Bildebehandling av magnetisk resonans

MR-maskin (Philips Achieva 3.0 T)
MRT-bilde av et menneskelig kneledd, i sagittal lagdeling
MR-tverrsnittsbilder av en menneskelig hjerne ( tverrplan ), vist som en sekvens fra bunn til topp
MRT-bilde av et menneskehode i det sagittale snittplanet

Den magnetiske resonansbildningen , heretter MR eller MR (som tomografi av gammelgresk τομή tome , tysk , cut ' og γράφειν graphein , tysk , skriv' ), er en bildebehandlingsteknikk som spesielt i medisinsk diagnose for å illustrere strukturen og funksjonen til vev og Organer i kroppen som brukes. Den er fysisk basert på prinsippene for kjernemagnetisk resonans ( engelsk Nuclear Magnetic Resonance, NMR ), spesielt feltgradient-NMR , og er derfor også kjent som magnetisk resonansavbildning kalt ( ofte av og til magnetisk resonans forkortet). Forkortelsen MR , som også finnes, kommer fra det engelske navnet Magnetic Resonance Imaging .

MR kan brukes til å generere snittbilder av menneskekroppen (eller dyrenes kropp), som tillater en vurdering av organene og mange patologiske organendringer. Den er basert på - i et magnetisk resonanstomografisystem (kort form: nukleær spinntomograf, MRT-enhet) - genererte veldig sterke magnetfelt, så vel som vekslende magnetfelt i radiofrekvensområdet som visse atomkjerner (vanligvis hydrogenkjerner / protoner ) i kroppen er resonansspente , og skaper en elektrisk krets i en mottakerkrets Signal induseres . Siden objektet som skal observeres "utstråler seg selv", er MRT ikke underlagt den fysiske loven som regulerer oppløsningen til optiske instrumenter, i henhold til hvilken bølgelengden til strålingen som brukes må være mindre, jo høyere er den nødvendige oppløsningen. I MRT kan objektpunkter i submillimeterområdet løses med bølgelengder i meterområdet (radioenergi med lav energi). Lysstyrken til forskjellige vevstyper i bildet bestemmes av deres avslapningstider og innholdet av hydrogenatomer (protontetthet). Hvilke av disse parametrene som dominerer bildekontrasten, påvirkes av valget av pulsforløpet.

Ingen skadelige røntgenstråler eller annen ioniserende stråling genereres eller brukes i enheten . Imidlertid er effekten av vekslende magnetfelt på levende vev ikke fullstendig undersøkt.

Prosedyrer og systemer

Det er utviklet en rekke spesielle MR-prosedyrer for å kunne vise informasjon om deres mikrostruktur og funksjon (spesielt deres blodstrøm ) i tillegg til organers posisjon og form , for eksempel:

Avhengig av utforming skilles det mellom lukkede MRT-systemer med kort eller lang tunnel og åpne MRT-systemer (oMRI) med en C-arm eller en tunnel som er åpen til siden. Lukkede tunnelsystemer gir relativt bedre bildedata, mens åpne MRT-systemer muliggjør tilgang til pasienten under MR-kontroll.

Et annet karakteristisk kriterium er typen generering av magnetfelt. Permanente magneter eller konvensjonelle elektromagneter brukes til svake magnetiske felt på opptil ca. 0,5  Tesla fluks tetthet (magnetisk induksjon), mens superledende magnetiske spoler brukes til høyere felt .

Historisk utvikling

Den spesifikke magnetiske resonansen til atomkjerner med et magnetisk dipolmoment beskrevet av Felix Bloch og Edward M. Purcell i 1945/46 var grunnlaget for den magnetiske resonansspektroskopimetoden , som også har blitt brukt i medisin siden 1950-tallet . Magnetisk resonanstomografi ble oppfunnet som en avbildningsmetode av Paul C. Lauterbur i september 1971; han publiserte teorien om bildebehandling i mars 1973. De viktigste parametrene som bidrar til bildekontrast (forskjeller i vevets avslapningstid) hadde allerede blitt beskrevet av Erik Odeblad godt 20 år tidligere .

Lauterbur hadde to grunnleggende ideer som muliggjorde bildebehandling basert på magnetisk resonans i utgangspunktet. Først gjorde han det med feltgradient-NMR ; H. med innføring av magnetiske gradientfelt i det konvensjonelle NMR-eksperimentet for å tildele NMR-signalene til visse romlige områder av en utvidet prøve (romlig koding). For det andre foreslo han en metode der forskjellige ved å rotere det ortskodierenden magnetfeltet i suksessive eksperimenter er blitt laget romlige kodinger (projeksjoner) av undersøkelsesemnet som deretter bruker den filtrerte bakprojeksjonen ( engelsk filtrert bakprojeksjon ) et bilde av objektet under undersøkelse kan beregnes. Hans resultat, publisert i 1973, viser et todimensjonalt bilde av to rør fylt med vanlig vann i et miljø med tungt vann .

For en praktisk bruk av denne oppdagelsen var spesielle innovasjoner innen apparater nødvendig. Bruker- selskapet i Karlsruhe utviklet “kvartsstyrte” NMR- pulsspektrometre i en gruppe ledet av fysikerne Bertold Knüttel og Manfred Holz på begynnelsen av 1960-tallet . B. kunne brukes av Peter Mansfield til grunnleggende eksperimenter. Fra og med 1974 utviklet Mansfield matematiske metoder for raskt å konvertere signalene til bildeinformasjon, samt teknikker for skiveselektiv eksitasjon. Videre introduserte han i 1977 bruk av ekstremt rask bytte av gradienter (EPI = Echo Planar Imaging ). Dette gjorde det mulig å skaffe bilder på godt under et sekund (“øyeblikksbildeteknikk”), som imidlertid må kjøpes med kompromisser i bildekvaliteten den dag i dag. Mansfield er også takket være introduksjonen av magnetisk skjermede gradientspoler. De siste aktive årene lette han etter løsninger for å redusere den betydelige støyforurensningen for pasientene gjennom den ekstremt raske gradientbyttingen.

Andre viktige bidrag til den brede kliniske bruken av magnetisk resonansbilleddannelse (MRT) kommer fra tyske forskningslaboratorier. I Freiburg utviklet Jürgen Hennig og kollegaer en variant av Spin-Echo MRT på begynnelsen av 1980-tallet , som i dag er kjent under forkortelsene RARE ( Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement ), FSE ( Fast Spin Echo ) eller TSE ( Turbo Spin) Ekko ). Det er mye brukt på grunn av dets følsomhet for patologiske vevstrukturer og dens metrologiske effektivitet. I 1985 oppnådde Axel Haase , Jens Frahm og Dieter Matthaei i Göttingen et grunnleggende gjennombrudd i MR med oppfinnelsen av FLASH hurtigbildemetoden . FLASH-teknologien reduserte måletidene på den tiden med opptil to størrelsesordener (faktor 100) uten betydelig tap av bildekvalitet. Metoden muliggjør også uavbrutt, sekvensiell måling i dynamisk likevekt, samt helt nye kliniske undersøkelser som opptak av bukhulen mens pusten holdes, dynamiske opptak av hjertefilmer synkronisert med EKG, tredimensjonale opptak av komplekse anatomiske strukturer, vaskulær representasjoner med MR-angiografi og i dag for funksjonell kartlegging av cortex med spesielt høy oppløsning. Fra midten av 1980-tallet banet dette vei for en bred, hovedsakelig klinisk, anvendelse av MR i medisinsk diagnostikk.

