MR scanning

Den magnetisk resonans imaging , herefter MRI eller MR (som Tomography af gammel græsk τομή tome , tysk , cut ' og γράφειν graphein , tysk , write' ), er en billeddannelsesteknik , som især i medicinsk diagnose til illustration af strukturen og funktionen af væv og Organer i kroppen, der bruges. Den er baseret fysisk på principperne om kernemagnetisk resonans ( engelsk kernemagnetisk resonans NMR ), navnlig feltgradienten NMR , og er derfor også kendt som magnetisk resonans imaging kaldes ( i daglig tale lejlighedsvis magnetisk resonans afkortet). Forkortelsen MRI , som også kan findes, stammer fra det engelske navn Magnetic Resonance Imaging .

MR kan bruges til at generere snitbilleder af den menneskelige (eller dyre) krop, som tillader en vurdering af organerne og mange patologiske organændringer. Det er baseret på - i et magnetisk resonans -tomografisystem (kort form: nuklear spintomograf, MRT -enhed) - genereret meget stærke magnetfelter samt vekslende magnetfelter i radiofrekvensområdet, som visse atomkerner (normalt hydrogenkernerne / protoner ) i kroppen er resonant spændte og skaber et elektrisk kredsløb i et modtager kredsløb Signal induceres . Da objektet, der skal observeres "udstråler sig selv", er MRT ikke underlagt den fysiske lov, der styrer opløsningen af optiske instrumenter, ifølge hvilken bølgelængden af ​​den anvendte stråling skal være mindre, jo højere er den krævede opløsning. I MRT kan objektpunkter i sub-millimeterområdet løses med bølgelængder i målerområdet (lavenergiradiobølger). Lysstyrken af ​​forskellige vævstyper i billedet bestemmes af deres afslapningstider og indholdet af hydrogenatomer (protontæthed). Hvilke af disse parametre dominerer billedkontrasten påvirkes af valget af pulssekvensen.

Ingen skadelige røntgenstråler eller anden ioniserende stråling genereres eller bruges i enheden . Imidlertid er virkningerne af skiftevis magnetiske felter på levende væv ikke blevet undersøgt fuldt ud.

Procedurer og systemer

Talrige specielle MR -procedurer er blevet udviklet for at kunne vise oplysninger om deres mikrostruktur og funktion (især deres blodgennemstrømning ) ud over organernes position og form , for eksempel:

• den Real-time MRI for filmisk visning af bevægelige led eller organer (f.eks. som hjerte)
• Den magnetisk resonans angiografi (MRA) til angivelse af beholderne,
• den funktionel magnetisk resonans-billeddannelse (fMRI eller fMRI) af hjernen,
• den perfusion MRI at undersøge væv blodgennemstrømning,
• den diffusion - eller diffusion tensor imaging (DTI) for en virtuel rekonstruktion af nerve fiberforbindelser,
• MR elastografi .

Afhængigt af designet skelnes der mellem lukkede MRT-systemer med en kort eller lang tunnel og åbne MRT-systemer (oMRI) med en C-arm eller en tunnel, der er åben til siden. Lukkede tunnelsystemer leverer forholdsvis bedre billeddata, mens åbne MRT -systemer giver adgang til patienten under MR -kontrol.

Et andet kendetegnende kriterium er typen af ​​magnetfeltgenerering. Permanente magneter eller konventionelle elektromagneter bruges til svage magnetfelter på op til ca. 0,5  Tesla fluxdensitet (magnetisk induktion), mens superledende magnetiske spoler bruges til højere felter .

Historisk udvikling

Atomkernenes specifikke magnetiske resonans med et magnetisk dipolmoment beskrevet af Felix Bloch og Edward M. Purcell i 1945/46 var grundlaget for magnetisk resonansspektroskopimetoden , som også har været brugt i medicin siden 1950'erne . Magnetisk resonans tomografi blev opfundet som en billeddannelsesmetode af Paul C. Lauterbur i september 1971; han offentliggjorde teorien om billeddannelse i marts 1973. De vigtigste parametre, der bidrager til billedkontrast (forskelle i vævets afslapningstider) var allerede blevet beskrevet af Erik Odeblad godt 20 år tidligere .

Lauterbur havde to grundlæggende ideer, der i første omgang gjorde billeddannelse baseret på magnetisk resonans mulig. Først gjorde han det med feltgradient NMR ; H. med introduktionen af ​​magnetiske gradientfelter i det konventionelle NMR -eksperiment for at tildele NMR -signalerne til visse rumlige områder af en udvidet prøve (rumlig kodning). For det andet foreslog han en metode, hvor forskellige ved at rotere ortskodierenden magnetfelt i successive eksperimenter er blevet foretaget rumlige kodninger (projektioner) af undersøgelsesemnet, hvorfra der derefter bruges den filtrerede bagprojektion ( engelsk filtreret tilbage projektion ) et billede af objektet under undersøgelse kunne beregnes. Hans resultat, der blev offentliggjort i 1973, viser et todimensionalt billede af to rør fyldt med normalt vand i et miljø med tungt vand .

For en praktisk brug af denne opdagelse var særlige innovationer inden for apparater nødvendige. Bruker- virksomheden i Karlsruhe udviklede "kvartsstyrede" NMR- pulsspektrometre i en gruppe ledet af fysikerne Bertold Knüttel og Manfred Holz i begyndelsen af ​​1960'erne . B. kunne bruges af Peter Mansfield til grundlæggende eksperimenter. Fra 1974 og fremefter udviklede Mansfield matematiske metoder til hurtigt at konvertere signalerne til billedinformation samt teknikker til skive-selektiv excitation. Desuden introducerede han i 1977 brugen af ​​ekstremt hurtig omskiftning af gradienterne (EPI = Echo Planar Imaging ). Dette gjorde det muligt at få billeder på godt under et sekund (“snapshot teknik”), som dog skal købes med kompromisser i billedkvalitet den dag i dag. Mansfield er også takket være introduktionen af ​​magnetisk afskærmede gradientspoler. I sine sidste aktive år ledte han efter løsninger til at reducere den betydelige støjforurening for patienterne gennem den ekstremt hurtige gradientskift.

Andre vigtige bidrag til den brede kliniske anvendelse af magnetisk resonansbilleddannelse (MRT) kommer fra tyske forskningslaboratorier. I Freiburg udviklede Jürgen Hennig og kolleger en variant af Spin-Echo MRT i begyndelsen af ​​1980'erne , som i dag er kendt af forkortelserne RARE ( Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement ), FSE ( Fast Spin Echo ) eller TSE ( Turbo Spin Ekko ). Det er meget udbredt på grund af dets følsomhed over for patologiske vævsstrukturer og dets metrologiske effektivitet. I 1985 opnåede Axel Haase , Jens Frahm og Dieter Matthaei i Göttingen et grundlæggende gennembrud inden for MR med opfindelsen af FLASH -hurtigbilledmetoden . FLASH -teknologien reducerede måltiderne på det tidspunkt med op til to størrelsesordener (faktor 100) uden væsentligt tab af billedkvalitet. Metoden muliggør også uafbrudte, sekventielle målinger i dynamisk ligevægt samt helt nye kliniske undersøgelser såsom optagelser af bughulen, mens vejrtrækning holdes, dynamiske optagelser af hjertefilm synkroniseret med EKG, tredimensionelle optagelser af komplekse anatomiske strukturer, vaskulære repræsentationer med MR angiografi og i dag også funktionel kortlægning af cortex med særlig høj opløsning. Fra midten af ​​1980'erne banede dette vejen for en bred, primært klinisk, anvendelse af MR i medicinsk diagnostik.

