabhängig von der Stärke des Magnetfeldes
 Inhomogenitäten des äußeren Magnetfeldes B0 durch Grenzflächen,
Metall etc. => zusätzlicher Phasenzerfall
– Zeitkonstante T2*
 Relaxationszeit T2* ist i.d.R. kürzer als die T2-Zeit
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Relaxation
 T1- und T2- Relaxation sind voneinander unabhängig und laufen
gleichzeitig ab
 Aufgrund T2-Relaxation zerfällt MR-Signal bereits in den ersten
100 – 300ms
 Längsmagnetisierung MZ hat sich aufgrund T1-Relaxation erst nach
~0,5 – ~5 s wieder voll aufgebaut
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Typische T1 & T2 Werte im Gewebe
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Bildkontrast
Wird vom mehreren physikalischen Größen bestimmt:
 Protonendichte: Anzahl anregbarer Spins pro Volumeneinheit; Gibt
Maximum von Signal an, das von Gewebe abgegeben werden kann
 T1-Zeit: Gibt an wie schnell sich Spins von einer Anregung
„erholen“ und wieder anregbar sind
 T2-Zeit: Bestimmt wie rasch das MR-Signal nach einer Anregung
abklingt
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Bildkontrast
 Protonendichte, T1 und T2 sind spezifische Merkmale, anhand derer
sich verschiedene Gewebe teilweise sehr stark voneinander
unterscheiden
 Ja nachdem welcher Parameter in einer MR-Messsequenz betont
wird, entstehen Bilder mit unterschiedlichem Gewebe-zu-GewebeKontrast
 Bereits OHNE Kontrastmittel ist es möglich Gewebe aufgrund ganz
spezifischer Merkmale voneinander abzugrenzen, die in der
Röntgen-CT praktisch nicht unterscheidbar sind
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Repetitions- und Echozeit
TR: Repetitionszeit
Zeit zwischen
zwei aufeinander
folgenden Anregungen
derselben Schicht
TE: Echozeit
Zeitspanne von der
Anregung bis zur
Messung
Durch Variation von TR/TE Bildkontrast beeinflussen
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Typische T1 & T2 Werte im Gewebe
 T1: 240 – 810 ms
 T2: 40 – 100 ms
 Kontrast: einige Materialien müssen „hell“ sein, andere „dunkel“
=> Man stellt Zeiten ein, welche „irgendwo in der Mitte“ des jeweiligen
Intervalls für T1 und T2 liegen!
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T1-Steuerungsparameter: TR => T1 Gewebekontrast
TR <600 ms
= hoher T1
Gewebekontrast
 Gewebe mit kurzem
Wert „erholt“ sich
schnell = hell
 Gewebe mit langem
T1 erscheint dunkel
Bei langer TR (>1.500
ms) „alle“ Gewebe
gleichmäßig
kontrastiert
=> geringer T1
Gewebekontrast
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T2-Steuerungsparameter: TE = T2 Gewegekontrast
TE ~ 60-100 ms:
Gewebe mit kurzen T2
schon dunkel, mit
langem noch hell
=> hoher T2
Gewebekontrast
TE <30 ms
wenig T2 Relaxation
aller Gewebearten
=> geringer T2
Gewebekontrast
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T1-“Gewichtung“
Kurzes TR => viel
T1 Kontrast
Kurzes TE =>
Unterdrückung der
T2 Relaxation,
wenig T2 Kontrast
TR
TE
T1-gew
kurz
kurz
T2-gew
lang
lang
Protonen
lang!
kurz!
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T2-“Gewichtung“
Langes TR =>
T1 Unterdrückung,
wenig T1 Kontrast
Langes TE =>
T2 Betonung, viel
T2 Kontrast
TR
TE
T1-gew
kurz
kurz
T2-gew
lang
lang
Protonen
lang!
kurz!
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Protonendichte Gewichtung
Sehr langes TR =
Aufbau großer
Magnetisierung
Sehr kurzes TE =
Alle spins noch in
Phase
=> Wo mehr Spins
sind (Wasser),
mehr Signal
TR
TE
T1-gew
kurz
kurz
T2-gew
lang
lang
Protonen
lang!
kurz!
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Überblick Zeiten
T1: 500 – 5.000 ms,
Gewebe 240 – 810 ms
T2: 10 – 300 ms,
Gewebe 40 – 100 ms
TR
TE
T1-gew
kurz
kurz
T2-gew
lang
lang
Protonen
lang!
kurz!
TR = Bildwiderholung
TE = Dt zur Messung
T1 gewichtet
200 – 700 ms
15-40 ms
T2 gewichtet
1.000 – 3.000 ms
60-100 ms
Protonendichte
2.000 – 4.000 ms
10 – 30 ms
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T1 gewichtetes Bild
 Gewebe mit
kurzem T1 (z.B.
Fett) viel Signal
 hell
 Gewebe mit
langem T1 (z.B.
Wasser,
Gehirnflüssigkeit,
Knochen, Luft)
wenig Signal
 dunkel
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T2 gewichtetes Bild
 Gewebe mit
langem T2 (z.B.
Gehirnflüssigkeit,
krankhaftes
Gewebe)  hell
 Gewebe mit
kurzem T2 (z.B.
Knochen,
Verkalkungen,
Luft, Gefäße)
 dunkel
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T2 gewichtetes Bild
 Gewebe mit
langem T2 (z.B
Gehirnflüssigkeit, krankhaftes
Gewebe)  hell
 Gewebe mit
kurzem T2 (z.B.
Knochen,
Verkalkungen,
Luft, Gefäße)
 dunkel
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Protonendichte gewichtetes Bild = Wasserverteilung
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Protonendichte gewichtet vs. T1-/T2-gewichtet
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Bildentstehung
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Schichtwahl
 Larmorfrequenz ~ Magnetfeld
 Überlagerung eines Z-Gradienten Magnetfeldes = „Inhomogen“
 Mit einer bestimmten Frequenz wird genau eine bestimmt Schicht
(schraffiert) angeregt und gibt danach Signal ab!
 Angrenzenden Schichten besitzen andere Resonanzfrequenzen und
werden nicht beeinflusst
 Schichtwahl = Z-Gradient + Larmoranregung
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Schichtposition
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Schichtdicke
