Neuro (Subject) / Vorlesung 4 - Strukturelle Verfahren (Lesson)

VL 4-5 nur MRt

This lesson was created by Amalaswinthaa.

Learn lesson

back  |  next 1 / 1

• Strukturelle vs. funktionelle Bildgebung - strukturelle: statisches Bild, Messung bestimmter Aspekte der Anatomie - funktionelle: dynamisches Bild, Messung bestimmter Aspekte der Gehirnfunktion
• Strukturelle Bildgebung 2 Hauptverfahren Computerresonanztomographie --> differentielle Absorption von Strahlung durch verschiedene Gewebetypen Magnetresonanztomographie
• CT - basiert auf Röntgenstrahlung - Bestrahlung einer Schicht 360 Grad, sukzessiv - Aufzeichnung der nicht absorbierten Strahlung ("Abschattung") durch Röntgensensoren - ggf. Kontrastmittel, um bestimmte Strukturen sichtbar zu machen - differentielle Absorption von STrahlung durch verschiedene Gewebetypen (es wird gemessen, was auf der anderen Seite noch ankommt bzw. nicht absorbiert wurde)
• Vorteile von MRT gegenüber CT - keine ionisierende Strahlung nötig - bessere räumliche Auflösung --> Faltung des Kortex in MRT sichtbar, in CT weniger - bessere UNterscheidung zwischen grau & weißer Substanz - MRT ermöglicht auch funktionelle Messung - CT in Forschung eher weniger
• MRT Setup - LCD-Goggles um Experimente zu sehen - Joystick - Stimulus-Control: hier wird das Experiment gesteuert --> Stimulationsequipment
• MRT Grundprinzip - Grundlage = Kernspin des Wasserstoffatoms - besteht aus einem Proton (Atomkern) und einem Elektron --> elektrisch neutral - Proton rotiert um die eigene Achse wie ein Kreisel --> Spin - Rotierende Masse --> Drehimpuls (J)(Kraft die senkrecht zur Ebene der Rotation nach oben wirkt) - Rotierende elektrische Ladung --> magnetisches Moment (μ) (gleiche Richtung wie Drehimpuls) - Modellvorstellung eines Protons mit Spin als rotierender Stabmagnet --> wenn sich "Magnet" bewegt, wird in der Empfangsspule eine Spannung induziert, die wir messen können - Normalzustand: zufällige Ausrichtung der Spin-Achsen - im Magnetfeld (z.B. MRT-Scanner): Ausrichtung der Spin Achsen entlang des Magnetfeldes (ein paar sind antiparallel, aber die Mehrzahl ist parallel zum Magnetfeld) - Feldstärke des MRT deutlich stärker als Erdmagnetfeld: MRT = 1,5T/3T/7T, EMF = 25-65μT -Supraleitende Spule (Heliumgekühlt) --> B0 Magnetfeld - B0 Magnetfeld immer aktiv, auch wenn gerade nicht gemessen wird - je stärker das Magnetfeld, desto stärker die Signale die man messen kann - B0= Ursache für die präferenzielle Ausrichtung der Spi-Achsen in eine Richtung
• Präzession - wirkt auf rotierende Masse (z.B. Kreisel)  eine äußere Kraft (Gravitation), dann macht die Achse eine rotierende Ausgleichsbewegung = Präzession - das gleiche gilt für ein Proton mit Spin, dass sich in einem Magnetfeld B0 befindet
• Lamorfrequenz - Präzession: Im Magnetfeld rotiert die Spin-Achse relativ zur Ausrichtung des Magnetfeldes B0 - Präzessionsfrequenz = Lamorfrequenz in Mhz/Tesla w0 = y x B0, y = gyromagnetische Konstante (je nach Element), B0 = stärke des Magnetfeldes - Lamorfrequenz hängt ab vom Element und von der Stärke des äußeren Magnetfeldes
• Grundprinzip der Spins 1: mehr parallel als antiparallel ausgerichtet 2: wenn man vom stabilen/parallelen Zustan din den instabilen/antiparallelen Zustand überführen möchte, muss man Energie aufwenden (Energieabsorption) --> wenn sie wieder zurück "kippen" wird Energie frei (Energiefreisezung) (Energie muss aufgewendet werden, da der antiparallele Zustand nicht bevorzugt wird) - wir messen also, wie lange es dauert, bis die Energie wieder frei wird, also wie lange es dauert bis die antiparallelen wieder zurückklappen, die wir vorher von stabil in instabil überführt haben