Bidraget fra Raymond Damadian , der præsenterede det første "magnetiske resonansbillede" af en person i 1977 og ansøgte om et amerikansk patent på brug af NMR til kræftdiagnose i 1974, er kontroversielt . Selvom patentet ikke beskrev en metode til billeddannelse, men kun en punktmåling, vandt Damadian med et andet patent (multi-slice multi-angle-målinger f.eks. Til MR-undersøgelser af rygsøjlen) over 100 millioner amerikanske dollars fra de forskellige producenter af magnetisk resonans tomografer. Hans originale NMR -scanner, som ikke producerede billeder, blev aldrig brugt klinisk, og den kræftdetekteringsmetode, som den angiveligt fandt med, er ikke uden tvivl. Det er baseret på forskelle i NMR -afslapningstider for sundt væv og tumorvæv. Denne observation, der blev offentliggjort af Damadian i 1971 (ved hjælp af magnetisk resonansspektroskopi) blev principielt bekræftet, men måtte senere bringes i perspektiv, at forskellene ikke gjaldt konsekvent. Forskellige afslapningstider for vævet er hverken nødvendige eller tilstrækkelige til tilstedeværelsen af ​​tumorvæv i testpersonen. Damadian var ikke inkluderet i Nobelprisen i 2003 for magnetisk resonansbilleddannelse , mod hvilken han offentligt protesterede.

fysik

kort version

Dette afsnit beskriver princippet om MR på en meget forenklet og ikke fuldstændig måde. For en mere præcis beskrivelse, se de næste afsnit.

Metoden er baseret på, at atomkernerne i det undersøgte væv stimuleres på en fasesynkron måde til en bestemt bevægelse ved en kombination af statiske og højfrekvente magnetfelter og derefter udsender et målbart signal i form af en vekslende spænding, indtil bevægelsen er aftaget. Denne bevægelse kaldes Larmor -recession og kan observeres mekanisk analogt på en legetøjstop, når dens rotationsakse ikke er lodret , men precession omkring lodret (se figur til højre). Både for excitationen og for observation af signalet skal en resonansbetingelse være opfyldt, ved hjælp af hvilken det er muligt at bestemme placeringen af ​​de forudgående kerner ved hjælp af inhomogene statiske magnetfelter.

Nogle atomkerner (f.eks. Brintkerner ) i molekylerne i det væv, der skal undersøges, har deres eget vinkelmoment ( atomspin ) og er derfor magnetiske. Efter anvendelse af et stærkt statisk magnetfelt genererer disse kerner en lille langsgående magnetisering i retning af det statiske felt ( paramagnetisme ). Ved at anvende et ekstra højfrekvent vekselfelt i en kort periode i radiofrekvensområdet kan denne magnetisering afbøjes (vippes) fra retningen af ​​det statiske felt, dvs. delvist eller fuldstændigt (mætning) konverteres til en tværgående magnetisering. Den tværgående magnetisering begynder straks at foregive omkring feltretningen for det statiske magnetfelt , dvs. H. magnetiseringsretningen roterer (se figur for præcession). Denne presession -bevægelse af vævsmagnetiseringen inducerer en elektrisk spænding som magnetens rotation i dynamoen i en spole (modtager kredsløb) og kan således detekteres. Deres amplitude er proportional med den tværgående magnetisering.

Efter at have slået det højfrekvente vekselfelt fra, falder den tværgående magnetisering (igen), så spinnene justerer sig igen parallelt med det statiske magnetfelt. Til denne såkaldte afslapning har de brug for en karakteristisk henfaldstid. Dette afhænger af den kemiske forbindelse og det molekylære miljø, hvor den forudgående brintkerne er placeret. Derfor adskiller de forskellige typer væv sig karakteristisk i deres signal, hvilket fører til forskellige signalstyrker (lysstyrker) i det resulterende billede.

Grundlæggende

Det fysiske grundlag for magnetisk resonansbilleddannelse (MRI) er den nukleare magnetiske resonans (eng. Nuclear magnetic resonance , NMR ). Her bruger man det faktum, at atomkernerne af brint ( protoner ) har et iboende vinkelmoment ( spin ) og, forbundet med dette, et magnetisk dipolmoment . Nogle andre atomkerner har også spin og modtager dermed et magnetisk moment . (Fra den klassiske fysiks synspunkt kan en atomkerne i forenklet form ses som en sfærisk top med et vinkelmoment og et magnetisk dipolmoment, selvom årsagen til dens vinkelmoment ikke kan beskrives korrekt på den klassiske måde.)

Hvis en sådan kerne bringes ind i et statisk magnetfelt , er dens energi lavest, når det magnetiske dipolmoment er justeret parallelt med feltet . Et drejningsmoment virker på alle andre atomkerner, som forsøger at dreje magnetmomentets retning i magnetfeltets retning. På grund af atomkernens iboende vinkelmomentum og bevarelsen af ​​vinkelmomentet resulterer dette i presessionens bevægelse , dvs. H. kernens vinkelmomentorientering roterer rundt i det anvendte magnetfelts retning uden at ændre angrebsvinklen. ${\ displaystyle {\ vec {B}} _ {0}}$${\ displaystyle {\ vec {B}} _ {0}}$

På grund af kernernes termiske energi ved normale temperaturer er dipolmomenterne næsten helt tilfældige ( isotrope ); der er kun et meget lille overskud af atomkerner (ifølge Boltzmann -fordelingen ), hvis dipolmomenter er justeret i retning af det statiske magnetfelt. Kun dette lille overskud forårsager den eksternt målbare magnetisering i retning af det eksterne statiske felt (den langsgående magnetisering i længderetningen).${\ displaystyle {\ vec {M}}}$

Nukleare spinnes bevægelse foregår med Larmor -frekvensen . Det afhænger af styrken af ​​det ydre magnetfelt og af den kerne, der overvejes; for protoner ved 1 Tesla er det 42,58 MHz, dvs. i VHF -radiobølgeområdet. Et yderligere højfrekvent felt, der oscillerer ortogonalt til det statiske magnetfelt , dvs. i tværplanet , og hvis frekvens er i resonans med Larmor-frekvensen , afleder alle kerner fra deres nuværende position i forhold til det statiske felt i en fasesynkron måde. Den makroskopiske magnetisering vippes fra det statiske felts retning, hvilket resulterer i en tværgående magnetisering, som, hvis det vekslende felt udsættes for den korrekte varighed, højst kan være det samme som den originale langsgående magnetisering (mætning). ${\ displaystyle {\ vec {B}} _ {0}}$

Den roterende tværgående magnetisering inducerer en vekslende spænding i en målespole. Dens frekvens er Larmor -frekvensen, som i tilfælde af et statisk gradientfelt afhænger af placeringen; dens amplitude angiver styrken af ​​den tværgående magnetisering, hvilket igen afhænger af den nøjagtige sekvens (sekvens) af pulser, placeringen og typen af væv.

