NMR-Grundlagen Teil 5 Methoden der MR-Bildgebung

Nur zur internen Verwendung durch Teilnehmer an der Wahlfachvorlesung 1 „Methoden der NMR-Bildgebung und Spektroskopie“der Universität Leipzig im WS 2004/2005 Enthält nur einige Basis-Folien der im Rahmen des Vorlesungszyklus erstellten Powerpoint –Präsentationen und ist lediglich zur Wiederholung bzw. Vertiefung des in den Vorlesungen vermittelten Wissens und zur Vorbereitung der Abschlußprüfung gedacht. Änderungen, Ergänzungen, Kopien, anderweitige (auch teilweise) Veröffentlichung sowie Weitergabe an Dritte nur mit ausdrücklicher Genehmigung des Autors ! Hinweise/ Kritiken zu Inhalt und Gestaltung an: Prof. Dr. W. Gründer, Institut für Medizinische Physik und Biophysik, gruwi@medizin.uni-leipzig.de Stand: Januar 2005

Meßzeit einer Spin Echo Sequenz Tac = TR  NPh  AC TR: Repetitions Zeit NPh: Anzahl der Phasenkodierschritte = Matrix Größe AC: Anzahl der Akquisitionen (zur Verbesserung des S/N)

Weitere Sequenz Entwicklungen Scanzeit-Verkürzung  Gradienten-Echo Sequenzen Hybrid Sequenzen Kontrast Variationen  Gradient Echo Sequenzen Verbesserte  3D Gradient Echo Sequenzen räumliche Auflösung

Schnelle Bildgebung

Verkürzung der Aufnahmezeit Tac = TR x NPh x AC Gradienten Echo : FLASH FISP PSIF DESS CISS mehr Linien pro TR: Turbo Spin Echo Hybrid Sequenzen (Multi Shot Sequenzen) Single Shot Sequenzen Minimum = 0.5 (Half Fourier)

2D-Fourier-Imaging-SE-Experiment HF B1 TE/2 180° 90° TE Daten Sampling Gslice Gz Gphase Gy Gread Gx t Acqusition

Single Echo Multi-Slice TE TE TE TE TR Gz Gslice Gy Gphase Gx Gread t

Multi-Spin-Echo: Multi Echo Single Slice TE TR Gz Gslice Gy Gphase Gx Gread t

Multi-Echo-Techniken Verwendung mehrerer Echos mit verschiedenen Phasen- kodierschritten zur Füllung des k-Raums ursprüngliche Idee von Hennig et al. (Freiburg), bekannt als RARE = "Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement" späte Echos bewirken Kontrasterhöhung aufgrund von T2-Relaxation modifiziert heute bekannt als: - FSE (Fast Spin Echo) -> General Electric - TSE (Turbo Spin Echo) -> Siemens, Philips

Fast(Turbo) Spin-Echo (FSE) TE TR TEeff= 3xTE (=Echo zum Phasengradienten 0) Gz Gslice Gy Gphase Gx Gread t k-Raum

Fast Spin-Echo alter Infarkt SE: 500/40 FSE: 3000/64/16/8 TEeff =64/; InterEchoTime=16; EchoTrainLänge=8

Gradientenecho Sequenz  HF Signal TE Gx t

Gradientenecho Sequenzen Knee sagittal, 2D FLASH, 5122, TA = 7:12 min MR Myelography, 3D FISP, 1.5 mm, TA = 6:41 min

Gradienten-Echo / Spin-Echo Vorteile kürzere Messdauer (TR< T1) besseres Signal–zu–Rausch-Verhältnis pro Zeiteinheit effektive 3D-Bildgebung möglich kleinere SAR-Werte (<90°: geringere HF-Belastung) starker T1- und/oder T2*-gewichteter Kontrast Einfluß von magnetischer Suszeptibilität und Inhomogenitäten des B0-Felds Nachteile