• Nettomagnetisierung = Differenz der parallel und antiparallel ausgerichteten Spins = M - wenn gleich viele Spins in beide Richtungen dann M = 0 M = Vektor entlang des Magnetfeldes
• Nettomagnetisierung und Feldstärke - wir wollen ein starkes äußeres Magnetfeld, damit mehr Spins im parallelen Zustand sind, die wir dann in den antiparallelen Zustand transofmieren und die dann weider in den parallelen klappen --> besseres SIgnal - je stärker das Magnetfeld, desto mehr Spins werden in den parallelen Zustand gebracht --> Größere Nettomagnetisierung
• Zeemann-Effekt = Nettomagnetisierung steigt linear mit der Stärke des Magnetfeldes - wenn die Differenz zwischen antiparallel und parallel steigt, favorisieren die Spins das geringere Energiestadium (parallele Ausrichtung)
• RF-Excitation - wenn der RF-Puls die Lamorfrequenz (Resonanzfrequenz) des Elements hat, werden die Spins "angeregt" --> Übergang einiger Spins von parallel zu antiparallel (Excitation) - Spins gehen dann in den Ausgangszustand zurück - Energie wird freigesetzt --> Relaxation --> Energie die frei wird = MEssung in der Empfangsspule/RF-Kopfspule -Zeemann Effekt: Signal hängt von B0 ab - RF Spule (Kopfspule/headcoil) anhand derer die Radiofrequenzimpulse abgegeben werden - außerhalb des Raumes noch Verstärker (Radiofrequenz amplifier transmitter und radiofrequency preamplifier und Digitizer)
• T1- Relaxation - 90 Grad RF-Puls: Pulsdauer ist genuaso lang, dass die Longitudinalmagnetisierung 0 wird Abbildung: 1 --> Longitudinalmagnetisierung = 0, da keine Nettomagnetisierung da, also gleich viele parallel und antiparallel 2. T1-Relaxation: Spins klappen kurz nach RF-Puls wieder zurück (longitudinale Relaxation) Grund: äußeres Magnetfeld favorisiert die parallele Ausrichtung der Spins --> Eingestrahlte Energie wird dabei wieder freigegeben und induziert die Spannung in der Messspule 3. Ruhezustand: parallel > antiparallel
• T1-Relaxationszeit - WIe lange dauert es, bsi die Longitudinalmagnetisierung 63% des Ausgangswertes hat? - Unabhängig von Feldstärke und Molekularbewegung (--> Gewebeabhängig)
• T1-gewichtete Scans - Signalintensitäten in den Bildvoxeln hängen von den T1-Werten ab - hohe Signalintensität (= kurze T1-Werte): Knochen, weiße Substanz - mittlere Signalintensität: graue Substanz - niedrige Signalintensität: CSF - Voxel = 3D-Pixel, typischerweise 1-3mmhoch3
• T2-Relaxation - Abnahme der Transversalmagnetisierung 1: direkt nach RF-Puls: Phasenkohärenz --> Ausrichtung aller Spins in eine Richtung, präzessiert genau in Phase/liegen alle auf einem Vektor 2. reduziert sich relativ schnell, da die SPins dephasieren; stoßen sich gegenseitig ab, Grund: Spin-Spin Interaktion 3. alle weider unterschiedlich ausgerichtet --> Transversale Relaxation
• T2 und T2*- Relaxationszeit T2: Absinken der Transversalmagnetisierung auf 37% des Ausgangswertes, abhängig u.a. vom Wassergehalt T2*: T2-Relaxation und zusätzliche Dephasierung durch Magnetfeldinhomogenitäten, T2* < T2
• T2 gewichtete Scans - Signalintensität in den Bildvoxeln hängt von T2-Werten ab - hohe Signalintensität (lange T2-Werte): CSF - niedrige Signalintensität: weiße Substanz
• MRT: vom Signal zum Bild - Lamorfrequenz (in Mhz) = w0 = y x B0 --> abhängig von B0 - eigenes B0 für jede Schicht erlaubt selektive Anregung einzelner Schichten - zusätzlich zu B0 werden unterschiedlich ausgerichtete Gradientenfelder schichtweise zugeschaltet: in Richtung x,y,z -s. MRT-Setup: Gradientenspulen/gradient coils und xyz gradient amplifier --> ermöglichen Ortskodierung eines Signals