Formålet med MR -tomografi er at generere skivebilleder (i enhver retning) af den rumlige fordeling af den tværgående magnetisering . ${\ displaystyle {\ vec {M}} _ {T} (x, y, z)}$

Spin-gitter afslapning (langsgående afslapning T1)

Hvis magnetiseringen er vippet ud af længderetningen (z-retning) af et skiftevis magnetfelt med den korrekte frekvens, styrke og varighed på en sådan måde, at den foregår i xy-planet , har den langsgående magnetisering i første omgang værdien nul . Hvis det vekslende felt derefter slukkes, begynder ligevægtstilstanden at blive genopbygget med udelukkende langsgående magnetisering, dvs. lavere energi. Årsagen til denne spin-gitter-afslapning er effekten af ​​fluktuerende interferensfelter på de enkelte kerners øjeblikke, som er forårsaget af tilstødende atomer, som igen er i termisk ligevægt med det bredere miljø, som af historiske årsager kaldes "gitter" ". Det betyder, at magnetiseringen justerer sig igen langs det statiske felt , energien går fra kernerne over atomerne ind i gitteret. Denne justering er eksponentiel: ${\ displaystyle B_ {0}}$

${\ displaystyle M_ {z} \ left (t \ right) = M_ {0} \ cdot \ left (1-c \ cdot e ^ {- {\ frac {t} {T_ {1}}}} \ right) }$,

hvor magnetiseringsstyrken i retning af er i ligevægtstilstand. Konstanten angiver i hvilken tilstand systemet er ude af ligevægt i begyndelsen af ​​afslapningsprocessen (f.eks .: mætning ,: inversion). Tiden, indtil z-komponenten har nået ca. 63% af sin oprindelige værdi igen, kaldes spin-gitter-afslapningstid eller -tid. ${\ displaystyle M_ {0}}$${\ displaystyle B_ {0}}$${\ displaystyle c}$${\ displaystyle c = 1}$${\ displaystyle c = 2}$${\ displaystyle T_ {1}}$

De gange i rene, lavviskose væsker, såsom B. vand er normalt inden for et par sekunder. Væsker med en højere viskositet (f.eks. Olier) eller vand i strukturerede systemer som f.eks B. geler, porøse materialer eller væv har generelt kortere tid. I stærkt ordnede faste stoffer findes derimod meget lange afslapningstider, som muligvis kan ligge i intervallet timer. På grund af den korte tid i faste stoffer spiller sådanne materialer imidlertid ikke en rolle i konventionel magnetisk resonans tomografi. Typiske værdier for i humant væv er mellem et par sekunder for kropsvæsker, såsom blod eller cerebrospinalvæske (spiritus) og ca. 100 ms for kropsfedt (f.eks. Er tidspunktet for spiritus ved 1,5 Tesla omkring 4 sekunder, tid for det grå stof i hjernen er omkring 1,2 sekunder). ${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {1}}$

Spin-spin afslapning (tværgående afslapningstid T2)

Den tværgående magnetisering af et spin -ensemble henfalder nu, på samme måde som hvordan komponenten øges, gennem interaktion med nabostatomer. Her er det dog den såkaldte spin-spin-interaktion, der er ansvarlig for affasingen. Forfaldet kan igen repræsenteres af en eksponentiel funktion, men med en anden tidskonstant : ${\ displaystyle M_ {z}}$${\ displaystyle T_ {2}}$

${\ displaystyle M_ {T} \ venstre (t \ højre) = M_ {T} (0) \ cdot e ^ {- {\ frac {t} {T_ {2}}}}}}$.

Ofte falder den tværgående magnetisering i xy-planet meget hurtigere, end det kan forklares med spin-spin-interaktionen. Årsagen til dette er, at et MR -billede er gennemsnittet over et volumenelement, hvor det eksterne magnetfelt ikke er konstant (men snarere inhomogent). Efter at RF -signalet er fjernet, skifter faserne i kernernes prækessionbevægelse fra hinanden, og xy -komponenterne i de enkelte nukleare spins afviger.

Målesekvens, placeringskodning, billedstruktur

For en bedre forståelse, at princippet om den grundlæggende spin-ekko sekvens ( opfundet af Erwin Hahn i 1950 ) er kort skitseret her. I denne sammenhæng er en "sekvens" (også kendt som "pulssekvens") en sekvens af højfrekvente og magnetiske gradientfelter, der tændes og slukkes i en foruddefineret rækkefølge mange gange i sekundet.

I begyndelsen er der en højfrekvent puls med den passende frekvens ( Larmor -frekvens ), den såkaldte 90 ° excitationspuls . Dette afleder magnetiseringen med 90 ° over det ydre magnetfelt. Det begynder at dreje rundt om den oprindelige akse. Som med en top, der er skubbet, kaldes denne bevægelse for recession .

Det resulterende højfrekvente signal kan måles uden for kroppen. Det falder eksponentielt, fordi protonspinnene kommer ud af synkronisering ("dephase") og i stigende grad destruktivt overlejres. Den tid, hvorefter 63% af signalet er forfaldet, kaldes afslapningstiden ( spin-spin-afslapning ). Denne tid afhænger af brintets kemiske miljø; det er forskelligt for hver type væv. Tumorvæv har z. B. normalt en længere tid end normalt muskelvæv. En måling med vægt vejer derfor tumoren lettere end dens omgivelser. ${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {2}}$

En passende 180 ° omformning af højfrekvent puls kan have den virkning, at en del af affasningen ( affasering på grund af inhomogeniteter i magnetfelt, der ikke kan ændres over tid) vendes på tidspunktet for målingen, så flere centrifugeringer igen er i samme fase. Signalstyrken afhænger derefter ikke af afslapningstiden, men kun af afslapningstiden, som er baseret på ikke-reversible effekter. Afhængigt af sekvensparametrene kan signalet også afhænge af den såkaldte afslapningstid ( spin-gitter-afslapning ), som er et mål for den hastighed, hvormed den originale langsgående justering af spinnene med det eksterne magnetfelt gendannes. Den tid er også vævsspecifik, men som regel væsentligt (5 × til 20 ×) længere end den tid. Den tid af vand er z. B. 2,5 sekunder. -vægtede målesekvenser muliggør en bedre rumlig opløsning på grund af det stærkere signal, men en lavere vævskontrast end billeder med vægt. ${\ displaystyle T_ {2} ^ {*}}$${\ displaystyle T_ {2} ^ {*}}$${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {1}}$${\ displaystyle T_ {2}}$

