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Leibniz-Institut für Neurobiologie
Speziallabor Nicht-Invasive Bildgebung
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Das Magnetische Feld als Folge von Ladungsverschiebungen
Gerader stromdurchflossener Leiter
Spulenförmiger Leiter
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Wichtige Kenngrößen des magnetischen Feldes
Magnetische Feldstärke H [H] = A/m
Magnetische Flußdichte B [B] = Vs/m2 = T (Tesla)
B = �0 �r H
�0 : magnetische Feldkonstante
�r : Permeabilität (Materialkonstante)
Flußdichte des Erdmagnetfeldes � 10-4 T = 1 Gauß
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kopplung von elektrischem und magnetischem Feld
Zeitlich veränderliche Magnetfelder u. elektromagnetische Wellen
Ein zeitlich veränderliches elektrisches Feld wird immer von einem zeitlich veränderlichen Magnetfeld begleitet.Beide Felder besitzen zueinander orthogonale Komponenten.
Änderungen des elektrischen/magnetischen Feldes verbreiten sich wellenförmig im Raum
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Das elektromagnetische Spektrum
Röntgen sichtbares Licht Radiowellen
Frequenz
Energie
Elektromagnetische Strahlung breitet sich wellenförmig aus, interagiert jedoch auch als Teilchen (Welle-Teilchen-Dualismus). Energie kann nur als Vielfaches der Energie der Strahlungsteilchen (Photonen) ausgetauscht werden.
E = h � ( h: Plancksches Wirkungsquantum , �: Frequenz )
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Ringströme und magnetisches Moment
Ein Ringstrom oder eine rotierende Ladung erzeugen ein magnetisches Dipolfeld, das dem eines Stabmagneten entspricht.Das magnetisches Moment resultiert hierbei aus der der Kombination von Ladung und Rotation (Drehimpuls).
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Der Spin
Einige Elementarteilchen besitzen einen Eigendrehimpuls (Spin) - sie verhalten sich so, als ob sie sich in ständiger Rotation befinden würden.
Atomkerne mit ungerader Anzahl an Protonen oder Neutronen besitzen ebenfalls einen Spin.Da sie eine Ladung aufweisen, besitzen sie gleichzeitig ein magnetisches Moment.
Kernspin und kernmagnetisches Moment gehorchen den Gesetzen der Quantenmechanik.
Wichtige Kerne :
1H
19F
31P
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kernspins im Magnetfeld
Zufällige Orientierung ohne äußeresMagnetfeld
In einem äußeren Magnetfeld sind die Orientierungen nicht gleichwertig.In Richtung dieses Feldes können Mikroteilchen nur diskrete Zustände einnehmen (Richtungsquantelung).Für Teilchen mit Spin 1/2 existieren zwei Einstellmöglichkeiten (-1/2, +1/2)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kernspins im Magnetfeld
Die beiden möglichen Einstellungen in Richtung des Magnetfeldes besitzen unterschiedliche Energie.Der Energieunterschied steigt linear mit Stärke des äußeren Feldes.
Der energetisch günstigere Zustand wird bevorzugt besetzt.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Präzession und Larmor-Frequenz
�� = 2� � B0
� : Larmor-Frequenz� : Gyromagnetische Konstante
1H : � = 42,577 MHz / T
Die Spins orientieren sich nicht genau parallel oder anti-parallel zum Magnetfeld.Ähnlich einem mechanischen Kreisel führen sie eine Präzessionsbewegung um die Achse des Feldes mit einer für jeden Kern spezifischen Umlauffrequenz aus.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kernmagnetisierung
Die unterschiedliche Besetzung der möglichen Ausrichtungen führt zu einer Nettomagnetisierung in Richtung des äußeren Magnetfeldes.Die Präzessionsbewegung der Spins bleibt jedoch unkoordiniert - die Phasen sind zufällig verteilt (Inkohärenz).
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kernmagnetische Resonanz
�� = 2� � B0
B0
B1
Ein elektromagnetisches Wechselfeld geeigneter Frequenz tritt mit den präzedierendenSpins in Resonanz. Unter diesen Bedingungen können die Spins ihre Ausrichtung ändern.Die Magnetisierung wird aus ihrer Gleichgewichtslage gedreht.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Effekt von HF-Impulsen
�
Ein HF-Feld mit kurzer Dauer dreht die Magnetisierung um einen Winkel � aus der Richtung des statischen Magnetfeldes. Die entstehende Quermagnetisierung (x,y) präzediert weiterhin mit der Larmor-Frequenz um die Z-Achse.
