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9) Kernspintomographie (MRI)
Historisches1972: Raymond Damadian, US patent 3789832
1973: Erstes MRI Bild (2 Zylinder H2O in D2O)Lauterbur, Nature 1973
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Nobelpreis2003: Nobelpreis für Physiologie und Medizin
Paul Christian Lauterbur(* 6. Mai 1929 in Sydney, Ohio):US-amerikanischer Chemiker und RadiologeSir Peter Mansfield(* 9. Oktober 1933 in London):Britischer Physiker, emeritierter Professor für Physik an der University of Nottingham
Historische Bilder
1. Bild eines menschlichenKopfes 1978 (Clow, Young)
1. MRI Bild 1973
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Heutige Bilder
Details
BeispieleBrustkorb
Herzkammer leer
Herzkammer gefüllt
Gehirn
MR Tomograph
Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel
Magnet
Feldstärken:1,5 T ...3 T ...4 T Jülich, NIH, Minnesota, ...5 T Columbia U.7 T MGH, Minnesota, Magdeburg8 T Ohio State U.9,4 T Minnesota, Chicago
Spin-Wechselwirkungen
B
E
Zeeman Effekt
HexternesMagnetfeld
Probe
Magnetisierung=
Zusatzfeld
Chemische Verschiebung
012345678
TMS-CH3CH2=CH2
schwächere Abschirmungparamagnetischer Effekt
stärkere Abschirmungdiamagnetischer Effekt
1H Chemische Verschiebungen : Übersicht
Bereiche
1H NMR Spektrum von Ethylbenzol(CH3-CH2-C6H5) in CDCl3
12345678
aromatische Protonen CH2 Protonen
CH3 Protonen
Beispiel
CH2
CH3
B
I
Drehimpuls und Drehmoment
T
T = µ × B
= -γ B × I
dIdt
yx
z
MdM/dt
LarmorpräzessiondMxdt = -ωL My
dMydt = ωL Mx
dMzdt = 0
ωLz
Magnetfeld
Spin präzediert um das Magnetfeld:Magnetisches Moment gekoppelt an Drehimpuls
Anregung
magnetisches Radiofrequenzfeld B1
⊥ statisches Magnetfeld B0
Brf = 2 B1 cos(ωrft)100( )
B0B1
y
x
z
S
a)
ω = 01
∆ω ≠ 0 b)
ω ≠ 01
∆ω ≠ 0 c)
ω ≠ 01
∆ω = 0
yx
z
θ S
yz
S
Präzession: Spezialfälle
freie Präzession resonante Anregung
Nachweis
rf
B
Messprinzip
NS
Spannung
Zeit
Präzedierende Spins entsprecheneinem rotierenden Magneten
Γ1
Relaxation der Populationen
M0
Zeit
Mz(t) = M0 + (Mz(0)-M0)e-t/T1
Mxy
x
y
Zeit
Mx
Transversale Relaxation
Mxy ~ e-t/T2
Bloch-Gleichung
ddt
=−1/ T2 − 0∆ω0 −1/ T2 − 1
1 −1/ T
+ 1T1
00
1( ) ( )( ) ( )F. Bloch, ‘Nuclear induction’,Phys. Rev. 70, 460-485 (1946).
∆ωω
ω
MxMyMz
MxMyMz M0
x
y
z
T1 = 2 sT2 = 1 s
=1Hz∆ω0
resultierende Bewegung
= 0ω1
Relaxation
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince
M0
Mz(t)
Zeit0
Mxy(t)
ZeitMxy
Zeit
Signal T2
T2* guter Magnet
T2* schlechter
Magnet
Relaxation im Gewebe
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
^ T1 [ms] T2 [ms]0,5T 1,5T 0,5T 1,5T
Weißes Gewebe 520 560 107 82Graues Gewebe 780 1100 110 92CSF (cerebro- - 2060 - -spinal fluid)Muskel 560 1075 34 33Fett 192 200 108 -Leber 395 570 96 -Milz 760 1025 140 -
B0
T1
[s]
Graues Gewebe
Weißes GewebeMuskel
NiereLeber
Fett
Einzelpuls
Zeit
ωrf FID
RF τ τ
π/2 π
TimePh
ase
Zweipulsexperiment
Gradienten-Echo
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
G(t)
Signal
Echo <=> Flächen gleich
Magnetfeld undResonanzfrequenznehmen mit demOrt zu
Dies geschieht über ein Magnet-feld dessen Stärke als Funktiondes Ortes variiert. Dabei erfolgteine Projektion auf die Richtungdes Feldgradienten.