Gradientenecho - Einfluß von Inhomogenitäten homogenes Feld inhomogenes Feld B B B Binh Binh B0 B0 Bgrad Bgrad=Gx*x Bgrad=Gx*x Bgrad= -Gx*x Bges Bges= B0+Gx*x Bges= B0+Gx*x+Binh Bges= B0 - Gx*x+Binh 2 3 1 x 2 3 1 x 2 3 1 x ω(x)=*Bges(x) Δφ=ω(x)Δt Δt=TE/2: Δt=TE: 0+1+3 1 2 2 3

konventionelle Gradientenecho-Sequenzen ( FLASH / SP GRE / SSI ) FLASH = Fast Low Angle Shot - 180° Refokussierungs-Impuls fehlt  Reduktion der HF-Belastunng, TE-,TR-Reduktion T2*- Wichtung (keine Korrektur statischer Feldinhomogenitäten wie im SE-Experiment  Einfluß von Suszeptibilitätsunterschieden) CSE (li.) -> T2-Wichtung FLASH -> T2*-Wichtung Signalverlust in Regionen mit Suszeptibilitätssprüngen

refokussiertes Gradienten-Echo Refoc.GE: TR/TE/: 100/10/30 Refoc.GE: TR/TE/: 100/10/60

Contrast Enhanced - Gradient-Echo CE-GE: TR/TE/: 30/6/30 CE-GE: TR/TE/: 100/6/30

Echo-Planar-Bildgebung (Spin-Echo-EPI) z.B. 64 Echos pro 90° Puls: 1 Spinecho + 63 Gradientenechos 90° 180° Gs t t Gp Gr t MR Signal effektive Echozeit

Diffusionsgewichtete Bildgebung Visualisierung der relativen Beweglichkeit endogener Wassermoleküle im Gewebe (Intensitäten)  Grundlage: Brownsche Molekularbewegung Diffusion der Wassermoleküle im Gewebe D = SelbstDiffusionsKoeffizient (SDK) ADC = Apparent Diffusion Coefficient freies Wasser: D = 2 x 10-9 m2/s = 2 x 10-3 mm2/s r ... mittlere freie Weglänge t ... Zeit <r>2 = 2 Dt (eindimensional)

Diffusionsgewichtete EPI-Bildgebung 180° S = S0 exp (-(gGd)2DD) * 90° GS G G GR   GP Zeit

EPI-Diffusionssequenzen Schalten zusätzlicher Diffusionsgradienten sensitiv gegenüber molekularer Bewegung, d.h. Selbstdiffusion von Wasser in Gewebe wird "sichtbar" Vorteil ultraschneller EPI-Messung: "Einfrieren" von Körperbewegungen , welche bei konventionellen Sequenzen Artefakte erzeugen würden, die den Diffusionskontrast überblenden

aus Vektorfeld wird Verlauf der Faserbahnen berechnet Annahme Hauptdiffusionsrichtung liegt entlang der Oberfläche der Faserbahnen (max. Diffusion) z. Vgl.: graue Hirnsubstanz isotrope Diffusion treshold-Werte: - minimaler FA-Wert - maximale Krümmung - Schrittweite f. Berechnung

Diffusions-Tensor-Imaging (DTI) Limitationen: Qualität der Ausgangsdatensätze (1282-Matrix) Nachweisgrenze für kleine Diffusionskoeffizienten Berechnungsprobleme im Kreuzungsbereich von Fasern

MR-Kontrastmittel Relaxationszeiten  Magn.Feld des Elektrons ist wesentlich stärker als Feld des Protons Ungepaarte Elekrtonen paramagnetischer Substanzen ( Gd3+ , Mn2+ , Dy3+ , Fe3+ ) beeinflussen Relaxationszeiten  starke T1-Verkürzung (paramagn.Substanzen)  Aufhellung im T1-gewichteten Bild (geringe) T2/T2*-Verkürzung (superparamagn.;ferromagn.Substanzen)  Signalverlust im T2-gewichteten Bild

Paramagnetische Kontrastmittel ohne Kontrastmittel nach Kontrastmittel Meningiom

MR-Angiographie (MRA) SE-Sequenzen Zeit t: 90°-Puls Zeit t+TE/2: 180°-Puls Signal stationär V=0 Δz Fluß: langsam V langsam V=Δz/(TE/2) Fluß: mittel V mittel schnell V=schnell Zunehmender Signalverlust durch Abfließen der angeregten Spins

MR-Angiographie (MRA) SE-Sequenzen Zeit t: 90°-Puls Zeit t+TE/2: 180°-Puls Signal stationär V=0 Δz Fluß: langsam V langsam V=Δz/(TE/2) Fluß: mittel V mittel schnell V=schnell Zunehmender Signalverlust durch Abfließen der angeregten Spins

TOF-Bildgebung

TOF-Bild