NMR-Grundlagen Teil 5 Methoden der MR-Bildgebung.

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1 NMR-Grundlagen Teil 5 Methoden der MR-Bildgebung

2 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, Stand: Januar 2005

3 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)

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

5 Schnelle Bildgebung

6 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)

7 2D-Fourier-Imaging-SE-Experiment
HF B1 TE/2 180° 90° TE Daten Sampling Gslice Gz Gphase Gy Gread Gx t Acqusition

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

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

10 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

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

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

13 Gradientenecho Sequenz
 HF Signal TE Gx t

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

15 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

16 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

17 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

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

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

20 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

21 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)

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

23 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

24 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

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

26 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

27 Paramagnetische Kontrastmittel
ohne Kontrastmittel nach Kontrastmittel Meningiom

28 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

29 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

30 TOF-Bildgebung

31 TOF-Bild