For at opnå en vægtet optagelse indstilles omfasningspulsen relativt sent, så spin -spin -afslapningen får tid til at træde i kraft; man taler om en lang ekkotid TE. Tidsintervallet til den næste måling er også meget langt, så spin-gitter-afslapningen også kan finde sted fuldstændigt i alle væv, og den efterfølgende måling kan stimuleres fuldt ud igen overalt. Man taler om en lang gentagelsestid TR. Med en lang TE og en lang TR får du kun et lyst signal fra væv med lang tid. Omvendt har man for en -vægtning brug for kort TE og kort TR, så dominerer de forskellige spin -gitter -afslapninger af forskellige væv i billedkontrasten. En sekvens med en kort TE og en lang TR skaber en kontrast, der kun afhænger af koncentrationen af ​​protoner i vævet, som praktisk talt svarer til antallet af hydrogenatomer. Disse såkaldte protontæthed (PD) -vægtede billeder har en svag kontrast, men en høj rumlig opløsning. Der er adskillige videreudviklinger af disse simple spin -ekkosekvenser, for eksempel for at accelerere eller undertrykke fedtvævssignalet. En klinisk MRT -undersøgelse omfatter forskelligt vægtede billedserier og flere rumlige niveauer. ${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {2}}$${\ displaystyle T_ {1}}$

For at kunne tildele signalerne til de enkelte volumenelementer ( voxels ) genereres rumlig kodning med lineære, lokationsafhængige magnetfelter ( gradientfelter ). Dette gør brug af det faktum, at Larmor -frekvensen for en bestemt partikel afhænger af den magnetiske fluxdensitet (jo stærkere feltkomponenten er vinkelret på partikelens vinkelmoment, desto højere er Larmor -frekvensen):

• En gradient er tændt ved excitationen og sikrer, at kun et enkelt lag af kroppen har den passende Larmor -frekvens, således kun afbøjes lagets spin ( skiveudvælgelse ).
• En anden gradient over det første er kortvarigt tændes efter excitation og bevirker en styret faseforskydningshastigheder af spin på en sådan måde, at den spinder dephase ved forskellige hastigheder i hvert billede linje, hvilket svækker sumsignalet ( fase kodning gradient ). Denne måling gentages med trinvist ændret gradientstyrke, så ofte som billedlinjer skal beregnes. Signalet svækkes på grund af affasningsændringer afhængigt af placeringen af ​​de transmitterende spins langs gradienten.
• Den tredje gradient skiftes vinkelret på de to andre under målingen; det sikrer, at spinnene i hver billedkolonne har en anden precessionshastighed, dvs. sender en anden Larmor -frekvens ( udlæsningsgradient, frekvenskodningsgradient ).

Målingerne indtastes linje for linje i en matrix ("k-mellemrum"). K-rummet indeholder således summen af ​​de vandrette rumfrekvenser i vandret og summen af ​​de lodrette rumfrekvenser i lodret. Med en todimensionel Fouriertransformation adskilles bidragene fra de enkelte frekvenser, dvs. H. signalstyrken bestemmes for hver voxel. Alle tre gradienter tilsammen får signalet til at blive kodet i tre rumlige planer. Det modtagne signal tilhører et specifikt lag af kroppen og indeholder en kombination af frekvens- og fasekodning, som computeren kan konvertere til et todimensionalt billede ved hjælp af en omvendt Fouriertransformation.

Magnetiske fluxdensiteter brugt

Den magnetiske fluxdensitet har en direkte effekt på signalkvaliteten af ​​de målte data, da signal-støj-forholdet er nogenlunde proportionalt med fluxdensiteten . Derfor har der været en tendens til stadig højere fluxdensiteter siden begyndelsen af ​​MRT, hvilket kræver brug af dybfrosne superledende spoler. Som et resultat stiger omkostningerne og den tekniske indsats betydeligt med højere fluxdensiteter. Uhomogene feltkonfigurationer opstår især i tilfælde af superledende spoler med store åbninger til undersøgelse af mennesker. ${\ displaystyle B_ {0}}$${\ displaystyle B_ {0}}$

Lavfeltsenheder med 0,1–1,0 T (Tesla) drives i dag med permanente magneter som laboratorieudstyr til tekniske eller smådyrsundersøgelser  . I tilfælde af kryo-elektromagneter i humanmedicin er fluxdensiteten normalt til diagnostiske formål 1,5 T til 3,0 T. Hvis 3 T overskrides, må patienten eller testpersonen kun blive kørt meget langsomt ind i superledende område spole, da det hvirvelstrømmene, der udvikler sig i hjernen, ellers kan føre til lynfænomener, svimmelhed og kvalme. ${\ displaystyle B_ {0}}$

Siden omkring 2005 er 7 Tesla højere fluxdensiteter ( ultrahøje feltsystemer ) blevet undersøgt inden for humanmedicin. Disse systemer er blevet godkendt til rutinemæssige kliniske undersøgelser siden 2017. De bruges nu mere og mere i medicinsk praksis. På denne måde kan sygdomme i hjernen, såsom læsionsfokal epilepsi, gøres synlige.

Fluxtætheder højere end 3 Tesla er blevet introduceret og undersøgt på følgende institutioner siden 2005:

• den Leibniz Institute for neurobiologi (IFN) i Magdeburg (7-Tesla indretning til hoved undersøgelser siden 2005; 4,7-Tesla system til undersøgelser af små dyr, siden 2018)
• den Erwin L. Hahn Institut for Magnetic Resonance ved universiteterne i Duisburg-Essen og Radboud (Nijmegen) (7 Tesla hele kroppen MRI, siden 2006)
• instituttet for biomedicinsk teknik (IBT) ved ETH Zürich (7 Tesla helkrops-MR, siden 2006)
• Det Max Planck Instituttet for Biologisk Kybernetik i Tübingen (9,4 Tesla system til hoved undersøgelser siden 2007, 14,1 Tesla system til undersøgelser på små dyr)
• den General Hospital i byen Wien som en del af Medical University of Vienna (7 Tesla hele kroppen MRI, siden 2008)
• Det Max Planck Instituttet for Kognitiv og neurovidenskab i Leipzig (7 Tesla enhed til hoved undersøgelser, siden 2008)
• det tyske kræftforskningscenter i Heidelberg (7 Tesla helkrops-MR, siden 2008)
• Det Max Delbrück center for Molekylær Medicin i Berlin (7 Tesla hele kroppen MRI, brugbar fra 2009)
• Det Forskningscenter Jülich (9,4 Tesla MR PET -Hybridsystem til hoved undersøgelser, fra april 2009 til begyndelsen af 2014)
• den Universitetshospital Erlangen sammen med Friedrich-Alexander-University Erlangen-Nürnberg og Siemens Healthcare (7-Tesla hele kroppen MRI, siden 2015)
• den Universitetshospital Würzburg ( tysk Center for hjerteinsufficiens ) (7-Tesla hele kroppen MRI, siden 2017)
• den Universitetshospital Bonn ( tysk center for neurodegenerative sygdomme (DZNE) Bonn) (7-Tesla MR til hoved undersøgelser, siden 2016)

Superledende magneter forbliver energiske og magnetiske i tilfælde af strømsvigt, hvilket betyder, at redningsarbejdere i nødstilfælde (bygningsbrand eller lignende) kan være i fare ved at trække ferromagnetisk udstyr (åndedrætsflasker, ...) ind i enhedens åbning. Af denne grund slukkes magneterne automatisk, når en brandalarm udløses ved opvarmning af et punkt på spolen beregnet til dette formål for at gøre den normalt ledende, hvorefter magneten udlades på en kontrolleret måde via en bro -belastningsmodstand.