Um feststellen zu können, woim Körper sich Spins befinden,muß das Signal ortsabhängiggemacht werden.
Ortsaufgelöste Magnetische ResonanzDer erste Schritt zum Bild
Gradient
x
yz
Das ursprüngliche Objekt wird imRechner aus einer Vielzahl vonProjektionen rekostruiert.
GradientenL = 0 + Gx x
Signals(t) = (x) e i L t dx
= (x) e i Gx x t dx
Spindichteverteilung (x)(x) = F {s(t)} = s(t) ei t dt
Projektions-RekonstruktionSpindichte (x, y, z)
Signal s(t) = (x, y, z) e i L t dx dy dz= x(x) e i Gx x t dx
Projektion auf die x-Achsex = (x, y, z) dy dz
Gradient in verschiedeneRichtungen anlegen:
Gx = G cosGy = G sin
MagnetfeldgradientenOrtskodierung: Überlagerung B0-Feldmit linearen Gradienten GiB0(r) = B0 + Gx*x + Gy*y + Gz*x
Erzeugung: z-Gradient (Maxwell-Paar) x,y-Gradienten (Golay Konfig.)
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Gradientenpulse
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Plateau
Anstiegszeit AbfallzeitZeit
Gra
dien
tena
mpl
itude
Reale GradientenLinearität: typischerweise 1-2% über 50cm DSV (diameter of a spherical volume)
Folgen Nichtlinearität: Geometr. Verzerrung:
=> “gradient warping”per Computer Algorithmus:
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
idealreal
Ideales BildVerzerrtesBild
RF Amplitude
B
B0
Bandbreite
FrequenzTräger-frequenz
Anregungsregion
Schichtz
z
SchichtselektionSchichtanregung bei Ort Sz :Anregungsfrequenz ∆ν=(γ/2π)*Gz*Sz.
Gradient während Pulsanregung=> Schichtselektion
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
SchichtdickeSchichtdicke wählbar durch Gradientenstärke oder Pulslänge:
Inverse Schichtdicke:
1/D = (γ/2π)*Gz*tp
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Längerer RF PulsRF
Gz
DünnereSchicht
Frequenz / B-Feld
Schichtdicke
KleinereBandbreite
z
Rephasierung der z-Magnetisierung mit Recall-GradientRefokussierung
Frequenz kleiner Frequenz größer
Gesamtes Signal
Fourier Transformation
Kleineres Feld=> Langsamere
Präzession
Größeres Feld=> Schnellere
Präzession
Gradientenrichtung
Sign
alam
plitu
de
Frequenz / Position
FrequenzcodierungWährend Signalauslesens wird derFrequenzkodiergradient geschaltet.
=> Resonanzfrequenz wirdortsabhänig
=> Signal enthält verschiedeneFrequenzanteile, dieunterschiedlichenOrten zugeordnet werden können
FT{ 1 Signal} => Ortsauflösung inGradientenrichtung (x-Richtung: Gx)
Unschärfen durch untersch. Frequenzim Signal auch ohne Gradient.
Frequenzkodiergradient= Auslesegradient
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2D Fourier Bildgebung
x
y
ρ(x,y) 1D Signal :
Gx
Gy
Zeitt1 t2
2D Signal :
PhasenkodierungGradient zwischen Anregung und Signalauslesung schalten
=> Spins bekommen ortsabhängig eine Phase aufgeprägt!