� : Flip-Winkeltp : ImpulsdauerB1: HF-Feld
��� = 2� � �B1� tp
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Signaldetektion
Die Quermagnetisierung stellt einen rotierenden magnetischen Dipol dar, welcher in einer Empfängerspule eine elektrische Wechselspannung induziert.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Transversale Relaxation
FID : Free Induction Decay
Durch Spin-Spin-Interaktionen kommt es zum Verlust der Phasenkohärenz.Die Quermagnetisierung zerfällt exponentiell mit einer Zeitkonstanten T2.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Longitudinale Relaxation
Die durch einen HF-Impuls aus dem Gleichgewicht gebrachten Spins kehren in den ursprünglichen Zustand zurück. Die Kernmagnetisierung in Richtung des äußeren Magnetfeldes baut sich exponentiell mit der Zeitkonstanten T1 wieder auf.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Effekt lokaler Magnetfeldinhomogenitäten
In einer inhomogenen Probe ist das Magnetfeld lokal verändert und die Spins besitzen geringfügig unterschiedliche Larmor-Frequenzen.Diese spektrale Dispersion führt zu einem rascheren Verlust der Phasenkohärenz mit einer Zeitkonstanten T2
*. (T2* <= T2)
homogene und inhomogene Probe
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Die Fouriertransformation
Die Fouriertransformation beschreibt eine Funktion in ihren harmonischen Komponenten mittels Frequenz, Amplitude und Phase.
Die Fouriertransformierte einer zeitabhängigen Funktion wird als Spektrum bezeichnet.
Aus dem Spektrum kann durch inverse Fouriertransformation die Zeitfunktion rekonstruiert werden.
Zeit- und Frequenzdarstellung sind äquivalent.���
��
���
dtt
dttt
dttt
) exp(i S(S(
) iexp( S(S(
) 2 iexp( S(S(
�
�
�
�
��
�
��
�
��
�����
������
������
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Spektraldarstellung (I)
Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Phase und Magnitude (Amplitudenbetrag).
y
x
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Spektraldarstellung (II)
Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Real- und Imaginärteil.
y
x
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Spektren nichtperiodischer Funktionen
Nichtperiodische Funktionen haben kein diskretes Spektrum
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
1H-Spektren und chemische Verschiebung
Schematisches 1H-Spektrum von menschlichem Gewebe
Frequenz
FettWasserMakromoleküle
��
Atomkerne der gleichen Sorte besitzen abhängig von ihrer elektronischen Umgebung im Molekül geringfügig unterschiedliche Larmor-Frequenzen. Dieser Effekt - chemische Verschiebung genannt - ist sehr klein und bildet die Grundlage der Kernresonanzspektroskopie (NMR). � � 220 Hz = 3.4 ppm (bei 1,5 Tesla)Für die Bildgebung spielt die chem. Verschiebung nur eine untergeordnete Rolle, da Wasser ein dominierendes Signal liefert.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Mehrfachpulse und Signalwichtung - Inversion Recovery
180°-Impuls führt zur Inversion des Magnetisierungsvektors
Während einer Zeit TI (Inversionszeit) freie Entwicklung mit Relaxation
90°-Impuls bringt aktuelle Z-Magnetisierung in die Detektionsebene
FID-Amplitude abhängig von TI/T1
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Mehrfachpulse und Signalwichtung - Spin-Echo
90°-Impuls bringt Magnetisierung in x-y-EbeneDephasierung (T2
*) während TE/2 (Echo-Zeit)180°-Impuls invertiert Magnetisierung und partielle Refokussierung führt zum Neuaufbau des Signals
„schnell“
„langsam“
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Mehrfachpulse und Signalwichtung - Multi-Echo
Refokussierung ist mehrfach möglich - Echo-Amplituden folgen T2-Relaxation(Carr-Purcell-Meiboom-Gill-Sequenz ; CPMG)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Messwiederholung und dynamisches Gleichgewicht
S ~ exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)]
: Spindichte, Protonendichte (Wassergehalt)TR : Repetitionszeit
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Magnetfeldgradienten
x xGx
B0Eine Ortsabhängigkeit des äußeren Magnetfeldes führt ebenfalls zur Ortsabhängigkeit der Larmor-Frequenzen in Richtung der Feldänderung. �x = � ( B0 + Gx x) Gx = dB0 / dx
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Gradientenechos
HF
B C D E F GA
TE
Gx
Durch Gradienten dephasierte Spins können durch einen entgegengerichteten Gradienten wieder refokussiert werden.