Eksperimentelle systemer

I fysisk, kemisk og biomedicinsk forskning er højfeltudstyr til prøver og smådyr med op til 21 T almindelige. Med en diameter på et par centimeter er åbningen af ​​disse enheder meget mindre end for ovennævnte systemer. Med en sådan højfelt tomograf z. B. Aldersbestemmelser af objekter udføres, som er kemisk eller radiologisk umulige.

Billedvurdering

Vokselernes signalstyrke er kortlagt i kodede gråværdier. Da det afhænger af mange parametre (såsom magnetfeltstyrken), er der ingen standardværdier for signalet fra bestemt væv og ingen defineret enhed, der kan sammenlignes med Hounsfield -enhederne i computertomografi . MR -konsollen viser kun vilkårlige (vilkårlige) enheder, der ikke direkte kan bruges diagnostisk. Billedfortolkningen er i stedet baseret på den overordnede kontrast , den respektive vægtning (synonym vægtning ) af målesekvensen og signalforskellene mellem kendte og ukendte væv. Derfor, når der beskriver en læsion, de resultater taler ikke om ”light” eller ”mørke”, men snarere af hyperintens for høj signal , lys og hypointense for lav-signal , mørke .

Afhængigt af vægtningen er de forskellige væv vist i en karakteristisk intensitetsfordeling:

• I T1-vægtningen forekommer fedtvæv hyperintensivt (højt signal, let) og dermed også fedtvæv (f.eks. Knoglemarv ). Denne vægtning er derfor velegnet til den anatomiske fremstilling af organstrukturer og især efter administration af kontrastmedium ( gadolinium ) for bedre afgrænsning af ukendte strukturer (f.eks. Tumor ).
• I T2-vægtningen forekommer stationære væsker hyperintense, så væskefyldte strukturer (f.eks. Spiritusrum ) fremstår lyse og signalrige. Denne vægtning er derfor velegnet til visning af effusionsformationer og ødem samt z. B. at differentiere cyster fra solide tumorer. Med røntgenbilleder , især med den specielle røntgenteknologi til computertomografi (CT), bruges udtrykkene hyperdense og hypodense i modsætning til at beskrive den relative grad af sorte.
• Protonvægtede billeder er kedelige, men skarpe. Brusk kan vurderes i detaljer. I forbindelse med en fedtmætningspuls er PD -billeder derfor standard ved fælles undersøgelser.

I voxelbaseret morfometri behandles MR-billeder yderligere algoritmisk for at bestemme objektive parametre fra dem og analysere dem statistisk. Disse metoder bruges især til at bestemme størrelsen af ​​visse hjernestrukturer ved undersøgelse af den menneskelige hjerne.

ejendomme

Fordele ved magnetisk resonansbilleddannelse

En fordel ved MRI frem for andre billeddannelsesmetoder er den bedre bløddelsvævskontrast. Det skyldes forskellen i fedt- og vandindholdet i forskellige typer væv. Processen fungerer uden skadelig ioniserende stråling . En yderligere forbedring skyldes to eksponeringsserier, med og uden administration af kontrastmedier . B. ved hjælp af en mere intens hvid farve genkendes betændelsesfoci eller vitalt tumorvæv bedre.

Nye, hurtigere optagelsesmetoder gør det muligt at scanne individuelle skivebilleder i brøkdele af et sekund og dermed levere realtids-MR , som erstatter tidligere eksperimenter baseret på konventionel fluoroskopi . Således kan f.eks. Organers bevægelser vises, eller placeringen af ​​medicinske instrumenter kan overvåges under en intervention ( interventionel radiologi ). Indtil nu er målinger synkroniseret med et EKG blevet brugt til at skildre det bankende hjerte (figur til højre) , hvor data fra flere hjertecyklusser blev kombineret for at danne komplette billeder. Nyere tilgange til realtids-MRT lover derimod direkte hjertebilleddannelse uden EKG-synkronisering og med fri vejrtrækning med en tidsopløsning på op til 20 millisekunder.

Manglen på strålingseksponering er også afgørende, hvorfor denne metode foretrækkes frem for CT til undersøgelser af spædbørn og børn samt under graviditet.