Geringer Gradient = dicke Schicht
Starker Gradient = dünne Schicht
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Ortskodierung innerhalb der Schicht
Die Ortskodierung besteht aus zwei Schritten:
1. Phasenkodierung (typischerweise mit Gy-Gradientenfeld)
2. Frequenzkodierung (typischerweise mit Gx-Gradientenfeld)
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Phasenkodierung
 Y-Gradient => Larmorfrequenz ~ Magnetfeld, oben größer als unten
 Obere Spins kreisen schneller, solange Gradient an!
=> Jede Zeile erhält einen Phasenvorsprung, der sie eindeutig
identifiziert
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Phasenkodierung
 Phasengradient wird nach Δt ausgeschaltet
 Alle Spins rotieren wieder mit der gleichen Frequenz
 Aber: Phasenverschiebung bleibt!
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Frequenzkodierung
 X-Gradient => Larmorfrequenz ~ Magnetfeld links kleiner als rechts
 Links präzedieren Spins langsamer als rechts
 Bei Messung bei eingeschaltetem Gradienten werden viele
Frequenzen gemessen, zu jeder Spalte gehört eine charakteristische
Frequenz
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Frequenzkodierung
Bei Messung bei eingeschaltetem Gradienten werden viele Frequenzen
gemessen, zu jeder Spalte gehört eine charakteristische Frequenz
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Ortskodierung
Gemessenes Signal enthält 2 Informationen:
1. Frequenz (Angabe über Herkunft des Signals in X-Richtung)
Dekodierung mittels Fouriertransformation
2. Phasenaufteilung innerhalb jeder einzelnen Frequenz (Angabe über
Herkunft des Signals in Y-Richtung)
Für Unterscheidbarkeit von
n Orten („Zeilen“) sind n
Messungen mit jeweils
unterschiedlicher
Gradientenstärke erforderlich
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Der k-Raum
 Der K-Raum ist eine digitale Repräsentation der MRT-Rohdaten vor
der Fourier-Transformation
 Pro Messung (= Y-Phasengradientstärke) eine Zeile
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Der k-Raum
 Bildgewinnung durch inverse Fouriertransformation (FFT)
FFT
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Der k-Raum
 Rohdatenwert im k-Raum gibt
an, ob und wie stark ein
bestimmtes Streifenmuster
zum Bild beiträgt
 Grobes Streifenmuster:
niedrige Ortsfrequenz (nahe
Koordinatenursprung)
 Feine Streifenmuster: hohe
Ortsfrequenz (bei höheren kx-,
ky- Werten)
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Der k-Raum
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Komponenten eines MR Systems
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Beispiele für MR Tomographen
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Komponenten eines MRT- Systems
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Komponenten eines MRT- Systems
 Starker Magnet zur Erzeugung des statischen homogenen
Magnetfeldes
 Hochfrequenzanlage und Sendespule zur Erzeugung eines
periodischen Magnetfeldes zur Anregung
 Gradientenspulen zur Erzeugung von magnetischen Feldgradienten
für die x, y, z Ortskodierung
 Empfangsspulen für die Hochfrequenzsignale
 Rechner zur Steuerung der Anlage
 Bedienungskonsole zur Ein- und Ausgabe von Daten und
Funktionskontrolle
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Magnet
Hat die Aufgabe das Hauptmagnetfeld B0 zu erzeugen
 Stärke des Magnetfeldes (übliche Werte 0.1 – 3 T, neu bis 7 T)
 Stabilität des Feldes
 Homogenität des Feldes (Fluktuation <0,0005%, 5ppm)
Wichtig: Abschirmung des Magneten (Messung kleiner Signale,
Interferenzen mit der Umgebung)
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Gradientensystem
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Sende-/Empfangsspulen
 Kombispule zum Senden und Empfangen (z.B. im Gerät integrierte
Körperspule)…
 … oder nur zum Empfang (in dem Fall dient Körperspule zum
Aussenden des RF-Impulses)
 Wahl der Spule ist zur Erreichung der bestmöglichen Bildqualität
wichtig
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Arten von RF-Spulen:
 Volumenspulen:
– umgeben die darzustellende Körperregion vollständig
– Beispiele: Körperspule, die fester Bestandteil des MR-Geräts (im Magneten
eingebaut) ist, Kopf- und Extremitätenspulen
– Vorteil: Signalhomogenität
 Oberflächenspulen:
– geeignet für Wirbelsäulen- und Gelenksdiagnostik oder für die Bildgebung von
kleineren anatomischen Strukturen
 Phased-Array-Spulen:
–
–
–
–
nur zum Empfangen des Signals
mehreren einzelnen Spulen, in Serie oder parallel geschaltet
Bildrekonstruktion erfolgt aus der Information von allen Empfängern
ermöglichen Bilder mit hoher räumlicher Auflösung
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Sende-/Empfangsspulen
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Kopfspule
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Puls-Sequenzen
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Schritte einer MR-Sequenz
 Anregung
– Einschalten Schichtwahlgradient
– Anregungspuls (RF-Puls)
– Ausschalten Schichtwahlgradient
 Phasenkodierung
– Einschalten des Phasenkodiergradienten für kurze Zeit (jedes Mal mit anderen
Stärke)
 Echoerzeugung
– Einige verschiedene Möglichkeiten (sehen wir gleich)
 Messung
– Einschalten Frequenzgradient
– Empfang des Echos
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Spinecho (SE)-Sequenz