(-> k-Raum)
Das Experiment (für eine Schicht und einen x-Wert) wird mitunterschiedlichen Phasenkodiergradienten wiederholt; die Anzahl derPhasenkodierschritte bestimmt die Ortsauflösung in Gradienten- (y-)Richtung. Die Wiederholungen kosten Zeit, erhöhen aber auch dasSNR.
Gp
Zeit
Kein Gradient:Signal in Phase
Gradient an:Signal dephasiert
Kein Gradient:Endphase wirdbeibehalten
y < 0
y = 0
y > 0
Phasenkodierung
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Fourier-Bildgebung
Gz
Gx
Gy
Phasenverschiebung 1 = Gx x t1
Pixel dA = dx dyliefert Signal mit Amplitude
ds = (x, y) exp(i Gxxt1)exp(i Gyyt2)
2D Fourier-Transformation( 1, 2) = ( Gxx, Gyy) ~ ( x , y )
slice
phase
read
Probleme: Transversale Dephasierung durch Scheiben-Gradientenund während der Stabilisierung des Lese-Gradienten
Radiofrequenz-Anregung:
Schichtselektionsgradient:
Auslesegradient:
Phasenkodiergradient:n Phasenkodiergradienten
Spin-Echo Sequenz“Arbeitspferd” und Referenz für Bildqualität
Typische Werte:
TE 10-100msTR 0.5-3sn=128, 256, 512
Kernspintomografie und KernspinspektroskopieH. Kolem MPT0018
Relaxation
Signalamplitude (Echo):
KontrastS0 (Protonendichte)T1 (Längsrelaxationszeit)T2 (Querrelaxationszeit)
Gewebeparameter
Variable Parameter in Meßsequenzen:
Echozeit TE, Repetitionszeit TR, Schichtdicke und Schichtposition
Messfeld (field of view - FOV)
Anzahl der Frequenzkodierelemente
Anzahl der Phasenkodierschritte
=> Auflösung desBildes in der Ebene
KontrastDefinitionen:Signal-zu-Rausch-Verhältis SNRKontrast CKontrast-zu-Rausch-Verhältnis CNR
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Räumliche Auflösung ~Dx = FOV / nFrequenzkod.Dy = FOV / nPhasenkod.
Relaxations-Kontrast
GxGy
T1 Kontrast:
Spins mit unterschiedlicherlongitudinaler Relaxationtragen verschieden starkbei
Präparationspuls
/2
T2 Kontrast:
Spins mit unterschiedlicher transversalerRelaxationszeit tragen verschieden stark bei
Präparationspuls /2
t1 t2
Vergleich Kontraste
Kontrastvergleich
kontrast-erzeugende
(para-magnetische)Chemikalien:
Gd-Komplexe
Sauerstoff
GewichtungSignalamplitude:
Protonendichte-Wichtung:
=> Für manche klinischeFragestellungen im Kopf-und Wirbelsäulenbereichwichtig
T2-Wichtung:
=> meist sehr empfindlichgegenüber krankhaftenProzessen(häufig viel “freies” Wasserin krankhaften Prozessen)
T1-Wichtung:=> T1 hat größten Einfluss auf Kontrast=> Struktur des Gewebes (Anatomie normal?)
Spin-Präparationsverfahren werden (als Modul) vor jede Datanaufnahmevorgeschaltet.
=> starke Beeinflussung des Kontrasts der Bilder
Gd@C82
T1 GewichtungInversion-Recovery(IR)-PräparationVor jeder SE-Pulsfolge mit einem 180o-Puls die Magnetisierung invertieren.=> Verbesserung des T1-Kontrastes
T1-Kontrastdurch “normale” Sättigung: T1-Kontrast nach IR:
Kernspintomografie und KernspinspektroskopieH. Kolem MPT0018
Fett-Unterdrückung
kein Fett kein Wasser
setzt unterschiedlicheT1 Zeiten voraus
FettWasser
Sign
al
3.5 ppm
Wasser
Fett
+ 500 Hz - 500 Hz
NM
RSi
gnal
Fett-Sättigung
Vor jedem Zyklus Puls aufder Resonanzfrequenzdes Fettes einstrahlen.