Bidraget fra Raymond Damadian , som presenterte det første "magnetiske resonansbildet" av et menneske i 1977 og søkte om et amerikansk patent for bruk av NMR i kreftdiagnostikk i 1974, er kontroversielt . Selv om patentet ikke beskrev en metode for bildebehandling, men bare en punktmåling, vant Damadian med et annet patent (multi-skive flervinkelmålinger f.eks. For MR-undersøkelser av ryggraden) over 100 millioner amerikanske dollar fra de forskjellige produsentene av magnetisk resonans. tomografier. Hans originale NMR-skanner, som ikke produserte bilder, ble aldri brukt klinisk, og kreftpåvisningsmetoden som den angivelig fant sammen med den er ikke uten tvil. Den er basert på forskjeller i NMR- avslapningstidene for sunt vev og tumorvev. Denne observasjonen publisert av Damadian i 1971 (ved bruk av magnetisk resonansspektroskopi) ble i prinsippet bekreftet, men måtte senere settes i perspektiv for at forskjellene ikke gjaldt konsekvent. Ulike avslapningstider i vevet er verken nødvendig eller tilstrekkelig for tilstedeværelsen av tumorvev hos testpersonen. Damadian ble ikke inkludert i 2003 Nobelprisen for magnetisk resonansbilder , som han offentlig protesterte mot.

fysikk

kort-versjon

Denne delen beskriver MR-prinsippet på en veldig forenklet og ikke fullstendig måte. For en mer presis beskrivelse, se de neste avsnittene.

Presesjon rundt vertikalen med et gyroskop i gravitasjonsfeltet

Metoden er basert på at atomkjernene i det undersøkte vevet stimuleres på en fasesynkron måte til en spesifikk bevegelse ved en kombinasjon av statiske og høyfrekvente magnetfelt og deretter avgir et målbart signal i form av et alternerende spenning til bevegelsen har avtatt. Denne bevegelsen kalles Larmor-presesjon og kan observeres mekanisk analogt på en leketøytopp når rotasjonsaksen ikke er loddrett , men nedgang rundt vertikalen (se figur til høyre). Både for eksitasjon og for observasjon av signalet må en resonansbetingelse oppfylles, ved hjelp av hvilken det er mulig å bestemme plasseringen av de foregående kjernene ved hjelp av inhomogene statiske magnetfelt.

Noen atomkjerner (slik som hydrogenkjerner ) i molekylene i vevet som skal undersøkes, har sitt eget vinkelmoment ( kjernespinn ) og er derfor magnetiske. Etter påføring av et sterkt statisk magnetfelt, genererer disse kjernene en liten langsgående magnetisering i retning av det statiske feltet ( paramagnetisme ). Ved å påføre et ekstra høyfrekvent alternerende felt i kort tid i radiofrekvensområdet , kan denne magnetiseringen avbøyes (vippes) fra retningen til det statiske feltet, dvs. delvis eller fullstendig (metning) omgjort til en tverrmagnetisering. Den tverrgående magnetiseringen begynner umiddelbart å foregå rundt feltretningen til det statiske magnetfeltet , dvs. H. retningen på magnetisering roterer (se figur for presesjon). Denne presesjonsbevegelsen til vevsmagnetiseringen induserer en elektrisk spenning som magnetens rotasjon i dynamoen i en spole (mottakerkrets) og kan dermed oppdages. Amplituden deres er proporsjonal med tverrmagnetiseringen.

Etter å ha slått av det høyfrekvente vekslingsfeltet, reduseres tverrmagnetiseringen (igjen), slik at spinnene justeres igjen parallelt med det statiske magnetfeltet. For denne såkalte avslapningen trenger de en karakteristisk forfallstid. Dette avhenger av den kjemiske forbindelsen og det molekylære miljøet der den foregående hydrogenkjernen er lokalisert. Derfor skiller de forskjellige typer vev seg karakteristisk i signalet, noe som fører til forskjellige signalstyrker (lysstyrker) i det resulterende bildet.

Grunnleggende

Precession bevegelse av kjerne-rotasjonsaksen

Det fysiske grunnlaget for magnetisk resonansbilder (MRI) er den kjernemagnetiske resonansen (engl. Nuclear magnetic resonance , NMR ). Her bruker man det faktum at atomkjernene til hydrogen ( protoner ) har sitt eget vinkelmoment ( spinn ) og assosiert med dette har et magnetisk dipolmoment . Noen andre atomkjerner har også spinn og får dermed et magnetisk øyeblikk . (Fra et synspunkt av klassisk fysikk kan en atomkjerne sees på en forenklet måte som en sfærisk topp med et vinkelmoment og et magnetisk dipolmoment, selv om årsaken til dens vinkelmoment ikke kan beskrives riktig på den klassiske måten. )

Hvis en slik kjerne føres inn i et statisk magnetfelt , er energien lavest når det magnetiske dipolmomentet er justert parallelt med feltet . Et dreiemoment virker på alle andre atomkjerner, som prøver å snu retningen til magnetmomentet i retning av magnetfeltet. På grunn av den indre vinkelmomentet til atomkjernen og bevaringen av vinkelmomentet , resulterer dette i presesjonsbevegelsen , dvs. H. kjernens vinkelmomentorientering roterer rundt retningen på det påførte magnetfeltet uten å endre angrepsvinkelen.

På grunn av kjernens termiske energi ved normale temperaturer er dipolmomentene nesten helt tilfeldige ( isotrope ); det er bare et veldig lite overskudd av atomkjerner (i henhold til Boltzmann-fordelingen ) hvis dipolmomenter er justert i retning av det statiske magnetfeltet. Bare dette lille overskuddet forårsaker den eksternt målbare magnetiseringen i retning av det eksterne statiske feltet (den langsgående magnetiseringen i lengderetningen).

Presesjonsbevegelsen til kjernefysiske spinn skjer med Larmor-frekvensen . Det avhenger av styrken til det eksterne magnetfeltet og av kjernen som vurderes; for protoner ved 1 Tesla er den 42,58 MHz, dvs. i VHF-radiobølgeområdet. Et ekstra høyfrekvent felt som svinger vinkelrett på det statiske magnetfeltet , dvs. i det tverrgående planet, og hvis frekvens er i resonans med Larmor-frekvensen , avbøyer alle kjerner ut av deres nåværende posisjon til det statiske feltet på en fasesynkron måte . Den makroskopiske magnetiseringen vippes fra retningen til det statiske feltet, noe som resulterer i en tverrmagnetisering som, hvis det vekslende feltet utsettes for riktig varighet, maksimalt kan være den samme som den opprinnelige langsgående magnetiseringen (metning).

Den magnetiske strømmen av den roterende dipolen induserer en spenning i målespolen

En vekselspenning induseres i en målespole av den roterende tverrmagnetiseringen. Frekvensen er Larmor-frekvensen, som i et statisk gradientfelt avhenger av plasseringen; amplituden indikerer styrken på den tverrmagnetiseringen, som igjen avhenger av den nøyaktige sekvensen (sekvensen) av pulser, plasseringen og typen vev.

Målet med MR-tomografi er å generere skivebilder (i en hvilken som helst retning) av den romlige fordelingen av den tverrgående magnetiseringen .