90° Puls
 Spins dephasieren danach gemäß T2

Nach TE/2, 180° Puls
 Richtung der Magnetisierung auf xy Ebene wird umgedreht

Nach weiterer TE/2, Messung
=>„schnelle“ Spins haben langsame erreicht, erneut in Phase!
Durch den 180° Puls werden lokale Inhomogenitäten kompensiert
T2 unterdrückt = Standard T1 und PD Sequenz
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Spinecho (SE)-Sequenz
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Spinecho (SE)-Sequenz
Vorteile:
 Unempfindlichkeit gegenüber statischen Feldinhomogenitäten
 Sehr gute T1/PD Bildqualität
Nachteile:
 Recht lange Meßzeit. Dadurch…
 … große Empfindlichkeit gegenüber Bewegungsartefakten
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Inversion-Recovery (IR)-Sequenz
 IR-Sequenzen sind SE-Sequenzen, denen ein 180° Puls
vorausgeht
 Nach Aussenden des 180° Pulses ist die Längsmagnetisierung (a)
in die entgegengesetzte Richtung geklappt (b)
 Die T1 Relaxation erfolgt von –z nach +z (c,d)
 Solange keine Vektorkomponente in der Transversalebene ist (kein
90° Puls), erfolgt kein Aussenden eines Signals
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Inversion-Recovery (IR)-Sequenz