=> Fettsignal wird voneigentlichem Anregungspulsnicht mehr “erfasst”
=> Fettsignal erscheintauf Bild dunkel
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
mit frequenzselektivemPräparationspuls wirdResonanzlinie gesättigt(= deren Magnetisierungunterdrückt)
%Si
gnal
ände
rung
Gadolinium Konzentration (mmol / kg)
Kontrastmittel
Gadolinium:Paramagnetisch (7 ungepaarte Elektronen)
Elementares G.: toxisch=> Chelatkomplex
Biologische Halbwertszeit 1.5 h
Geringe Konzentration:reduziert hauptsächlichT1 in Umgebung
Meiste Körpergewebe sind diamagnetisch.
Berechnung:T1-gewichtete Spin-Echo-SequenzTR=400ms,TE=15msGewebe: T1=800msT2=75ms
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Gd@C82
Fe als KontrastmittelEisenoxid: Super-Paramagnetisch
Injiziert als Kohlenhydrat-ummantelte Partikel inLösung; Anlagerung innormalem Gewebe inLeber und Milz
Reduziert T2*, T2, T1
Wirkt über vielfachesPartikelvolumen.
Berechnung:T2-gewichtete Spin-Echo-SequenzTR=10s,TE=100msGewebe: T1=800msT2=75ms
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
%Si
gnal
ände
rung
Fe Konzentration (µmol / kg)
Der k-RaumDie Datenaufnahme erfolgt im sogenannten k-Raum. Aus diesen Rohdatenerfolgt die Rekonstruktion des Bildes im “realen” Raum durch 2-dimensionale Fourier-Transformation.
Meßsignal:
mit
Aufnahme im k-Raum
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Scan Zeit
DatenaufnahmeZusammenhang zwischenPhasen- und Frequenzkodier-gradient und dem zugehörigenPfad im k-Raum.(Für ein Gradientenecho)
Erinnerung:Frequenzkodierung => 1 (Bild-)Zeile!Phasenkodierung muß n malwiederholt werden für vollständiges2-dimensionales Bild.
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
k- / OrtsraumZusammenhang Parameter ink-Raum und Objektraum:
Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel
FOVy = 1 / ∆(ky)FOVx = 1 / ∆(kx)
Abtastraten:
Pixel / Voxel
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Informationsgehalt im k-Raumkleine k-Werte:
tiefe (Orts-)Frequenzen
Signal- und Kontrast-information,keine Details
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
große k-Werte:
hohe (Orts-)Frequenzen
Gewebegrenzen gutsichtbar, schlechtes SNR,keine Kontrastinfo
Auflösung und Rauschen
Protonendichte (PD)-und T2-gewichtete Bildermit gleicher Gesamtzeitfür die Scans:
Höhere räumlicheAuflösung führt zugrößerem Rauschen(geringeres SNR)
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Hohe FrequenzenDaten am Rand des k-Raumes (hohe (Orts-) Frequenzen)enthalten Information über die Bildauflösung (Ecken und Kanten)-> Ausnutzung in digitaler Bildverarbeitung (Filter)
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince
ArtefakteEs gibt 3 Gruppen von Artefakten bei der MRI:
Bewegungsartefakte durch physiologische oder unwillkürliche Bewegungdes Patienten
=> führt zu sogenannten “Ghosts” entlang der Phasenkodierrichtung
Inhomogenitätsartefakte durch Fehlerhaftigkeit der Geräte und durchSuzeptibilitätseffekte innerhalb des Körpers
=> verursacht Intensitätsänderungen und Bildverzerrungen
Digitale Bildartefakte stammen von der Rekonstruktion des Bildes mitHilfe der Fourier-Transformation
=> viele verschiedene Arten von Bildfehlern
Bewegungsartefakte
Atmung VerdauungHerzbewegung
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
durch physiologische oder unwillkürliche Bewegung des Patienten