Echobedingung: � Gxtx = 0 Echoamplitude: S ~ exp(-TE/T2*)
A B C D E F G
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Selektive Impulse und Schichtenselektion
Ein engbandiger Impuls beeinflusst nur eine selektive Schicht einer Probe, die sich in einem Magnetfeldgradienten befindet.
Schichtposition: �0 = � (B0 + Gz z0)Schichtdicke: � = � Gz z
�0
�0
��
�z
z0
�
�0
z
Gz
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Festlegung der Schichtdicke über die Gradientenstärke
Bei vorgegebener Bandbreite des Anregungspulses bestimmt die Gradientenstärke dieBreite der angeregten Schicht. Die Schichtauswahl ist der erste Schritt jeder Bildsequenz.
�0
z
Gz
z0
�0
z
Gz
z0
�z �z
� �
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Nach der Schichtenselektion - Phasenkodierung
A) Nach Anregung sind Spins einer Schicht in Phase.B) Während einer kurzen Dauer wird ein Gradient in y-Richtung angelegt und die Spins bauen eine Phasen-differenz auf.C) Nach Abschalten des y-Gradienten besitzen die Spins wieder gleiche Larmor-Frequenz , der Phasen-unterschied bleibt erhalten.
Gy
A B Cy
Phasen-Differenz : �y
�y = � Gy ty y
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Frequenzkodierung
A) Nach Phasenkodierung.
B) Gradient in x-Richtung bewirkt Ortskodierung durch unterschiedliche Frequenz. Ein unter dem x-Gradienten generiertes Echo (wie auch immer) enthält in der Frequenzverteilung die komplette x-Information und EINEN Messpunkt in y-Richtung.
A B
Phasen-Differenz : �x
�x = � Gx tx x
S = S(�x, �y)
Das Signal S wird mit jedem Echo für den kompletten Zeitraum txdetektiert, jedoch nur für jeweils einen Zeitpunkt ty. Für eine vollständige Bildmatrix muss das Experiment mit mehreren Werten für ty wiederholt werden.
K-Raum: kx = � Gx tx ky = � Gy ty
xGx
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kombination zur Bildsequenz
(Rewinder)
Die Kombination von Schichtenselektion (Gz), Phasenkodierung (Gy) und Frequenzkodierung (Gx) ermöglicht über eine Kollektion von Echos die Bildgebung.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bildsequenz mittels Spin-Echo I - Rewinding
A
Gx
B C
„Rewinder“
Gradient mit halber Stärke führt zu Dephasierung in x-Richtung
Nach dem 90°- Puls
Spins einer Schicht präzedieren in Phase
Nach Abschalten des Gradienten bleibt Phasen-Differenz in x-Richtung erhalten
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bildsequenz mittels Spin-Echo II - Phasenkodierung
Gy
C D E
Situation nach „Rewinding“ Phasenkodierung
y-Gradient führt zu Dephasierung in y-Richtung
Phasendifferenzen in x- und in y-Richtung nach Abschalten des y-Gradienten
Phasenkodierung und „Rewinding“ können gleichzeitig durchgeführt werden
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bildsequenz mittels Spin-Echo III - Inversion
E F
Nach „Rewinding“und Phasenkodierung
180°-Puls
Inversion der Magnetisierung bezüglich der Puls-Achse (hier x)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bildsequenz mittels Spin-Echo IV - Auslesen
Gx
F G H
Gx
Vollständige Rephasierungdes „Rewinders“ und Echo-Formation Phaseninformation in y-Richtung bleibt erhalten
Unmittelbar nach Ein-schalten des Lese-Gradienten beginnende Rephasierung in x-Richtung
Nach „Rewinding“, Phasenkodierung und
Inversion
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bildrekonstruktion
Die Gesamtheit der phasen- und frequenzkodierten Echos stellen ein Hologramm dar, aus welchem das fertige Bild durch zweidimensionale Fouriertransformation hervorgeht.
yky
0
0 kx x
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontraste - Parameter für Signalintensität
Intrinsisch:
Spindichte (Wassergehalt) �Longitudinale Relaxationszeit T1Transversale Relaxationszeit T2Eff. transversale Rel.-Zeit T2*-----Makroskopische Bewegung (Fluss)Mikroskopische Bewegung (Diffusion)Kontrastmittelgabeetc...