Spin-gitter avslapning (langsgående avslapning T1)

Hvis magnetiseringen har blitt vippet ut av lengderetningen (z-retning) av et vekslende magnetfelt med riktig frekvens, styrke og varighet på en slik måte at den er nødvendig i xy-planet , har den lengdemagnetiseringen innledningsvis verdien null . Hvis det vekslende feltet deretter er slått av, begynner likevektstilstanden å bli gjenoppbygd med utelukkende langsgående magnetisering, dvs. lavere energi. Årsaken til denne avspenningsgitteravslapping er effekten av svingende interferensfelt på øyeblikkene til de enkelte kjernene, som er forårsaket av nærliggende atomer, som igjen er i termisk likevekt med det bredere miljøet, som av historiske grunner kalles "gitter ". Det betyr at magnetiseringen justerer seg igjen langs det statiske feltet , energien går fra kjernene via atomene og inn i gitteret. Denne justeringen er eksponentiell:

,

hvor styrken til magnetiseringen i retning av er i likevekt. Konstanten indikerer i hvilken tilstand systemet er utenfor likevekt i begynnelsen av avslapningsprosessen (f.eks : metning ,: inversjon). Tiden til z-komponenten igjen har nådd ca. 63% av den opprinnelige verdien kalles spin-gitteravslappingstid eller -tid.

De ganger i ren, tyntflytende væsker som f.eks B. vann er vanligvis i området noen få sekunder. Væsker med høyere viskositet (f.eks. Oljer) eller vann i strukturerte systemer som B. geler, porøse materialer eller vev har generelt kortere tider. I sterkt ordnede faste stoffer, derimot, finnes det veldig lange avslapningstider, som muligens kan være i løpet av timer. Imidlertid, på grunn av de korte tidene i faste stoffer, spiller ikke slike materialer en rolle i konvensjonell magnetisk resonanstomografi. Typiske verdier for i humant vev er mellom noen få sekunder for kroppsvæsker som blod eller cerebrospinalvæske (brennevin) og ca. 100 ms for kroppsfett (for eksempel væsketiden ved 1,5 Tesla er rundt 4 sekunder, tiden av den grå substansen i hjernen er rundt 1,2 sekunder).

Spin-spin avslapning (tverrgående avslapningstid T2)

Tverrmagnetiseringen til et spinnensemble forfaller nå, på samme måte som -komponenten øker, gjennom interaksjon med nærliggende atomer. Her er det imidlertid den såkalte spin-spin-interaksjonen som er ansvarlig for defasingen. Forfallet kan igjen representeres av en eksponentiell funksjon, men med en annen tidskonstant :

.

Ofte reduseres tverrmagnetiseringen i xy-planet mye raskere enn det som kan forklares med spin-spin-interaksjonen. Årsaken til dette er at et MR-bilde blir gjennomsnittet over et volumelement der det eksterne magnetfeltet ikke er konstant (men heller inhomogent). Etter at RF-signalet er fjernet, skifter fasene til kjernens bevegelse av kjernen fra hverandre, og xy-komponentene i de enkelte kjernefysiske spinnene avviker.

Målesekvens, stedskoding, bildestruktur

En T1, T2 og PD vektet hjerne

For en bedre forståelse, prinsippet om den grunnleggende spinnekko sekvens ( oppfunnet av Erwin Hahn i 1950 ) er kort skissert her. I denne sammenheng er en "sekvens" (også kjent som en "pulssekvens") en sekvens av høyfrekvente og magnetiske gradientfelt som slås på og av i en spesifisert rekkefølge mange ganger i sekundet.

I begynnelsen er det en høyfrekvent puls av passende frekvens ( Larmor-frekvens ), den såkalte 90 ° eksitasjonspulsen . Dette avbøyer magnetiseringen 90 ° over det ytre magnetfeltet. Det begynner å dreie seg om den opprinnelige aksen. Som med en topp som skyves, kalles denne bevegelsen presesjon .

Det resulterende høyfrekvente signalet kan måles utenfor kroppen. Det avtar eksponentielt fordi protonspinnene blir ut av synkronisering ("dephase") og blir i økende grad destruktivt lagt over. Tiden etter at 63% av signalet har forfalt kalles avslapningstiden ( spin-spin avslapning ). Denne tiden avhenger av det kjemiske miljøet til hydrogenet; det er forskjellig for hver type vev. Svulstvev har z. B. vanligvis lengre tid enn normalt muskelvev. En vektet måling viser derfor svulsten lettere enn omgivelsene.

En passende 180 ° omfasing av høyfrekvent puls kan ha den effekten at en del av avfasing ( avfasing på grunn av temporært uforanderlige magnetfeltinhomogeniteter) blir reversert på tidspunktet for målingen, slik at flere spinn igjen er i samme fase. Signalstyrken avhenger da ikke av avslapningstiden, men bare av avslapningstiden, som er basert på ikke-reversible effekter. Avhengig av sekvensparametrene kan signalet også avhenge av den såkalte avslapningstiden ( spinn-gitteravslapping ), som er et mål på hastigheten som den opprinnelige langsgående justeringen av spinnene med det eksterne magnetfeltet gjenopprettes. Den tid er også vev-spesifikk, men som regel betydelig (5 x til 20 x) er lengre enn den tid. Den tid av vann er z. B. 2,5 sekunder. -veide målesekvenser tillater bedre romlig oppløsning på grunn av det sterkere signalet, men en lavere vevskontrast enn -veide bilder.

For å oppnå en vektet opptak, blir omformingspulsen satt relativt sent slik at spinn-spinn-avslapningen har tid til å tre i kraft; man snakker om en lang ekko tid TE. Tidsintervallet til neste måling er også veldig langt, slik at spin-gitteravslapping også kan finne sted fullstendig i alle vev og den påfølgende målingen kan stimuleres fullt ut overalt. Man snakker om lang repetisjonstid TR. Med en lang TE og en lang TR får du bare et lyst signal fra vev over lang tid. Motsatt, for vekting trenger man kort TE og kort TR, så dominerer de forskjellige spinn-gitteravslappingene i forskjellige vev i bildekontrasten. En sekvens med en kort TE og en lang TR skaper en kontrast som bare avhenger av konsentrasjonen av protoner i vevet, som praktisk talt tilsvarer antall hydrogenatomer. Disse såkalte protondensitet (PD) -veide bilder har en svak kontrast, men høy romlig oppløsning. Det er mange videreutviklinger av disse enkle spin-ekkosekvensene, for eksempel for å akselerere eller undertrykke fettvevsignalet. En klinisk MRT-undersøkelse består av forskjellige vektede bildeserier og flere romlige nivåer.

For å kunne tilordne signalene til de enkelte volumelementene ( voxels ), genereres romlig koding med lineære, lokasjonsavhengige magnetfelt ( gradientfelt ). Dette benytter seg av det faktum at Larmor-frekvensen for en viss partikkel avhenger av magnetisk fluks tetthet (jo sterkere feltkomponenten vinkelrett på retningen til partikkelvinkelmomentet, jo høyere Larmor-frekvens):

  • En gradient er på ved eksitasjonen og sørger for at bare et enkelt lag av kroppen har den riktige Larmor-frekvensen, og blir dermed bare avbøyd spinnene i laget ( skivevalg ).
  • En andre gradient over den første koples kort på etter eksitasjon, og bevirker en kontrollert avfasing av de spinn på en slik måte at den roterer avfase med forskjellige hastigheter i hver bildelinje, noe som svekker sumsignalet ( fase -kodende gradient ). Denne målingen gjentas med trinnvis endret gradientstyrke så ofte som bildelinjer skal beregnes. Signalsvekkelsen på grunn av dephasing endres avhengig av posisjonen til de overførende spinnene langs gradienten.
  • Den tredje gradienten byttes vinkelrett på de to andre under målingen; det sørger for at spinnene i hver bildekolonne har forskjellig presisjonshastighet, dvs. sender en annen Larmor-frekvens ( avlesningsgradient, frekvenskodende gradient ).