Unterschiedliche Materialien haben unterschiedlichen
„Nulldurchgang“ => Materialunterdrückung
Nach TI Zeit: 90°Puls, danach Messung



STIR: erst 180° Puls
Warten 100 ms für 0.5T und 150 ms für 1.5 T (TI Zeit)…
… bis T1 von Fett vorbei ist (Nulldurchgang), dann 90° Puls
 Fett gibt kein Signal ab!



FLAIR: erst 180° Puls
Warten 2.000 ms (TI Zeit)
90° Puls
 Unterdrückung von Liquorsignal, guter Kontrast für Gehirn,
Ödeme, Fett
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Vergleich SE- mit IR-Sequenz
Spinecho (SE)
Inversion Recovery (IR)
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Gradientenecho (GRE)-Sequenz




90° Puls
X-Gradient negativ => Dephasierung
Danach positiv => Rephasierung
Keine Kompensation der Feldinhomogenitäten (da keiner 180°
Puls), T2* wirksam
 Kleine TE (5-10 ms) resultiert in gutem T1 Kontrast, da T2* klein
 Größere TE (~50 ms) resultiert in gutem T2* Kontrast, da
Gewebearten individuelle T2 haben. Gleichzeitig TR lang (20 – 500
ms), um T1 zu unterdrücken
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Gradientenecho (GRE)-Sequenz
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Vorteil GRE-Sequenz
 Zeitraubender 180° Impuls fällt weg
 Dadurch sehr kurze TR Zeiten möglich, was die Bildaufnahmezeit
deutlich reduziert im Vergleich zu SE- oder IR-Sequenzen
=> Weniger anfällig für Bewegungsartefakte
 Problem: bei kurzem TR auch wenig Zeit für die T1 Relaxation
 Sättigung
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Sättigung bei kurzer Repetitionszeit
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Bildqualität
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Anforderungen an die Bildgebung
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Idealfall
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Abdomen bewegt sich = schnelles Bild nötig
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Kopf ruht = langsames Bild möglich
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Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR)
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Voxelgröße
Allgemein gilt: je
kleiner die
Voxelgröße,
desto besser die
Auflösung des
MR-Bildes, aber
desto höher das
Rauschen
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Schichtdicke
 Für optimale Bildauflösung wünschenswert: möglichst dünne
Schichten mit hohem SNR
 Dünne Schichten bedeuten aber „wenige Atome“ und daher
verminderten SNR!
 Dicke Schichten sind hingegen anfälliger für Partialvolumenartefakte
und man erhält eine schlechtere räumliche Auflösung
 Verlust von SNR in dünnen Schichten kann durch Erhöhung der
Anzahl der Messungen oder Erhöhung der TR-Zeit vermindert
werden…
 … allerdings auf Kosten der Bildaufnahmezeit (längere Scanzeit)
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Schichtdicke
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Field-of-View
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Matrixgröße
ABER: Je kleiner das Voxel, desto geringer das SNR!
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Matrixgröße
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Anzahl der Messungen
 Anzahl der Messungen (»Number of Signal Averages« NSA) ist die
Anzahl, wie oft das Signal von einer bestimmten Schicht gemessen
wurde
 Anzahl der Messungen ist direkt proportional zur Aufnahmezeit
 Erhöhung der Anzahl der Messungen führt zu einer Verbesserung
des SNR
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Anzahl der Messungen
91 / 114
Magnetfeldstärke
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Artefakte im MR-Bild
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Suszeptibilitätsartefakte
Gürtel
Metallclip im Haarband
Zahn-Plombe
Zahnklammer
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Bewegungsartefakte
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Optical Head Motion Tracking for MRI
offset or rotation [mm] or [°]
10
dx
dy
dz
rx
ry
rz
5
0
-5
-10
0
50
100
150
200
250
scan line
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Schritte
y
x
y
z
x
z
Gx, Gy, Gz
RF-Parameter
  x
s 
 y
cos 
R
 sin 
 sin  
cos  
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Line-by-Line Mo-Co, In Vivo
no motion
axial rotations
motion parameters
offset or rotation [mm] or [°]
no Mo-Co
10
dx
dy
dz
rx
ry
rz
5
0
-5
-10
0
50
100
150
200
250
10
offset or rotation [mm] or [°]
Line-by-line Mo-Co
scan line
dx
dy
dz
rx
ry
rz
5
0
-5
-10
0
50
100
150
scan line
200
250
300
100 / 114
Markerless Optical Head Motion Tracking for MRI
MR-compatible camera
Atembewegungsartefakte
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Herzbewegungen
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Funktionelle
Magnetresonanztomographie
fMRT
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MR-Angiographie
 Protonendichte im Gewebe nur schwer veränderbar
 Kontrastmittel: Modifikation von T1 und/oder T2 durch
paramagnetische Substanzen
 verkürzt T1-Zeit (T1-gewichtete Aufnahme: erhöhtes Signal)
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Funktionelle MRT (fMRT, fMRI)
 Erweitert MRT um funktionellen Anteil
 Ermöglicht Stoffwechselvorgänge, die
aufgrund von Aktivität entstehen, sichtbar zu
machen
 Insbesondere funktionelle Abläufe im
Gehirngewebe darstellbar
fMRT-Aufnahme des Gehirns eines 24-jährigen Probanden
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Blood-Oxygen-Level-Dependent- (BOLD-) Effekt
 Grundlage für die Darstellung des fMRT
 Nutzt unterschiedlichen magnetischen Eigenschaften von
sauerstoffreichem (Oxyhämoglobin) und sauerstoffarmem
(Desoxyhämoglobin) Blut zur Signaldetektion
 Bei der Stimulation von Gehirnarealen kommt es zu einer
Stoffwechselsteigerung
 Dadurch verändert sich das Verhältnis von oxigeniertem zu
desoxigeniertem Hämoglobin, was eine Signaländerung nach sich
zieht
 Aufnahmen werden zu zwei unterschiedlichen Zeitpunkten
(Ruhezustand vs. stimulierter Zustand) gemacht
 Die stimulierten Areale werden vom Computer räumlich zugeordnet
und als farbige Veränderungen auf dem MR-Bild dargestellt
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Ablauf fMRT-Untersuchung