=> führt zu sogenannten “Ghosts” entlang der Phasenkodierrichtung
TriggerungTriggerung als mögliche Lösung:
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince
Atmung
Zeit
TR = R-R Intervall; typischerweise600-1000ms; also T1-Gewichtung
Verdauung => kontinuierliche,zufällige Bewegung, keineTriggerung möglich
Lösung:VerdauungshemmendeMedikamente (15-20min) odersehr schnelle Pulssequenzen(FSE, HASTE)
Chemische VerschiebungChemische Verschiebungs-Artefakt
Mögliche Lösung: höhere Empfängerbandbreite benutzenNachteil: dadurch auch geringeres SNR
Je nach Stärke der Verschiebung:Artefakt: helles oder dunkles Band aufgegenüberliegenden Seiten einer Struktur,oder sogar “ghost image”
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
3,5 ppm
Wasser
Fett
+ 500 Hz - 500 Hz
NM
RSi
gnal
C.V. => Fett scheint an anderer Position zu sein (Frequenzkodierung)
=> Fettsignal ist entlang derFrequenzkodierung umeinige Pixel verschoben
Partialvolumen - ArtefaktePartialvolumen-Artefakt, Überlapp-ArtefaktUnterschiedliche Gewebetypen in einem Voxel => Partialvolumen-Artfakt(Typ. Voxelgröße: 1mm*1mm*5mm)Lösung: Schichtdicke anpassen
Folge: Gewebe in Überlapp-Region kann nicht relaxieren=> Reduzierte Signalintensität
Lösung: Größere Schichtabstände
Verwandtes Problem beiMulti-Schicht-Verfahren:Überlapp der Signale vonbenachbarten Schichten.Ursache: nichtideale Pulse
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Phasenabtastungs-ArtefaktBsp.: Hineinfalten von Signalen, die außerhalb des FOV liegen, aber
detektiert werden.Lsg.: In Frequenzkodierrichtung einfach Erhöhung der Abtastrate.
In Phasenkodierrichtung istdies mit einer Erhöhung derMessßzeit verbunden unddaher nicht immer möglich.
Weitere Lösungen:
Sättigung der Signaleaußerhalb des FOV,Vergrößerung des FOV
N/2 - ghost:
SuszeptibilitätsartefakteMetall-Artefakt=> Region ohne Signal,Kante mit hoher Signalintensität,geometrische Verzerrungen
Suszeptibilitäts-Artefaktehaben ähnliche Auswirkungen,aber subtiler
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Punktartefakt im k-Raumz.B. defekte RF-Spule
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Schnelle DatenaufnahmeKonventionelle Spin-Echo-Sequenz: zu langsam für viele praktische ZweckeGrund: Zwischen 2 Phasenkodierungsschritten muss genug Zeitsein, damit sich die Gleichgewichtsmagnetisierung aufbauen kann.(-> bestimmt durch Eigenschaften des Gewebes -> unveränderbar)
Mögliche Lösungsansätze:Parallele Datenauf-nahme verschiedenerDatenzeilen:Turbo-Spin-Echo, ...
Kleine Flipwinkel(kleine Änderung von M)
-> Gradienten-Echo-Sequenzen
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Allgemeine Spin-Echo SequenzAllgemeine Spin-Echo-Sequenz mit räumlicher Sättigung um unerwünschteArtefakte zu unterdrücken, Fettsignal-Unterdrückung (bzw. Sättigung) undPräparationsverfahren zur Kontrastverbesserung:
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
MesszeitInkrementierung des
Phasengradienten
Repetitionszeit TR = T1
Vielschichtanregung:
Multi Spin-EchoMulti-Spin-Echo: Innerhalb der Wiederholungszeit TR hat man Zeit fürweitere Echos, die zu anderen Schichten gehören, solange dieT2-Relaxation dies zuläßt:
Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel
GradientenechoRephasierung durch Gradient statt durch 180o-Puls
Geschwindigkeitsvorteil durch kleine Flipwinkel (statt 90o-Puls)=> kurze TR möglich!