Målingene legges inn linje for linje i en matrise ("k-space"). K-rommet inneholder således sumssignalet til de horisontale romlige frekvensene i det horisontale og summen av de vertikale romlige frekvensene i det vertikale. Med en todimensjonal Fourier-transformasjon skilles bidragene til de enkelte frekvensene, dvs. H. signalstyrken bestemmes for hver voxel. Alle tre gradientene sammen får signalet til å bli kodet i tre romlige plan. Det mottatte signalet tilhører et bestemt lag i kroppen og inneholder en kombinasjon av frekvens- og fasekoding, som datamaskinen kan konvertere til et todimensjonalt bilde ved hjelp av en invers Fourier-transform.

Magnetisk fluks tetthet brukt

Den magnetiske flytdensiteten har en direkte effekt på signalkvaliteten til de målte dataene, siden signal-støy-forholdet er omtrent proporsjonalt med flytdensiteten . Derfor har det vært en trend mot stadig høyere flytdensitet siden begynnelsen av MRT, som krever bruk av dypfryste superledende spoler. Som et resultat øker kostnadene og den tekniske innsatsen betydelig med høyere flytdensitet. Inhomogene feltkonfigurasjoner oppstår spesielt når det gjelder superledende spoler med store åpninger for å undersøke mennesker.

Lavfeltapparater med 0,1–1,0 T (Tesla) drives i dag med permanente magneter som laboratorieutstyr for tekniske eller smådyrundersøkelser  . Når det gjelder kryo-elektromagneter i humanmedisin, er fluktdensiteten for diagnostiske formål vanligvis 1,5 T til 3,0 T. Hvis 3 T overskrides, kan pasienten eller testpersonen bare kjøres veldig sakte inn i området til den superledende spole, da det virvelstrømmene som utvikler seg i hjernen ellers kan føre til lyn, svimmelhet og kvalme.

Siden rundt 2005 har 7 Tesla høyere fluksdensiteter ( ultrahøye feltsystemer ) blitt undersøkt innen humanmedisin. Disse systemene har blitt godkjent for rutinemessige kliniske undersøkelser siden 2017. De blir nå brukt mer og mer i medisinsk praksis. På denne måten kan hjernesykdommer, som lesjonell fokal epilepsi, bli synliggjort.

Fluks tetthet høyere enn 3 Tesla har blitt introdusert og undersøkt ved følgende institusjoner siden 2005:

Superledende magneter forblir energiske og magnetiske i tilfelle strømbrudd, som i en nødsituasjon (bygningsbrann eller lignende) kan sette redningsarbeidere i fare ved å trekke ferromagnetisk utstyr (pusteluftflasker, ...) inn i enhetens åpning. Av denne grunn slukkes magnetene automatisk når en brannalarm utløses ved å varme opp et punkt på spolen som er beregnet for dette formålet og gjøre det normalt ledende, hvorpå magneten blir utladet på en kontrollert måte via en bromotstand.

Eksperimentelle systemer

I fysisk, kjemisk og biomedisinsk forskning er høyfeltapparater for prøver og smådyr med opptil 21 T vanlige. Med en diameter på noen få centimeter er åpningen til disse enhetene mye mindre enn for systemene nevnt ovenfor. Med så høyt felt tomograf z. B. Aldersbestemmelser av gjenstander utføres som er kjemiske eller radiologisk umulige.

Bildevurdering

Signalstyrken til voxelene er kartlagt i kodede gråverdier. Siden det avhenger av mange parametere (for eksempel magnetfeltstyrken), er det ingen standardverdier for signalet til bestemt vev og ingen definert enhet, som kan sammenlignes med Hounsfield-enhetene i datatomografi . MR-konsollen viser bare vilkårlige (vilkårlige) enheter som ikke kan brukes direkte diagnostisk. Bildetolkningen er i stedet basert på den totale kontrasten , den respektive vektingen ( synonymvekting ) av målesekvensen, og signalforskjellene mellom kjent og ukjent vev. Derfor, når de beskriver en lesjon, de funnene ikke snakke om “lys” eller “mørk”, men snarere av hyperintense for high-signal , lys og hypointense for lavt signal , mørk .

Avhengig av vektingen vises de forskjellige vevene i en karakteristisk intensitetsfordeling:

  • I T1-vektingen virker fettvev hyperintensivt ( høysignal , lett) og dermed også fettvev (f.eks. Beinmarg ). Denne vektingen er derfor godt egnet for den anatomiske representasjonen av organstrukturer og spesielt etter administrering av kontrastmedium ( gadolinium ) for bedre avgrensning av ukjente strukturer (f.eks. Tumor ).
  • I T2-vektingen ser stasjonære væsker ut som hyperintense, slik at væskefylte strukturer (f.eks. CSF-mellomrom ) ser lyse og signalrike ut. Denne vektingen er derfor egnet for å vise effusjonsformasjoner og ødem så vel som z. B. å skille cyster fra solide svulster. I røntgenbilder , spesielt i den spesielle røntgenteknologien for computertomografi (CT), brukes begrepene hyperdense og hypodense for å beskrive den relative graden av sverting.
  • Protonveide bilder er kjedelige, men skarpe. Brusk kan vurderes i detalj. I forbindelse med en fettmetningspuls er PD-bilder derfor standard ved fellesundersøkelser.

I voxel-basert morfometri blir MR-bilder behandlet videre algoritmisk for å bestemme objektive parametere fra dem og analysere dem statistisk. Disse metodene brukes spesielt for å bestemme størrelsen på visse hjernestrukturer når man undersøker den menneskelige hjerne.

eiendommer

Fordeler med magnetisk resonansavbildning

Dunkende hjerte
Sagittal MR-bilde av et menneskehode
Tredimensjonalt MR-bilde av en kiwi

En fordel med MR fremfor andre bildemetoder er bedre bløtvevskontrast. Det skyldes forskjellen i fett- og vanninnholdet i forskjellige typer vev. Prosessen fungerer uten skadelig ioniserende stråling . En ytterligere forbedring er resultatet av to eksponeringsserier, med og uten administrering av kontrastmedier . B. ved hjelp av en mer intens hvit farge, er betennelsesfoci eller vital tumorvev bedre kjent.

Nye, raskere opptaksmetoder gjør det mulig å skanne individuelle snittbilder i brøkdeler av et sekund, og dermed levere sanntids MR , som erstatter tidligere eksperimenter basert på konvensjonell fluoroskopi . Dermed kan for eksempel organers bevegelser vises eller posisjonen til medisinske instrumenter kan overvåkes under en intervensjon ( intervensjonsradiologi ). For å skildre det bankende hjertet (figur til høyre), har målinger synkronisert med en EKG blitt brukt så langt , med data fra flere hjertesykluser som er kombinert for å danne komplette bilder. Nyere tilnærminger for sanntids MRT, derimot, lover direkte hjernebehandling uten EKG-synkronisering og med fri pust med en tidsoppløsning på opptil 20 millisekunder.

Mangelen på stråleeksponering er også viktig, og det er derfor denne metoden foretrekkes fremfor CT for undersøkelser av spedbarn og barn så vel som under graviditet.