Prescan - ein kurzer, gering auflösender Scan, hiermit kann die
korrekte Lagerung des Patienten geprüft werden. Dauer: ca. 30 s

3D MRT-Scan - ein räumlich hoch auflösender Scan, um die
Anatomie des zu untersuchenden Bereichs detailgetreu darstellen
zu können. Dauer: ca. 10 - 15 min

fMRT-Scan - ein schneller, räumlich gering auflösender Scan, der
die stoffwechselbedingten Unterschiede im untersuchten Gewebe
registriert. Dauer: ca. 6 - 7 min
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Beispiele fMRT-Aufnahmen
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Aktivitätsareale
Motorische Zentren der
Handmuskeln
Fazit MRT
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Stellenwert MRT im Vergleich zu konkurrierenden Verfahren
Vorteile
 multiplanare Schnittführung
 hoher Weichteilkontrast
 keine ionisierende Strahlung
 Signal abhängig von Vielzahl von physikalischen Parametern
⇒ hohe Flexibilität
Nachteile
 Kosten (typische Werte: x 10 gegenüber Röntgen-Aufnahme, x 4
gegenüber CT)
 Verfügbarkeit
 Kontraindikationen (Kinder, Raumangst, Schrittmacher, Implantate..)
 Laute Geräusche
 Lange Untersuchungsdauer
 Hoher Energieverbrauch
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Vergleich mit anderen strukturell bildgebenden Verfahren
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Literatur
Weishaupt, Köchli, Marincek: Wie funktioniert MRI?, Springer 2006
www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt01.pdf
www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt02.pdf
www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt03.pdf
www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt04.pdf
www.epileptologie-bonn.de/upload/homepage/lehnertz/mrt05.pdf
http://www.cis.rit.edu/htbooks/mri/inside.htm
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