Ulemper ved MR

• I standardkliniske systemer er opløsningen begrænset til omkring en millimeter på grund af tekniske faktorer, især den begrænsede feltstyrke. På forskningsområdet kan der opnås rumlige opløsninger på mindre end 0,02 mm.
• Metal på eller i kroppen kan forårsage bivirkninger og billedforstyrrelser. Eksisterende fremmedlegemer af metal (f.eks. Jernsplinter i øjet eller hjernen) kan endda blive farlige på grund af forskydning eller opvarmning under undersøgelsen, så en magnetisk resonansundersøgelse kan være kontraindiceret hos sådanne patienter . Moderne metalimplantater fremstillet af titanium og endda stållegeringer er para- eller diamagnetiske afhængigt af sammensætningen og udgør derfor normalt ikke et problem ved MR.
• 1.5 Tesla MR er kendt for at være sikre til amalgamfyldninger . Tyrkiske forskere viser imidlertid, at nyere MR med feltstyrker på 3 og flere Tesla ikke er helt fri for effekter på den marginale lækage af amalgamfyldninger.
• Elektriske enheder kan blive beskadiget i magneten. Derfor har bærere af en ældre pacemaker og lignende enheder ikke været tilladt at blive undersøgt indtil videre. Specialudstyr giver dog mulighed for en undersøgelse op til normalt 1,5 Tesla, efter at de er blevet skiftet til en særlig MRT -tilstand.
• Cochleaimplantater eller lignende magnetisk leverede høreapparater kan kun bruges med begrænsninger med hensyn til feltstyrke og visse sekvenser. Producenterne af disse enheder udsteder MR -godkendelser for deres implantater. I nogle tilfælde kan patienter undersøges med op til 3 Tesla efter kirurgisk fjernelse af implantatmagneten. Mulige komplikationer omfatter demagnetisering og dislokation af implantatmagneten, interaktioner med implantatkredsløbet og artefakter i MR -billedet. En MR-undersøgelse bør kun udføres med en streng indikation og bør altid være en sag-til-sag-beslutning truffet af den udførende radiolog.
• Hurtigt bevægelige organer som hjertet kan kun vises med begrænset kvalitet med de fleste almindelige enheder eller kræve bevægelseskompensation gennem flere scanninger over tid. Med flerkanalsystemer og RF-modtagerspoler med talrige spoleelementer, der drives parallelt, er disse undersøgelser imidlertid mulige ved hjælp af metoder som parallel billeddannelse og finder i stigende grad vej til rutinemæssig klinisk diagnostik.
• Undersøgelsen er ofte mere tidskrævende sammenlignet med andre billeddannelsesprocedurer.
• På grund af de anvendte felttætheder kan calciumindholdet i benede strukturer ikke kvantificeres under rutinemæssige forhold, da knoglevæv indeholder lidt vand og lidt fedt. Knoglesygdomme som f.eks På den anden side er betændelser eller tumorer ofte lettere at opdage på grund af den øgede blodgennemstrømning og det tilhørende vandindhold end ved røntgen- eller computertomografiundersøgelser .
• En allergisk reaktion over for kontrastmidlet kan forekomme meget sjældent , selvom MR-kontrastmidler generelt tolereres meget bedre end jodholdige røntgenkontrastmidler. For nylig er kontrastmediuminducerede nefrogeniske systemiske fibroser imidlertid blevet observeret lejlighedsvis .
• Den ekstremt hurtige omskiftning af strømme i gradientspolerne fører undertiden til høje lyde under optagelsen. Gradientspolerne er placeret i det statiske magnetfelt, og deres ledere er begejstrede for at vibrere på grund af Lorentz -kraften . Afhængigt af den valgte sekvens kan der høres et intermitterende kvidren, bankende, nynnende, raslende eller savning; billedgenereringens gentagelsesfrekvenser kan nå ind i kHz -området. Det er derfor vigtigt at sikre, at patienten har tilstrækkeligt høreværn til hver måling. Selvom Lorentz -kraften stiger med feltstyrken, har sekvensparametrene (især rumlig opløsning) en signifikant større indflydelse på volumen under målingen.
• Det høje strømforbrug til den direkte køling, klimaanlægget og ventilationssystemet . Dette er 40-100 kilowatt i drift  og omkring 10 kW i standby- eller standbytilstand , da nogle komponenter, som f.eks. B. vakuumpumpen, afkøling af superledende spole og dele af styreelektronikken må ikke slukkes, selvom systemet ikke er i brug for at opretholde superledningen.
• Den lille diameter af røret, som patienten drives ind i, kan føre til følelser af undertrykkelse og angst. I mellemtiden er der dog også enheder med en lidt større tunnelåbning på 75 cm (i stedet for 60 cm). Derudover er der særlige åbne apparater, der har en noget dårligere felthomogenitet, men også giver lægen adgang, for eksempel til MR-guidede biopsier .

Artefakter

Sammenlignet med computertomografi , artefakter (billede forstyrrelser) forekomme hyppigere og normalt forstyrrer billedkvaliteten mere. Typiske MR -artefakter er:

• Bevægelses- og flowartefakter
• Genfoldning af artefakter (objekt er uden for synsfeltet ( synsfelt , FOV), men stadig inden for modtagerspolen)
• Kemiske skift -artefakter (på grund af forskellige præcisionsfrekvenser for fedt- og vandprotonerne)
• Annullering og forvrængning artefakter (på grund af lokale magnetiske felt inhomogeniteter), såkaldte modtagelighed artefakter (men disse kan også bruges til at diagnosticere blødning i for eksempel hjernen)
• Kantartefakter (inden for vævsovergange med meget forskellige signaler)
• Linje artefakter (højfrekvente lækager)
• Artefakter fra eksterne kilder til interferens i rummet som f.eks B. Ældre typer perfusorer og anæstesimaskiner (selvom de er relativt langt væk fra magneten); de vises ofte som striber i fasekodningsretningen
• Artefakter som følge af radiotransmissionsudstyr, f.eks. B. 433 MHz sendere af ISM -båndet og Bluetooth -enheder

Kontraindikationer

• Pacemaker- og defibrillatorsystemer kan blive beskadiget af undersøgelsen eller forårsage skade på patienten gennem interaktion med magnetfelterne i MRT. Kontaktfladerne på de implanterede elektroder kan varme op, magnetiske dele af implantatet kan bevæge sig, eller systemets funktion kan blive fuldstændig forstyrret. Nogle producenter af sådanne implantater har nu udviklet MR-kompatible systemer, der er blevet godkendt i EU, USA og Japan. Mange pacemakere og ICD -systemer observeres nu i kontrollerede kliniske forsøg.
• Metalsplinter eller karclips fremstillet af ferromagnetisk materiale i en ugunstig position (f.eks. I øjet eller i hjernen)
• Midlertidigt cava filter
• Selvom magnetisk resonansbilleddannelse også er sikker under graviditet , fører administration af kontrastmedier, der indeholder gadolinium , til en signifikant øget dødelighed hos nyfødte under eller efter fødslen med et hazard ratio (HR) på 3,7 og en øget sandsynlighed for reumatologiske , inflammatoriske og dermatologiske sygdomme med et fareforhold på 1,36. Derfor bør intet kontrastmiddel bruges til magnetisk resonansbilleddannelse under graviditet. På den anden side er magnetisk resonansbilleddannelse uden brug af kontrastmedier ikke forbundet med en øget risiko for det ufødte barn. I en canadisk retrospektiv kohorteundersøgelse med over 1,4 millioner børn, der blev fulgt op til deres 4. leveår, var der ingen signifikant øget risiko for magnetisk resonansbilleddannelse , herunder medfødte anomalier , tumorer eller syn eller høretab ved magnetisk resonansbilleddannelse i første trimester, som er særlig følsom over for teratogener .
• Cochleaimplantat (Med nogle cochleaimplantater er en MR mulig, hvis de nøjagtige instruktioner fra producenten af ​​cochleaimplantatet følges. F.eks. Skal visse MRI -enheder eller feltstyrker bruges, og cochleaimplantatet skal fastgøres / sikres i hovedet med en ekstra trykforbindelse.)
• Implanterede insulinpumper (eksterne pumper skal fjernes for undersøgelse)
• I tilfælde af klaustrofobi (= frygt for plads) er undersøgelse under sedation eller anæstesi mulig
• Piercinger lavet af ledende materialer bør fjernes eller observeres under undersøgelsen, fordi de kan varme op. Tatoveringer kan forårsage billedforstyrrelser, men er ellers harmløse. Der er kun få rapporter om unormale fornemmelser.