Ulemper ved MR

Advarselsskilt for MR-opptak
Mobil MRT-stasjon nær Glebefields Health Center, Tipton , England
  • I standard kliniske systemer er oppløsningen begrenset til omtrent en millimeter på grunn av tekniske faktorer, spesielt den begrensede feltstyrken. I forskningsområdet kan romlige oppløsninger oppnås mindre enn 0,02 mm.
  • Metall på eller i kroppen kan forårsake bivirkninger og bildeforstyrrelser. Eksisterende fremmedlegemer av metall (f.eks. Jernflis i øyet eller hjernen) kan til og med bli farlige hvis de forskyves eller varmes opp under undersøkelsen, slik at en magnetisk resonansundersøkelse kan være kontraindisert hos slike pasienter . Moderne metallimplantater laget av titan og til og med stållegeringer er para- eller diamagnetiske , avhengig av sammensetningen, og utgjør derfor vanligvis ikke noe problem i MR.
  • 1.5 Tesla MR er kjent for å være trygge for amalgamfyllinger . Tyrkiske forskere viser imidlertid at nyere MR med feltstyrker på 3 og mer Tesla ikke er helt fri for effekter på den marginale lekkasjen av amalgamfyllinger.
  • Elektriske enheter kan bli skadet i magneten. Bærere av en eldre pacemaker og lignende apparater fikk derfor ikke undersøkt så langt. Spesielle enheter gir imidlertid muligheten for en undersøkelse opp til vanligvis 1,5 Tesla etter at de har blitt byttet til en spesiell MRT-modus.
  • Cochleaimplantater eller lignende magnetisk tilførte høreimplantater kan bare brukes med begrensninger når det gjelder feltstyrke og visse sekvenser. Produsentene av disse enhetene utsteder MR-godkjenninger for implantatene. I noen tilfeller kan pasienter undersøkes med opptil 3 Tesla etter kirurgisk fjerning av implantatmagneten. Mulige komplikasjoner inkluderer demagnetisering og forvridning av implantatmagneten, interaksjoner med implantatkretsene og gjenstander i MR-bildet. En MR-undersøkelse skal bare utføres med en streng indikasjon og bør alltid være en sak-for-sak-avgjørelse av den utøvende radiologen.
  • Hurtige organer som hjertet kan bare vises med begrenset kvalitet på de vanligste enhetene eller krever bevegelseskompensasjon gjennom flere skanninger over tid. Med flerkanalsystemer og RF-mottakerspoler med mange spoleelementer som drives parallelt, er disse undersøkelsene imidlertid mulige ved hjelp av metoder som parallellbildebehandling og finner i økende grad veien til rutinemessig klinisk diagnostikk.
  • Undersøkelsen er ofte mer tidkrevende sammenlignet med andre bildebehandling.
  • På grunn av feltdensitetene som brukes, kan ikke kalsiuminnholdet i benete strukturer kvantifiseres under rutinemessige forhold, siden beinvev inneholder lite vann og lite fett. Beinsykdommer som På den annen side, på grunn av den økte blodstrømmen og det tilhørende vanninnholdet, er det ofte lettere å oppdage betennelser eller svulster enn ved røntgen- eller datortomografiundersøkelser .
  • En allergisk reaksjon på kontrastmidlet kan forekomme svært sjelden , selv om MR-kontrastmidler generelt tolereres mye bedre enn jodholdige røntgenkontrastmidler. Nylig har imidlertid kontrastmedium-indusert nefrogen systemisk fibroses blitt observert av og til .
  • Den ekstremt raske byttingen av strømningene i gradientspolene fører noen ganger til høye lyder under opptaket. Gradientspolene er plassert i det statiske magnetfeltet, og lederne er glade for å vibrere på grunn av Lorentz-kraften . Avhengig av den valgte sekvensen, kan det høres en periodisk kvitring, banking, nynning, rasling eller saging; repetisjonsfrekvensene for bildegenerering kan nå inn i kHz-området. Det er derfor viktig å sikre at pasienten har tilstrekkelig hørselsvern for hver måling. Selv om Lorentz-kraften øker med feltstyrken, har sekvensparametrene (spesielt romlig oppløsning) en betydelig større innflytelse på volumet under målingen.
  • Det høye strømforbruket for direkte kjøling, klimaanlegg og ventilasjonssystem . Dette er 40-100 kilowatt i drift og rundt 10 kW i standby- eller standby- modus  , da noen komponenter, som f.eks. B. vakuumpumpen, avkjølingen av den superledende spolen og deler av kontrollelektronikken ikke må slås av selv når systemet ikke er i bruk for å opprettholde superledningsevne.
  • Den lille diameteren på røret som pasienten kjøres inn i kan føre til følelser av undertrykkelse og angst. I mellomtiden er det imidlertid også enheter med en litt større tunnelåpning på 75 cm (i stedet for 60 cm). I tillegg er det spesielle åpne enheter som har noe dårligere felthomogenitet, men som også gir legen tilgang, for eksempel for MR-guidede biopsier .

Gjenstander

Sammenlignet med computertomografi , artefakter (bildeforstyrrelser) forekomme oftere og vanligvis forstyrre bildekvaliteten mer. Typiske MR-gjenstander er:

  • Artefakter for bevegelse og flyt
  • Refolding artefakter (objektet er utenfor synsfeltet ( synsfelt , FOV), men fortsatt innenfor mottakerspolen)
  • Kjemiske forskyvningsgjenstander (på grunn av forskjellige presesjonsfrekvenser av fett- og vannprotonene)
  • Kansellerings- og forvrengningsartefakter (på grunn av lokale magnetiske feltinhomogeniteter), såkalte følsomhetsartefakter (men disse kan for eksempel også brukes til å diagnostisere blødning i hjernen)
  • Kantartefakter (innen vevsoverganger med veldig forskjellige signaler)
  • Linjeartefakter (høyfrekvente lekkasjer)
  • Artefakter fra eksterne kilder til interferens i rommet som B. Eldre typer perfusorer og anestesimaskiner (selv om de er relativt langt borte fra magneten); de fremstår ofte som striper i fasekoderetningen
  • Artefakter på grunn av radiooverføringsutstyr, f.eks. B. 433 MHz sendere av ISM-båndet og Bluetooth- enheter

Kontraindikasjoner

  • Pacemaker- og defibrillatorsystemer kan bli skadet av undersøkelsen eller forårsake skade på pasienten gjennom interaksjon med magnetfeltene til MRT. Kontaktflatene til de implanterte elektrodene kan varmes opp, magnetiske deler av implantatet kan bevege seg eller systemets funksjon kan bli fullstendig forstyrret. Noen produsenter av slike implantater har nå utviklet MR-kompatible systemer som er godkjent i EU, USA og Japan. Mange pacemakere og ICD-systemer blir nå observert i kontrollerte kliniske studier.
  • Metallsplinter eller fartøyklemmer laget av ferromagnetisk materiale i en ugunstig posisjon (f.eks. I øyet eller i hjernen)
  • Midlertidig cava-filter
  • Mens magnetisk resonansbilder også er trygge under graviditet , fører administrering av kontrastmedier som inneholder gadolinium til en signifikant økt dødsrate hos nyfødte under eller etter fødselen med et fareforhold (HR) på 3,7 og økt sannsynlighet for revmatologiske , inflammatoriske og dermatologiske sykdommer. med et fareforhold på 1,36. Derfor bør ingen kontrastmidler brukes til magnetisk resonans under graviditet. På den annen side er magnetisk resonans uten bruk av kontrastmedier ikke forbundet med økt risiko for det ufødte barnet. I en kanadisk retrospektiv kohortestudie med over 1,4 millioner barn som ble fulgt opp til sitt fjerde leveår, var det ingen signifikant økt risiko for magnetisk resonansavbildning , inkludert medfødte anomalier , svulster eller syn eller hørselstap på magnetisk resonansavbildning i første trimester som er spesielt følsom for teratogener .
  • Cochleaimplantat (med noen cochleaimplantater er en MR mulig ved å følge de nøyaktige instruksjonene fra produsenten av cochleaimplantatet. For eksempel må visse MR-maskiner eller feltstyrker brukes og cochleaimplantatet må festes / sikres i hodet med et ekstra trykkbandasje.)
  • Implanterte insulinpumper (eksterne pumper må fjernes for undersøkelse)
  • I tilfelle klaustrofobi (= romangst), er undersøkelse under sedasjon eller anestesi mulig
  • Piercinger laget av ledende materialer bør fjernes eller observeres under undersøkelsen fordi de kan varme seg opp. Tatoveringer kan forårsake forstyrrelser i bildet, men er ellers ufarlige. Det er bare noen få rapporter om unormale opplevelser.