• MRT Puls-Sequenzen - durch Veränderungen in den RF-Pulsen (zur Anregung der Spins) und dem Zeitpunkt der Messung können spezifische Puls-Sequenzen erstellt werden, die für die verschiedenen Kontraste (T1/2/2*) empfindlich sind - TR (repetition time): Zeitintervall zwischen aufeinanderfolgenden RF-Pulsen (in Sekunden) - TE (echo time): Zeitintervall zwischen RF-Puls und dem auslesen der Daten (in Millisekunden) --> diese Zeiten schlau wählen, um besonders sensitiv für T1 oder T2 zu messen und verschiedene Bildkontraste zu erzeugen
• T1-Kontrast wann max wann min - T1 Kontrast wird maximiert bei relativ kurzer TR, minimiert bei relativ langer TR - T2 Kontrast wird minimiert bei relativ kurzer TE, maximiert bei eher längerer TE
• MRT- Sicherheit - statisches Magnetfeld ist immer an - Vorsicht mit ferromagnetischen Gegenständen im Scannerraum - Kontraindikationen: Metallteile im körper, Herzschrittmacher usw. aber auch Klaustrophobie
• Strukturelle Bildgebung in der Forschung - Läsionen in Patienten bzw. Patientengruppen mit Hirnschädigungen lokalisieren --> im Einzelpatienten: Klinische Praxis, Einzelfälle, am besten mit T1/T2, Läsionslokalisation durch visuelle Inspektion - Läsionslokalisation mit funktionellen Defiziten assoziieren - Variabilität in der Hirnstruktur mit Verhaltensmaßen zusammenbringen
• Läsionsüberlappung in Patientengruppen - Gehirne müssen in den gleichen Raum gebracht werden (Normalisierung) -Transformation der Bilder: Passung auf ein Standardgehirn - verschiedene Methoden: Verschiebung, Skalierung, Rotation, Scherung - zusätzlich auch nicht-lineare Transformation
• Anatomischer Standardraum - talairach SPace , Talairach und Tournoux (1988) - Atlas auf der post-mortem Analyse des Gehirns einer 60J Frau --> Brodmann Areale, aber keine Histologie - MNI-Space: Montreal Neuronal Institute - mittleres Gehirn einer Kohorte von 152 bzw. 305 Vpn - wird in SPM der populärsten Bildgebungssoftware verwendet
• Voxel-based lesion-symptom mapping - Voraussetzungen: relativ große Patientenstichprobe; ausreichend Varianz in der Läsionslokalisation - immer neue Patientengruppen werden für jedes Voxel gebildet (Läsion ja nein) Gruppenvergleich mittels T-Test, nicht-parametrische Verfahren - Korrektur für multiple Vergleiche evtl. rechenintensiv --> Welche Voxelläsionen zeigen größten Zusammenhang mit Neglectsymptomatik
• Voxel-basierte Morphometrie (VBM) - mittels VBM wird die "Dichte" der grauen und weißen SUbstanz in jedem Voxel anhand des strukturellen MRT-Scans abgeschätzt - üblicherweise T1-gewcihtet --> Gruppenvergleiche dieser "Dichte"-Karten oder Korrelation mit Verhaltensmaßen
• Segmentierung: Gewebeklassifikation ohne anatomische Priors - basierend auf dem Histogramm der Intensitätswerte der T1-gewichteten Bilder werden WAhrscheinlichkeiten für verschiedene Gewebearten geschätzt = tissue probabilities - Intensitätshistogramm als Mischung unterschiedlicher (gewebeabhängiger) Normalverteilungen
• Segmentierung: Gewebeklassifikation mit anatomischen Prior joint-probability = Kombination aus Daten und prior --> aus a priori Wahrscheinlichkeiten und den MRT Daten --> weil z.B. ohne anatomischen prior Schädel und graue SUbstanz das gleiche auf dem Bild ist
• Cortical Thickness - basiert auf segmentierten T1-gewichteten BIldern -Abstand zw. Grenze CSF/graue Substanz und Grenze graue SUbstanz/weiße Substanz wird gemessen - weitere Maße der kortikalen Struktur: Krümmung der OBerfläche Dicke Tiefe kortikale Faltungen
• Diffusions-Tensor-Bildgebung (DTI) - Darstellung der Orientierung von Fasertrakten - basiert auf der Einschränkung der DIffusion von Wassermolekülen durch Axone mit bestimmter Orientierung - Gruppenvergleiche, tract-Tracing

back  |  next 1 / 1