Experimentell:
Repetitionszeit TREcho-Zeit TEDrehwinkel �flip
SEQUENZ
Kontrast – Gewebedifferenzierung über Signalunterschied (Grauwert)
S = S(�, T1, T2, ... ,TR,TE)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontraste – Relaxationsmechanismen und Gewebeeigenschaften
T2-Relaxation
Je stärker und regelloser die Wechsel-wirkung der Spins untereinander, desto schneller erfolgt Dephasierung.
„Weich dephasiert langsamer als hart“
T1-Relaxation
Starke Wechselwirkungen beschleunigen die Wiederherstellung des thermischen Gleich-gewichts. ABER: Umgebung muss Energie entspre-chend der Larmor-Frequenz aufnehmen können. (Spin-Gitter-Rel.)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontraste - Relaxation und mikroskopische Beweglichkeit
Weichteilgewebe
T1,2 (log.)
Große Beweglichkeit bedeutet eine relativ schwache Wechselwirkung mit der Umgebung – Relaxationszeiten sind groß.
Zunehmende Anbindung an die Umgebung erhöht die dephasierende Wirkung und verringert T2.Die Induktion von Spin-Spin-Übergängen ist maximal, wenn die Wechselwirkungen mit der Larmor-Frequenz erfolgen - T1durchläuft daher ein Minimum.
Flüssigkeiten Festkörper
T1
T2
In Gewebe steigt T1 mit größer werdendem Magnetfeld an, während T2 nahezu unabhängig ist.
Viskosität / RigiditätBeweglichkeit
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontraste - Relaxationskonstanten im ZNS (0,5 T)
T1/ms
2000700480250
T2/ms
200605030
Spinalflüssigkeit (CSF)Graue SubstanzWeiße SubstanzFett
ca.-Werte, Bottomley et. al, 1984
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
T1-Kontrast (nach 90°-Impuls)
Mz
T1-Relaxation erfolgt für unterschiedliche Gewebearten mit verschiedenen Zeitkonstanten. Der Unterschied in der longitudinalen Magnetisierung zweier Gewebearten ist nach einer Zeit t, die zwischen den jeweiligen Relaxationszeiten liegt, maximal.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
T2-Kontrast (nach 90°-Impuls)
My
Der Unterschied in der transversalen Magnetisierung zweier Gewebearten ist zwischen den jeweiligen Relaxationszeiten maximal.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kombinierter T1-T2-Kontrast (Spin-Echo)
T1-WichtungEin Echo-Experiment vereint T1- mit T2-Wichtung. Der erhaltene Gesamt-Kontrast ist von der Kombination aus verwendeter Echo- und Repetitions-Zeit abhängig.
Kontrastauslöschung/-umkehr
Beginnende T2-Wichtung
S ~ exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)]
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontrasteinstellungen (Spin-Echo)
S ~ exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)]
Kurzes T2 dunkelLanges T2 hell
Kurzes T1 hellLanges T1 dunkel
AbbildungTETRKontrast
kurz ( < T2)lang ( > T1):
� T2lang ( > T1)T2:
kurz ( < T2)� T1T1:
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Das Gehirn in verschiedenen Wichtungen (Spin-Echo; 1,5 T)
T1-Wichtung (TR = 500ms; TE = 20ms) T2-Wichtung (TR= 6s; TE = 70ms) �-Wichtung (TR = 2,6s; TE = 20ms)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Kontrastverschiebung bei verlängerter Echozeit (Spin-Echo; 1,5 T)
TE = 31 ms TE = 81 ms TE = 160 ms
Bei sehr langen Echo-Zeiten verschwindet der Kontrast zwischen grauer und weißer Substanz nahezu vollständig
Verlängerte Echo-Zeit verschiebt den Kontrast zugunsten der Darstellung der Spinalflüssigkeit
Optimale Echo-Zeit für Unterscheidung von grauer und weißer Substanz (T2-Wichtung)
Aufnahmen mittels Multi-Echo-Sequenz (CPMG) und nahezu vollständiger T2-Wichtung
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Wichtung durch Sequenzwahl: Saturation-Recovery (T1-Wichtung)
T1 kurz180°90°90°
Ein 90°-Impuls dreht die Magnetisierung in die x-y-Ebene, Spins relaxieren mit eigenem T1.