Liste over forkortelser for vanlige MR-sekvenser

forkortelse Forklaring synonym
CE-FAST : Contrast Enhanced Fast Acquisition i Steady State GE med SE-komponent ved å benytte likevektsmagnetiseringen PSIF, CE-GRASS
CISS : Konstruktiv interferens i jevn tilstand To GE-sekvenser, hvis individuelle signaler er lagt til konstruktivt
KJERNE : Klinisk optimaliserte regionale eksamener
CSFSE : Contiguous Slice Fast-acquisition Spin Echo
CSI : Chemical Shift Imaging
DANTE : Forsinker veksling med nutasjoner for skreddersydd eksitasjon Serie med pulser
DE-FLASH : Dobbelt ekko - Fast Low Angle Shot
DEFAISE : Dual Echo Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
DEFGR : Driven Equilibrium Fast Grass
DESS : Double Echo Steady State Dobbel GE-sekvens der signalene blir lagt til en
EPI : Echo Planar Imaging Flere GE etter en stimulans; ofte alle rådata i ett pulstog
EPSI : Echo Planar Spectroscopic Imaging
FADE : Fast Acquisition Double Echo
FAISE : Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
RASKT : Rask ervervet Steady State-teknikk GE ved hjelp av likevektsmagnetisering FISP
FEER : Field Echo with Even echo Rephasing
FFE : Fast Field Echo GE med liten vinkelsexitasjon FISP
FISP : Fast Imaging with Steady State Precession GE ved hjelp av likevektsmagnetisering
FLAIR : Væskedempet inversjonsgjenoppretting SE med oppstrøms 180 ° puls, lang inversjonstid for å undertrykke væskesignalet
FLAMME : Rask lavvinklet multi-ekko
FLARE : Rask lav vinkel med avspenningsforbedring
FLASH : Rask lavvinkelskudd GE med liten vinkel eksitasjon, vanligvis med HF ødeleggende T1-FFE, Bortskjemt GRAS, SPGR
GRASS : Gradient Refocused Acquisition in the Steady State GE ved hjelp av likevektsmagnetisering FISP, RASK
GE : gradient ekko GRE
HASTE : Half-fourier-ervervet single shot turbo spin echo Turbo-SE med Half-Fourier-Acquisition, alle rådata i ett pulstog
IR : Inversjonsgjenoppretting SE eller lignende med en oppstrøms 180 ° puls
IRABS : Inversjonsgjenoppretting raskt gress
LOTA : Langsiktig gjennomsnitt
MAST : Motion Artifact Suppression Technique
MPGR : slice-MultiPlexed Gradient Refocused anskaffelse med steady state
MP-RAGE : Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo 3D-versjon av Turbo-FLASH
MSE : Modified Spin Echo
PCMHP : fasekontrast multikardiale faser
PSIF : Presisjonsstudie med Imaging Fast (snudd FISP) GE med SE-komponent ved å benytte likevektsmagnetiseringen CE-FAST, CE-GRAS
RARE : Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement SE med flere 180 ° pulser, en rå datalinje per ekko TSE, FSE
RASE : Rapid Acquisition Spin Echo
RASEE : Rapid Acquisition Spin Echo Enhanced
SE : spinn ekko 90 ° –180 ° pulstog
SENSE : Sensitivity-Encoded
SMASH : Simultan Acquisition of Spatial Harmonics
SPGR : Spoiled Gradient Recalled Acquisition in the Steady State Gradient ekko med spoilere BLITS
STE : Stimulert ekko
DAMP : Stimulert ekkoinnsamlingsmodus Pulstog med tre 90 ° pulser
SPIR : Spectral Presaturation with Inversion Recovery Fettundertrykkelse
SR : Saturation Recovery Sequence SE oa med oppstrøms 90 ° puls
SSFP : Steady State Free Precession
STIR : Short-Tau Inversion Recovery
TFL : Turbo Flash
TGSE : Turbo Gradient Spin Echo Turbo SE-sekvens der SE er omgitt av GE GRESS
TIRM : Turbo-inversjon Recovery-Magnitude Turbo-SE med oppstrøms 180 ° puls, representasjon av absolutt signal
TRUE-FISP : True Fast Imaging With Steady Precession GE med utnyttelse av likevektsmagnetiseringen, alle gradienter sym. SSFP
TRUFI : True Fast Imaging With Steady Precession
Turbo-FLASH : Turbo Fast Low Angle Shot FLASH med oppstrøms 180 ° puls (IR) eller 90 ° puls (SR)
TSE : Turbo Spin Echo SE med flere 180 ° pulser, en rå datalinje per ekko FSE, SJELDEN
UTE : Ultrakort ekkotid Svært korte ekkotider i mikrosekundområdet
UTSE : Ultra-rask Turbo Spin-Echo
VIBE : Volume Interpolated Breathhold Examination

Undersøkelsestid i magnetisk resonanstomografi

Varigheten av en MR-undersøkelse avhenger av den delen av kroppen som undersøkes, det kliniske problemet og enheten som brukes. Den ofte utførte hodeundersøkelsen tar vanligvis 10–30 minutter, og en lumbale ryggradsundersøkelse tar vanligvis omtrent 20 minutter. Jo høyere ønsket detaljoppløsning, jo lengre er den estimerte undersøkelsestiden. To serier med bilder blir ofte tatt, først en uten kontrastmiddel, deretter med kontrastmiddel.

Undersøkelsestiden må tas i betraktning når du velger diagnostisk metode. En pasients evne til å ligge stille i den nødvendige tiden kan begrenses individuelt og avhengig av sykdommen. Sedasjon eller anestesi er vanligvis nødvendig for en MR-skanning hos spedbarn og små barn .

Nyere utvikling lover å forkorte undersøkelsestiden betydelig ved å registrere MR-signalet parallelt med mange mottaksspoler, slik at opptakstid på mindre enn ett sekund er mulig i ekstreme tilfeller.

Kostnader og statistikk for MR-undersøkelser (Tyskland)

Prisene for en MR i Tyskland er basert på gebyrplanen for leger og er mellom 140 og 1200 euro, avhengig av organet og kompleksiteten i undersøkelsen. Den lovpålagte helseforsikringen som er betalt for deres forsikrede under Uniform Value Scale, definerer de betydelig lavere prisene (90 til 125 euro). Spesielle prosedyrer (hjerte-MR, undersøkelser av hele kroppen, vaskulær bildebehandling, bryst-MR) blir bare delvis eller slett ikke betalt av lovpålagte forsikringer. B. fordi nytten av undersøkelsen ennå ikke er bevist, eller fordi bivirkningene i form av feildiagnose og overdiagnose er for høye. I følge informasjon fra radiologer er opprettelseskostnadene noen ganger så høye at enhetene bare kan betjenes med blandede beregninger og ytterligere private tjenestetilbud.

