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 1.500 ms) „alle“ Gewebe gleichmäßig kontrastiert => geringer T1 Gewebekontrast 22 / 114

T2-Steuerungsparameter: TE = T2 Gewegekontrast TE ~ 60-100 ms: Gewebe mit kurzen T2 schon dunkel, mit langem noch hell => hoher T2 Gewebekontrast

TE 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 „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 63 / 114

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

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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

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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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