T1 mittel
T1 lang
Eine anschließende Spin-Echo-Sequenz zeigt sehr intensive T1-Wichtung
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Lagebezeichnungen und Schnittebenenorientierungen
inferior, basal
posterior
superior, cranial
anterior
sagittal
coronal
axial
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Lateralansicht mit Grobgliederung
Lobus frontalis
Lobus parietalis
Lobus temporalis
Lobus occipitalis
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Sulci
Sulcusfrontalis superior
Sulcusfrontalis inferior
Sulcus lateralis
(Fissura Sylvii)
Sulcus intraparietalis
Sulcus parietooccipitalis
Sulcus temporalis superiorSulcus temporalis inferior
Sulcus centralisSulcus
precentralisSulcus
postcentralis
Sulcus occipitalis transversus
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Gyri
Gyrusfrontalis superior
Gyrusfrontalis inferior
Lobulus parietalis superior
Gyrusfrontalis medius
Lobulus parietalis inferior
Gyrus angularis
Pars opercularis
Pars triangularis
Pars orbitalis
Operculae
Gyrus precentralis Gyrus
postcentralis
Gyrus supramarginalis
Gyri occipitales laterales
Gyrus temporalis superiorGyrus temporalis mediusGyrus temporalis inferior
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Sagittalansicht (medial - schematisch)
Sulcus calcarinus
Corpus callosum
Precuneus
Cuneus
Gyrus frontalis superior
Hypophyse Epiphyse
Commisura posterior
Corpus mamillare
Lamina quadrigeminaPedunculus
cerebri
Pons
Medula ablongataMedula spinalis
Gyrus cinguli
Sulcus centralis
Sulcus parietooccipitalisFornix
Commissura anterior
Chiasma opticum
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Sagittal-Ansicht (T1-MRT)
T1-gewichtete Aufnahmen bilden die Anatomie des Gehirns mit großer Genauigkeit ab und erlauben die Identifizierung selbst kleiner Strukturen. (Spin-Echo; TR = 500ms; TE = 20ms; 256x256 Pixel pro Schicht; Auflösung 1 x 1 x 1,5 mm)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Coronal-Ansicht (T1-MRT)
III. Ventrikel
Corpus callosum
Fissura longitudinalis
Sulcus centralis
Gyrus cinguli
Seitenventrikel
Thalamus
Hippocampus
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Darstellung krankhafter Veränderungen (T2-MRT)
Gewebeveränderungen und insbesondere Tumore stellen sich häufig durch verlängerte Relaxationszeiten und erhöhten Wasseranteil dar. (Multi-Spin-Echo; TR = 3700ms; TE = 100ms)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Darstellung krankhafter Veränderungen durch Kontrastmittel
T2,�-Wichtung T2-Wichtung T1-Wichtung + Gd-DTPAKrankhafte Veränderungen sind mittels MRT nicht direkt sichtbar, wenn keine größeren Änderungen der Relaxationszeiten oder des Wassergehaltes vorliegen. Bestimmte Komplexe paramagnetischer Übergangsmetalle werden hier jedoch vermehrt eingetragen und verringern die Relaxationszeitenlokal, sodaß die Veränderungen sichtbar werden. Gd-DTPA: Gadolinium-Diethylentriaminpentaacetat
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Inhomogenitäten durch Suszeptibilitätsunterschiede
B
Viele Stoffe verhalten sich nicht neutral sondern verändern das äußere statische Magnetfeld. In Gebieten mit Suzeptibilitätssprüngen ist das Magnetfeld daher lokal inhomogen verändert. Die Larmor-Frequenzen sind nicht mehr identisch und es kommt zu einer örtlich rascheren Dephasierung (T2* - Verkürzung).
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
InhomogenitätsartefakteAbschattungen am Innenohr(Gradienten-Echo)
Schlechte Grundhomogenität führt zu drastischen Verzerrungen in einer Multi-Echo-Sequenz (EPI)
„Fehlender“ Frontalbereich(Metallklammer)Spin-Echo
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Bewegungsartefakte
Kehlkopfaufnahme mit ...