I 2009 mottok rundt 5,89 millioner mennesker i Tyskland minst en magnetisk resonanstomografi. Nestleder i styret for Barmer GEK , Rolf-Ulrich Schlenker, oppga de estimerte totale årlige kostnadene for computertomografi (CT) og MR-undersøkelser til 1,76 milliarder euro i januar 2011 .

Totalt antall (polikliniske + polikliniske) MR-undersøkelser og MRT-maskiner i Tyskland (data: OECD)
år 2005 2006 2007 2008 2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016
MR-eksamener 6,003,944 6.260.293 6,894,000 7.353.000 7 945 000 8,624,000 8 874 000 9.270.000 10 018 000 10 637 000 11 322 130 11 812 067
MR-maskiner 1.640 1.762 1845 1,938 2,060 2.211 2.317 2.305 2,332 2,470 2,747 2.840

Verdier i kursiv representerer estimater.

Bildegalleri

Produsent av MR-systemer

Dataformat

DICOM- standarden har i stor grad etablert seg for lagring og arkivering av resultatene av medisinske bildebehandling . Etter undersøkelsen får pasienten ofte en databærer (f.eks. CD-ROM eller DVD-ROM ) med sine egne snittbilder , som han deretter gir videre til behandlende lege. Ofte blir disse bildene ikke konvertert til et mer vanlig grafisk format som f.eks. B. JPEG konvertert slik at pasienten trenger et eget visningsprogram for å se. Ofte er det en på databæreren som, i tillegg til å vise DICOM-bilder, også kan tilby tilleggsfunksjoner som målinger eller forstørrelsesglassverktøy.

litteratur

  • Peter A. Rinck: Magnetisk resonans i medisin. Grunnleggende lærebok for European Magnetic Resonance Forum . 8. utgave. Round Table Foundation, 2014 ( magnetic-resonance.org ).
  • Olaf Dössel: Imaging prosedyrer i medisin. Fra teknologi til medisinsk bruk . Springer, Berlin 2000, ISBN 3-540-66014-3 .
  • Heinz Morneburg (red.): Imaging systems for medical diagnostics . 3. Utgave. Publicis MCD, München 1995, ISBN 3-89578-002-2 .
  • Donald W. McRobbie, Elizabeth A. Moore, Martin J. Graves, Martin R. Prince: MR fra bilde til proton . Cambridge University Press, Cambridge 2002, ISBN 0-521-52319-2 .
  • Fritz Schick: MR-sekvenser . I: Radiologen . teip 9 . Springer, 2006, ISSN  0033-832X .
  • Maximilian Reiser , Wolfhard Semmler (red.): Magnetisk resonanstomografi . Springer, Berlin 1997, ISBN 3-540-61934-8 .
  • Wolfgang R. Nitz, Val M. Runge, Stuart H. Schmeets, William H. Faulkner, Nilesh K. Desai: Praktisk kurs MRT . Instruksjoner om MR-fysikk via eksempler på kliniske bilder. Thieme, Stuttgart 2007, ISBN 978-3-13-139721-8 .
  • Christoph Zink, Christoph U. Herborn: Clinic Dictionary MRT . ABW, Berlin 2007, ISBN 978-3-936072-57-0 .
  • Roland Tammer, Sabine Hofer, Klaus-Dietmar Merboldt, Jens Frahm: Magnetic Resonance Imaging of the Rhesus Monkey Brain . Vandenhoeck & Ruprecht, Göttingen 2009, ISBN 978-3-525-40424-9 .
  • Lothar Dilcher: Håndbok for magnetisk resonanstomografi . Tekster for å komme i gang, diagrammer for å hjelpe deg å tenke, formler for interesserte. 3., reviderte utgave. E. Ferger Verlag, Bergisch Gladbach 2004, ISBN 3-931219-21-6 .
  • Simon, Merrill, Mattson, James S: Pionerene innen NMR og magnetisk resonans i medisin: Historien om MR . Bar-Ilan University Press, Ramat Gan, Israel 1996, ISBN 0-9619243-1-4 .
  • Haacke, E Mark, Brown, Robert F, Thompson, Michael, Venkatesan, Ramesh: Magnetic resonance imaging: Fysiske prinsipper og sekvensdesign . J. Wiley & Sons, New York 1999, ISBN 0-471-35128-8 .
  • P Mansfield: NMR Imaging in Biomedicine: Supplement 2 Advances in Magnetic Resonance . Elsevier Science, Oxford 1982, ISBN 978-0-323-15406-2 .
  • Eiichi Fukushima: NMR i biomedisin: Fysisk grunnlag . Springer Science & Business Media, 1989, ISBN 978-0-88318-609-1 .
  • Bernhard Blümich, Winfried Kuhn: Magnetic Resonance Microscopy: Methods and Applications in Materials Science, Agriculture and Biomedicine . Wiley, 1992, ISBN 978-3-527-28403-0 .
  • Peter Blümer: Spatially Resolved Magnetic Resonance: Methods, Materials, Medicine, Biology, Rheology, Geology, Ecology, Hardware . Red.: Peter Blümler, Bernhard Blümich, Robert E. Botto, Eiichi Fukushima. Wiley-VCH, 1998, ISBN 978-3-527-29637-8 .
  • Zhi-Pei Liang, Paul C. Lauterbur: Prinsipper for magnetisk resonansbilder: Et signalbehandlingsperspektiv . Wiley, 1999, ISBN 978-0-7803-4723-6 .
  • Franz Schmitt, Michael K. Stehling, Robert Turner: Echo-Planar Imaging: Theory, Technique and Application . Springer Berlin Heidelberg, 1998, ISBN 978-3-540-63194-1 .
  • Vadim Kuperman: Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Applications . Academic Press, 2000, ISBN 978-0-08-053570-8 .
  • Bernhard Blümich: NMR Imaging of Materials . Clarendon Press, 2000, ISBN 978-0-19-850683-6 .
  • Jianming Jin: Elektromagnetisk analyse og design i magnetisk resonansavbildning . CRC Press, 1998, ISBN 978-0-8493-9693-9 .
  • Imad Akil Farhat, PS Belton, Graham Alan Webb, Royal Society of Chemistry (Storbritannia): Magnetisk resonans i matvitenskap: Fra molekyler til menneske . Royal Society of Chemistry, 2007, ISBN 978-0-85404-340-8 .

weblenker

Wiktionary: Magnetic resonance imaging  - forklaringer på betydninger, ordets opprinnelse, synonymer, oversettelser
Commons : Magnetic Resonance Imaging  - Album med bilder, videoer og lydfiler