Liste over forkortelser for almindelige MR -sekvenser

forkortelse	Forklaring	synonym
CE-FAST : Kontrastforbedret hurtig erhvervelse i stabil tilstand	GE med SE -komponent ved at udnytte ligevægtsmagnetiseringen	PSIF, CE-GRAS
CISS : Konstruktiv interferens i stabil tilstand	To GE -sekvenser, hvis individuelle signaler tilføjes konstruktivt
CORE : Klinisk optimerede regionale undersøgelser
CSFSE : Contiguous Slice Fast-acquisition Spin Echo
CSI : Chemical Shift Imaging
DANTE : Forsinkelser skiftevis med Nutations til skræddersyet excitation	Serie af pulser
DE -FLASH : Dobbelt ekko - Hurtigt lavvinkelskud
DEFAISE : Dual Echo Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
DEFGR : Driven Equilibrium Fast Grass
DESS : Double Echo Steady State	Dobbelt GE -sekvens, hvor signalerne tilføjes til en
EPI : Echo Planar Imaging	Flere GE efter en stimulus; ofte alle rådata i ét pulstog
EPSI : Echo Planar Spectroscopic Imaging
FADE : Fast Acquisition Double Echo
FAISE : Fast Acquisition Interleaved Spin Echo
HURTIG : Hurtig erhvervet steady state -teknik	GE ved hjælp af ligevægtsmagnetisering	FISP
FEER : Field Echo med Even echo Rephasing
FFE : Fast Field Echo	GE med lille vinkel excitation	FISP
FISP : Hurtig billeddannelse med stabil tilstand	GE ved hjælp af ligevægtsmagnetisering
FLAIR : Fluid Attenuated Inversion Recovery	SE med opstrøms 180 ° puls, lang inversionstid for at undertrykke væskesignalet
FLAME : Hurtig lavvinklet multi-ekko
FLARE : Hurtig lav vinkel med afspændingsforbedring
FLASH : Hurtigt lavvinkelskud	GE med lillevinklet excitation, normalt med HF-ødelæggelse	T1-FFE, ødelagt græs, SPGR
GRASS : Gradient Refocused Acquisition in the Steady State	GE ved hjælp af ligevægtsmagnetisering	FISP, HURTIG
GE : gradient ekko		GRE
HASTE : Halv fourier-erhvervet single shot turbo spin ekko	Turbo-SE med halv-Fourier-erhvervelse, alle rådata i ét pulstog
IR : Inversion Recovery	SE eller lignende med en opstrøms 180 ° puls
IRABS : Inversion Recovery Fast Grass
LOTA : Langsigtet gennemsnit
MAST : Motion Artifact Suppression Technique
MPGR : slice-MultiPlexed Gradient Refokuseret erhvervelse med steady state
MP-RAGE : Magnetization Prepared Rapid Gradient Echo	3D-version af Turbo-FLASH
MSE : Modificeret Spin Echo
PCMHP : fasekontrast multi- hjertefaser
PSIF : Præcisionsstudie med billedbehandling hurtigt (vendt FISP)	GE med SE -komponent ved at udnytte ligevægtsmagnetiseringen	CE-HURTIG, CE-GRÆS
Sjælden : Hurtig erhvervelse med afslapningsforbedring	SE med flere 180 ° impulser, en rådatalinje pr. Ekko	TSE, FSE
RASE : Rapid Acquisition Spin Echo
RASEE : Rapid Acquisition Spin Echo Enhanced
SE : spin ekko	90 ° –180 ° pulstog
SINSE : Følsomhedskodet
SMASH : Samtidig erhvervelse af rumlig harmonik
SPGR : Spoiled Gradient Recalled Acquisition i stabil tilstand	Gradient ekko med spoilere	BLITZ
STE : Stimuleret ekko
STEAM : Stimulated Echo Acquisition Mode	Pulstog med tre 90 ° pulser
SPIR : Spektral presaturation med inversionsgendannelse	Fedt undertrykkelse
SR : Saturation Recovery Sequence	SE oa med opstrøms 90 ° puls
SSFP : Steady State Free Precession
STIR : Short-Tau Inversion Recovery
TFL : Turbo Flash
TGSE : Turbo Gradient Spin Echo	Turbo SE -sekvens, hvor SE er omgivet af GE	GRÆS
TIRM : Turbo-Inversion Recovery-Magnitude	Turbo-SE med opstrøms 180 ° puls, repræsentation af det absolutte signal
TRUE-FISP : Ægte hurtig billeddannelse med stabil presession	GE med udnyttelse af ligevægtsmagnetiseringen, alle gradienter sym.	SSFP
TRUFI : Ægte hurtig billeddannelse med stabil presession
Turbo-FLASH : Turbo Fast Low Angle Shot	FLASH med opstrøms 180 ° puls (IR) eller 90 ° puls (SR)
TSE : Turbo Spin Echo	SE med flere 180 ° impulser, en rådatalinje pr. Ekko	FSE, sjælden
UTE : Ultra-kort ekkotid	Meget korte ekkotider i mikrosekundområdet
UTSE : Ultrahurtig Turbo Spin-Echo
VIBE : Volume Interpolated Breathhold Examination

Undersøgelsestid ved magnetisk resonans tomografi

Varigheden af ​​en MR -undersøgelse afhænger af den del af kroppen, der undersøges, det kliniske problem og den anvendte enhed. Den hyppigt udførte hovedundersøgelse tager typisk 10–30 minutter, og en undersøgelse i lænden tager normalt omkring 20 minutter. Jo højere den ønskede detaljeopløsning er, desto længere er den estimerede undersøgelsestid. Der tages ofte to billedserier, først et uden kontrastmiddel, derefter med kontrastmiddel.

Undersøgelsestiden skal tages i betragtning ved valg af diagnosemetode . En patients evne til at ligge stille i den krævede tid kan begrænses individuelt og afhængigt af sygdommen. Sedation eller anæstesi er normalt påkrævet for en MR -scanning hos spædbørn og små børn .

Den seneste udvikling lover at forkorte undersøgelsestiden markant gennem paralleloptagelse af MR -signalet med mange modtagelsesspoler, så det i ekstreme tilfælde er muligt at optage mindre end et sekund.

Omkostninger og statistik ved MR -undersøgelser (Tyskland)

Priserne for en MR i Tyskland er baseret på gebyrplanen for læger og ligger mellem 140 og 1200 euro, afhængigt af organet og indsatsen i undersøgelsen. Den lovpligtige sundhedsforsikring, der er betalt for deres forsikrede under Uniform Value Scale, definerer de væsentligt lavere priser (90 til 125 euro). Særlige procedurer (hjerte-MR, helkropsundersøgelser, vaskulær billeddannelse, bryst-MR) betales kun delvist eller slet ikke af lovpligtig forsikring, f.eks. B. fordi fordelen ved undersøgelsen endnu ikke er bevist, eller fordi bivirkningerne i form af fejldiagnose og overdiagnose er for høje. Ifølge oplysninger fra radiologer er oprettelsesomkostningerne undertiden så høje, at enhederne kun kan betjenes med blandede beregninger og yderligere private servicetilbud.

