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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.