Bewegungsartefakte in Leserichtung durch Augenbewegungen und Pulsation
Bewegungen von Teilobjekten innerhalb des Bildauschnittes während der Datenakquisition führen nicht nur zu Unschärfe des Objektes selbst, sondern auch zu Störungen in Leserichtung (Frequenzkodierrichtung).
... und ohne Bewegungsartefakte
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Einfaltungen
Die speziellen Eigenschaften der diskreten Fouriertransformation führen dazu, daß angeregte Bereiche außerhalb des Bildausschnittes als Einfaltungen erscheinen. Die genaue Lage und Größe des Bildausschnittes ist von den verwendeten Gradientenstärken, der Aufnahmerate (sample rate) sowie der Frequenz der eingestrahlten Radiowellen abhängig.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Fettartefakte
��
FettWasser
Wasser
Fett
Phasen-kodierung
Frequenz
In Geweben mit hohem Fettanteil ist der Wasserbeitrag zur Gesamtmagnetisierung nicht mehr völlig dominant. Das erhaltene MR-Signal ist vielmehr eine Mischung aus beiden Anteilen.
Wasser und Fett besitzen unterschiedliche Relaxationseigenschaften; insbesondere unterliegen diese verschiedenen Einflüssen bei Gewebeveränderungen, sodaß eine Diagnose ev. erschwert werden kann.
Frequenzkodierung
Die unterschiedliche chemische Verschiebung führt zu einer „falschen“ Frequenzkodierung von Fett in Vergleich zu Wasser. Bei ungünstigen Bedingungen erscheint ein zum Wasserbild versetztes Fettbild.(Verschiebungsartefakt, „Fat Ghost“)
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Verschiebungsartefakt
Multi-Echo-Sequenzen (EPI) zeigen starke Fettverschiebungsartefakte
Die Unterdrückung des Fettsignals beseitigt Verschiebungsartefakte
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Fettunterdrückung
Chem. Sel. 90° 90° 180°
Fett Ein selektiver Impuls dreht die Fettmagnetisierung in die x-y-Ebene
Eine unmittelbar anschließende Spin-Echo-Sequenz liefert hauptsächlich Signal von Nichtfettgewebe
sonstiges
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Fettunterdrückung und Diagnostik
Fett
Wasser
WasserWasser + Fett
Fett Darstellung einer Knieverletzung ohne und mit Fettunterdrückung
Untersuchung einer Augenverletzung
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Flusseffekte
Angeregtes Blut in Gefäß
Angeregtes Blut verlässt die angeregte Schicht
Unmagnetisiertes Blut strömt in die angeregte
SchichtBlutdurchströmtes Gefäß
BlutflussBlutfluss
Angeregte Schicht
Während einer Messung wird bereits angeregtes Blut aus der vermessenen Schicht herausbefördert, während noch unmagnetisiertes Blut nachströmt.Gefäße erscheinen daher im MR-Bild wie Objekte mit kurzen Relaxationszeiten.
T1 - Wichtung : Gefäße erscheinen hell
T2 - , � - Wichtung : Gefäße erscheinen dunkel
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Flussartefakte und Gefäßdarstellung
T1
T1
T2
�
Die Darstellung von Gefäßen ist von der verwendeten Sequenz sowie der benutzten Wichtung abhängig. Häufig fallen Gefäße jedoch durch extreme Grauwerte –nahezu weiß oder beinahe schwarz – auf.
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Flusskompensation durch Sättigungsschichten (Spin-Echo)
gewünschte Schicht
Halbe Echo-Zeit
Blutfluss
90° - Anregung mit breiter Schicht
180° - Refokussierung nur für gewünschte Schicht
Anregung mit Schichtbreite, welche sowohl die gewünschte als auch benachbarte Schichten umfasst
Bei Anwendung des 180°-Impulses ist nur bereits magnetisiertes Blut in die gewünschte Schicht nachgeströmt. Das erhaltene Echo ist frei von Flusseffekten
Grundlagen der Magnetresonanztomographie
Angiographie
Die Kombination aus Aufnahmen mit und ohne Flusskompensation ermöglicht die selektive Darstellung von Gefäßen in einem MR-Angiogramm.