Individuelle bevis

  1. Learning script grunnleggende magnetic resonance imaging . (PDF) Diagnostic and Interventional Radiology, University Hospital Gießen and Marburg, Marburg site.
  2. Cornelius Borck: magnetisk resonansbilder. I: Werner E. Gerabek , Bernhard D. Haage, Gundolf Keil , Wolfgang Wegner (red.): Enzyklopädie Medizingeschichte. De Gruyter, Berlin / New York 2005, ISBN 3-11-015714-4 , s. 733.
  3. PC Lauterbur : Bildedannelse av induserte lokale interaksjoner: Eksempler på bruk av kjernemagnetisk resonans . I: Natur . 242, nr. 5394, 1973, s. 190-191. bibcode : 1973Natur.242..190L . doi : 10.1038 / 242190a0 .
  4. ^ PA Rinck: MR-historien . I: Magnetic Resonance in Medicine, 8. utgave; . 2014.
  5. E. Odeblad, G. Lindström: Noen foreløpige observasjoner av protonmagnetisk resonans i biologiske prøver . I: Acta Radiologica . 43, 1955, s. 469-476.
  6. A. Geiger, M. Holz: automatisering og styring i høy effekt pulset NMR. I: J. Phys. E: Sci.Instrum. 13, 1980, s. 697-707.
  7. Mans P. Mansfield : Multiplan bildedannelse ved hjelp av NMR-spinnekko . I: Journal of Physics C: Solid State Physics . 10, nr. 3, 1976, s. L55-L58. bibcode : 1977JPhC ... 10L..55M . doi : 10.1088 / 0022-3719 / 10/3/004 .
  8. ^ J. Hennig , A. Nauerth, H. Friedburg: RARE imaging: En rask bildemetode for klinisk MR . I: Magnetisk resonans i medisin . 3, nr. 6, 1986, s. 823-833. doi : 10.1002 / mrm.1910030602 .
  9. ^ A. Haase, J. Frahm, D. Matthaei, W. Hänicke, KD Merboldt: FLASH imaging. Rask NMR-avbildning ved bruk av lave vippepulser . I: Journal of Magnetic Resonance . 67, nr. 2, 1986, s. 258-266. bibcode : 1986JMagR..67..258H . doi : 10.1016 / 0022-2364 (86) 90433-6 .
  10. Cornelius Borck: magnetisk resonansbilder. 2005, s. 733.
  11. nobelprize.org , åpnet 30. desember 2020.
  12. Lars G. Hanson: Is kvantemekanikk nødvendig for å forstå Magnetic Resonance? I: Concepts in Magnetic Resonance Part A , Volume 32A, No. 5, 2008, pp. 329-340, doi: 10.1002 / cmr.a.20123 , drcmr.dk (PDF; 515 kB).
  13. WD Rooney et al.: Magnetfelt- og vevsavhengighet av menneskelig hjerne langsgående 1H2O-avslapning in vivo. I: Magn. Reson. Med . Bind 57, 2007, s. 308-318. PMID 17260370 ; doi: 10.1002 / mrm.21122
  14. 7 Klinisk godkjenning av den første 7 Tesla MR ,. Tilgang til mai 2021 .
  15. 7 Tesla mr går over i praksis. Tilgang til mai 2021 .
  16. 7-Tesla ultra-high field magnetisk resonans tomograf, hjerneforskning. Hentet 21. juli 2020 .
  17. LIN innvier ny smådyrskanner med ultrahøy felt. Hentet 6. oktober 2020 .
  18. Funksjonell nevroanatomi ved Leibniz Institute for Neurobiology. Hentet 6. oktober 2020 .
  19. Velkommen til Erwin L. Hahn Institute. Hentet 21. juli 2020 .
  20. Institutt for biomedisinsk teknikk (IBT) ved ETH Zürich .
  21. ^ Pressemelding fra Philips på 7 Tesla MRI i Zürich ( minne fra 19. juli 2011 i Internet Archive ).
  22. Reise inn i hjernen - The New Magnetic Resonance Center. Max Planck Institute, 2019, åpnet 21. juli 2020 .
  23. ^ High-field MR ved Universitetet i Wien .
  24. Kontrakt på flere millioner dollar signert for 7 Tesla magnetresonans tomografier (PDF; 106 kB).
  25. Ultra-high-field MRT arbeidsgruppe ved DKFZ i Heidelberg ( Memento fra 20. februar 2009 i Internet Archive ).
  26. Pressemelding fra DKFZ i Heidelberg om 7-Tesla MR-hele kroppen .
  27. Pressemelding fra MDC i Berlin om 7-Tesla MR-hele kroppen
  28. ^ MR i høyfelt ved MDC i Berlin
  29. 9.4 Tesla MR-PET ved Jülich Research Center .
  30. Pressemelding fra FAU Erlangen-Nürnberg , åpnet 20. oktober 2015.
  31. Pressemelding fra Universitetssykehuset Erlangen , tilgjengelig 20. oktober 2015.
  32. ^ Hjertesenter åpnet på Würzburg universitetssykehus. Hentet 4. oktober 2017 .
  33. DZNE Bonn Methods. Hentet 19. august 2020 .
  34. Magnetisk resonans tomograf trekker til Venusberg - 40 tonn på kroken. Hentet 19. august 2020 .
  35. Informasjonsark om superledende magneter - MR. (PDF) Brannvesenet München, profesjonell brannvesen, 2009, arkivert fra originalen 9. mai 2010 ; Hentet 4. april 2015 .
  36. S. Yilmaz, M. Misirlioglu: Effekten av 3 T MRI på mikrolekkasje av amalgam-restaureringer. I: Dento maxillo ansiktsradiologi. Volum 42, nummer 8, 2013, s. 20130072. doi: 10.1259 / dmfr.20130072 . PMID 23674614 . PMC 3756742 (fri fulltekst).
  37. Produkter | St. Jude Medical. Hentet 28. februar 2018 .
  38. S. Nospes, W. Mann, A. Keilmann: Magnetisk resonans tomografi i pasienter med magnetisk medfølgende hørende implantater. I: Der Radiologe , 2013, s. 1026-1032, doi: 10.1007 / s00117-013-2570-x .
  39. Pris: David L. og De Wilde, Janet P. og Papadaki, Annie M. og Curran, Jane S. og Kitney, Richard jeg. Gransking av akustisk støy på 15 MRI-skannere fra 0,2 T til 3 T . I: Journal of Magnetic Resonance Imaging . 13, nr. 2, 2001, s. 288-293. doi : 10.1002 / 1522-2586 (200102) 13: 2 <288 :: AID-JMRI1041> 3.0.CO; 2-P .
  40. Bert Hansky: Spesielle MR-kompatible elektroder . I: Deutsches Ärzteblatt Int. teip 109 , nr. 39 , 28. september 2012, s. 643–644 , doi : 10.3238 / arztebl.2012.0643b .
  41. SureScan. ClinicalTrials.gov
  42. ProMRI. ClinicalTrials.gov
  43. Ola Nicola Siegmund-Schulze: MR-undersøkelse under graviditet: Kontrastmedier kan skade barnet når som helst Deutsches Ärzteblatt 2016, bind 113, utgave 44 av 9. november 2016, side 1987.
  44. LL Tsai, AK Grant et al.: A Practical Guide to MR Imaging Safety: What Radiologists Need to Know. I: Radiographics: en gjennomgangspublikasjon fra Radiological Society of North America, Inc. Volum 35, nummer 6, oktober 2015, s. 1722-1737, doi : 10.1148 / rg.2015150108 , PMID 26466181 (anmeldelse).
  45. Martina F. Callaghan, Clive Negus, Alexander P. Leff, Megan Creasey, Sheila Burns, Janice Glensman, David Bradbury, Elaine Williams, Nikolaus Weiskopf: Sikkerhet for tatoveringer hos personer som gjennomgår MR. I: New England Journal of Medicine. 380, 2019, s. 495, doi : 10.1056 / NEJMc1811197 .
  46. Tidsplan for gebyrer for leger, punkt O III: magnetisk resonansbilder
  47. hil: MR er mest vanlig i Tyskland i henhold til rapporten fra Barmer. I: aerzteblatt.de . 1. februar 2011, åpnet 27. desember 2014 .
  48. OECD-rapport: Health care utilization (Edition 2019) , tilgjengelig 30. desember 2020
  49. OECD-rapport: Health care resources (Edition 2019) , åpnet 30. desember 2020