I 2009 modtog omkring 5,89 millioner mennesker i Tyskland mindst en magnetisk resonans -tomografi. Næstformanden for bestyrelsen for Barmer GEK , Rolf-Ulrich Schlenker, oplyste de anslåede samlede årlige omkostninger til computertomografi (CT) og MR-undersøgelser til 1,76 milliarder euro i januar 2011 .

Samlet antal (indlagt + ambulant) af MR -undersøgelser og MRT -maskiner i Tyskland (data: OECD)

år	2005	2006	2007	2008	2009	2010	2011	2012	2013	2014	2015	2016
MR -undersøgelser	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	1.845	1.938	2.060	2.211	2.317	2.305	2.332	2.470	2.747	2.840

Værdier i kursiv repræsenterer skøn.

Billedgalleri

• 

  Enkelt billede af en magnetisk resonans tomografi af en menneskelig hjerne; Animeret version af flere tværgående skæreplaner

• 

  Snit gennem hovedet på en person, næsen er til venstre; Animeret version af flere sagittale skæreplaner

• 

  MR af det menneskelige hjerte, firekammerudsigt; Animeret version

• 

  MR af det menneskelige hjerte, sagittal udsigt; Animeret version

• 

  MR af ankelleddet i T1 -vægtning

• 

  Åben magnetisk resonans tomografi på Clinic for Diagnostic Radiology på Magdeburg University Hospital

• 

  Flerkanals modtagespole af en magnetisk resonans tomograf, f.eks. B. til optagelser af hjertet

• 

  Strømforsyningsenhed

• 

  kontrolcenter

Producent af MR -systemer

• Agilent (før 2010 til Varian )
• Ascpect Imaging
• Aurora Imaging Technology, Inc.
• Bruker (high field research tomograph)
• Canon Medical Systems (tidligere Toshiba )
• Esaote ( lavfelt tomograf med permanent magnet til ekstremitetsdiagnostik)
• Fonar Corp., i Europa af Tecserena
• GE Healthcare
• Hitachi medicinske systemer
• Ningbo Xingaoyi Magnetisme (XGY)
• Paramed Medical Systems (MROpen)
• PhiHealth (partnerskab med Cerner Corporation )
• Philips
• Siemens Healthineers
• SternMed
• Time Medical Holdings Company Limited
• United Imaging

Dataformat

DICOM -standarden har stort set etableret sig for lagring og arkivering af resultaterne af medicinske billeddannelsesprocedurer . Efter undersøgelsen får patienten ofte en databærer (f.eks. Cd-rom eller dvd-rom ) med sine egne snitbilleder , som han derefter videregiver til den behandlende læge. Ofte konverteres disse billeder ikke til et mere almindeligt grafisk format som f.eks. B. JPEG konverteret, så patienten har brug for et separat visningsprogram for at se. Ofte er der en på databæreren, som ud over at vise DICOM -billederne også kan tilbyde yderligere funktioner såsom målinger eller forstørrelsesglasværktøjer.

litteratur

• Peter A. Rinck: Magnetisk resonans i medicin. Grundbogen i European Magnetic Resonance Forum . 8. udgave. Round Table Foundation, 2014 ( magnetic-resonance.org ). 
• Olaf Dössel: Billeddannelsesprocedurer i medicin. Fra teknologi til medicinsk anvendelse . Springer, Berlin 2000, ISBN 3-540-66014-3 . 
• Heinz Morneburg (red.): Billeddannelsessystemer til medicinsk diagnostik . 3. Udgave. Publicis MCD, München 1995, ISBN 3-89578-002-2 . 
• Donald W. McRobbie, Elizabeth A. Moore, Martin J. Graves, Martin R. Prince: MR fra Billede til Proton . Cambridge University Press, Cambridge 2002, ISBN 0-521-52319-2 . 
• Fritz Schick: MR -sekvenser . I: Radiologen . tape 9 . Springer, 2006, ISSN  0033-832X . 
• Maximilian Reiser , Wolfhard Semmler (red.): Magnetisk resonans tomografi . Springer, Berlin 1997, ISBN 3-540-61934-8 . 
• Wolfgang R. Nitz, Val M. Runge, Stuart H. Schmeets, William H. Faulkner, Nilesh K. Desai: Praktisk kursus MRT . Instruktioner om MR -fysik via kliniske billedeksempler. 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: Håndbog i magnetisk resonans tomografi . Tekster til at komme i gang, diagrammer til at hjælpe dig med at tænke, formler til interesserede. 3. reviderede udgave. E. Ferger Verlag, Bergisch Gladbach 2004, ISBN 3-931219-21-6 . 
• Simon, Merrill, Mattson, James S: Pionererne inden for NMR og magnetisk resonans i medicin: 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: Magnetisk resonansbilleddannelse: Fysiske principper 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 biomedicin: Det fysiske grundlag . Springer Science & Business Media, 1989, ISBN 978-0-88318-609-1 . 
• Bernhard Blümich, Winfried Kuhn: Magnetisk resonansmikroskopi: Metoder og anvendelser inden for materialevidenskab, landbrug og biomedicin . Wiley, 1992, ISBN 978-3-527-28403-0 . 
• Peter Blümer: Rumligt løst magnetisk resonans: Metoder, materialer, medicin, biologi, reologi, geologi, økologi, 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: Principles of Magnetic Resonance Imaging: A Signal Processing Perspective . 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: Magnetisk resonansbilleddannelse: Fysiske principper og applikationer . 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 inden for magnetisk resonansbilleddannelse . CRC Press, 1998, ISBN 978-0-8493-9693-9 . 
• Imad Akil Farhat, PS Belton, Graham Alan Webb, Royal Society of Chemistry (Storbritannien): Magnetic Resonance in Food Science: From Molecules to Man . Royal Society of Chemistry, 2007, ISBN 978-0-85404-340-8 . 

Weblinks

• Introduktion til det grundlæggende inden for magnetisk resonansbilleddannelse E-learning-websted fra EMRF (European Magnetic Resonance Forum) / TRTF (The Round Table Foundation), på engelsk.
• Tekniske aspekter ved magnetisk resonans tomografi: gradient ekkosekvens, frekvenskodning og forskydningsartefakter (numerisk fig., Inklusive formel for Fouriertransformationen)
• Forklaring og animation om magnetisk resonans tomografi ( erindring fra 29. marts 2007 i internetarkivet ) hos Quarks & Co
• Det grundlæggende i MR
• En kort historie med magnetisk resonansbilleddannelse fra europæisk synspunkt ( erindring af 10. december 2002 i internetarkivet )
• En udflugt til historien om magnetisk resonansbilleddannelse (engelsk)
• Chris Rorden: MRIcro -software til visning og analyse af MR -billeder .
• MR i brug (engelsk)
• Grundlæggende lære om magnetisk resonansbilleddannelse . (PDF) Diagnostic and Interventional Radiology, University Hospital Gießen and Marburg, Marburg site
• Pædagogisk spil på nobelprize.org (engelsk)
• Flash -animationer, der klart forklarer fysikken (engelsk)

Individuelle beviser