Nach einer Reihe von RF-Pulsen stellt sich einGleichgewicht ein:Erholung nach TR gleichtexakt den Effekt derAnregung ausT2
*-, T1-, PD- und sogarin einigen Fällen T2-Gewichtung anwendbar.
MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince
Optimierte AnregungVerbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses:
Idee: schneller pulsen, d.h. TR verkleinern?aber: Sequenz von 90° Pulsen führt zu Sättigung
Idee: kleinere Flipwinkelerlaubt schnellere Wiederholung, liefert aber kleineres Signal
Kompromiss
Ernst-Winkelcos = exp( TR/T1)
FLASH(Fast Low-Angle SHot)
n
typischeFlipwinkel
~ 1 - 5°
Schnelle BildgebungEPI: Echo-Planar-Imaging
Erzeugung einer Abfolge von Echos (vgl. CPMG)mit RF- oder mit Gx Gradienten-Pulsen
GRASE
RF
signal
readout
phase
slice
x y y
RARE
RF
signal
readout
phase
slice
x y y y y
Fluss-BildgebungPhasenverschiebung
ortsfester Spinswird refokussiert
bewegte Spins liefernPhasenverschiebung
Angiographie
bipolarer Zusatz-Gradient:Phase nur der sich bewegenden Spins ändert sich
Vergleich mit Bild ohne Zusatz-Gradient:Differenz liefert Information über Fluss
Phasenkontrast:
Fluss oder Diffusion ?
Geschwindigkeitskompensation
0,7 mm
+G G G +G
fließendes Wasser in einerTeflonröhre mit
Hyper-PolarisationPolarisation "Hyper-Polarisation"
ermöglichtBildgebungin der Gasphase,an Oberflächen,...
Kernspinpolarisation (N+ – N ) / (N+ + N )~ 105 größer als im Boltzmann-Gleichgewicht ???
Verdünntes Gas und Protonen im Wasserliefern dann etwa gleich intensives Signal !!!
Hyperpolarisierte Edelgase
3He I = 0% 32.4 MHz/T129Xe I = 26.44% 11.8 MHz/T
Spin-Austausch-TransferRb + 3He Rb + 3He
J = 1/2
J' = 1/2
Optisches PumpenA. Kastler, J. Phys. 11, 255 (1950)
Alternative: Metastabilitäts-PumpenOptische Anregung nach GasentladungVorteil: kein Alkali-Metall erforderlich
T1 Wechselwirkung mit Lagergefäß (mehrere Tage)im Gewebe T1 im sec-min BereichIn der Lunge ist 3He-T1 ~ O2-Konzentration
3He: L = 1600 Hz im Erdfeld
-1
Lungenbild mit 3He
Nichtraucher Raucher
Funktionelle MRI
B loodO xygenL evelD ependent fMRI
Desoxyhämoglobin ist magnetisch,Oxyhämoglobin nicht. BOLD misstdas Verhältnis beider Formen.
In der funktionellen NMRBildgebung (f-MRI) nutzt mandie Änderung der NMRSignale aufgrund der erhöhtenSauerstoffzufuhr.
Blutgefäß
Hämoglobin
Sauerstoff
SehnervvisuellerKortex
Funktionelle Bildgebung2 mm "Schnitte"
manuelle Aktivitätvon 12 Probanden
6 Probanden betrachtenein Schachbrett, das mit
8 Hz alterniert
BOLDSEEP
Chemische Verschiebung / ppm
In Vivo Spektroskopie1H NMR
Laktat: Marker für ZelltodN-acetyl Aspartat: Markerfür neuronale IntegritätGlutamin KomplexKreatinCholinmyo-Inositol: Myelin-Abbauprodukt, z.B. beiAlzheimer
Nicht-Medizinische Anwendungen
Fallender Wassertropfen
Phys. Rev. Lett. 87, 144501 (2001).
Strömung im Innern
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