postcentralis
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Leibniz-Institut für Neurobiologie Speziallabor Nicht-Invasive Bildgebung 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 = m0 mr H m0 : magnetische Feldkonstante mr : 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=hn ( h: Plancksches Wirkungsquantum , n: 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 äußeres Magnetfeld 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 w = 2p g B0 w : Larmor-Frequenz g : Gyromagnetische Konstante 1H : g = 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 B0 w = 2p g B0 B1 Ein elektromagnetisches Wechselfeld geeigneter Frequenz tritt mit den präzedierenden Spins 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 f aus der Richtung des statischen Magnetfeldes. Die entstehende Quermagnetisierung (x,y) präzediert weiterhin mit der Larmor-Frequenz um die Z-Achse. f f : Flip-Winkel tp : Impulsdauer B1: HF-Feld |f| = 2p g |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 ¥ S(n ) µ ò S(t ) exp(- i 2p n t ) dt -¥ 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. S(w ) µ ò S(t ) exp(- i w t ) dt S(t ) µ ò S(w ) exp(i w t ) dw Grundlagen der Magnetresonanztomographie Spektraldarstellung (I) y x Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Phase und Magnitude (Amplitudenbetrag). Grundlagen der Magnetresonanztomographie Spektraldarstellung (II) y x Spektrum einer einzelnen harmonischen Schwingung, dargestellt mittels Real- und Imaginärteil. 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 Dn Makromoleküle Wasser Fett Frequenz 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). Dn » 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 „schnell“ „langsam“ 90°-Impuls bringt Magnetisierung in x-y-Ebene Dephasierung (T2*) während TE/2 (Echo-Zeit) 180°-Impuls invertiert Magnetisierung und partielle Refokussierung führt zum Neuaufbau des Signals 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 ~ r exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)] r : Spindichte, Protonendichte (Wassergehalt) TR : Repetitionszeit Grundlagen der Magnetresonanztomographie Magnetfeldgradienten x x Gx Eine Ortsabhängigkeit des äußeren Magnetfeldes führt ebenfalls zur Ortsabhängigkeit der Larmor-Frequenzen in Richtung der Feldänderung. nx = g ( B0 + Gx x) B0 Gx = dB0 / dx Grundlagen der Magnetresonanztomographie Gradientenechos A B C D E F G HF Gx TE A B C D E F G Durch Gradienten dephasierte Spins können durch einen entgegengerichteten Gradienten wieder refokussiert werden. Echobedingung: S Gxtx = 0 Echoamplitude: S ~ exp(-TE/T2*) Grundlagen der Magnetresonanztomographie Selektive Impulse und Schichtenselektion n0 n0 Dn Dz n n0 Ein engbandiger Impuls beeinflusst nur eine selektive Schicht einer Probe, die sich in einem Magnetfeldgradienten befindet. Schichtposition: n0 = g (B0 + Gz z0) Schichtdicke: Dn = g Gz Dz z0 z Gz Grundlagen der Magnetresonanztomographie Festlegung der Schichtdicke über die Gradientenstärke Dz Dz n n n0 n0 z0 Gz z z0 z Gz Bei vorgegebener Bandbreite des Anregungspulses bestimmt die Gradientenstärke die Breite der angeregten Schicht. Die Schichtauswahl ist der erste Schritt jeder Bildsequenz. Grundlagen der Magnetresonanztomographie Nach der Schichtenselektion - Phasenkodierung y A B C Gy A) Nach Anregung sind Spins einer Schicht in Phase. B) Während einer kurzen Dauer wird ein Gradient in yRichtung angelegt und die Spins bauen eine Phasendifferenz auf. C) Nach Abschalten des y-Gradienten besitzen die Spins wieder gleiche Larmor-Frequenz , der Phasenunterschied bleibt erhalten. Phasen-Differenz : Dfy Dfy = g Gy ty y Grundlagen der Magnetresonanztomographie Frequenzkodierung A B Phasen-Differenz : Dfx Dfx = g Gx tx x S = S(Dfx, Dfy) x A) Nach Phasenkodierung. Gx B) Gradient in x-Richtung bewirkt Ortskodierung durch unterschiedliche Frequenz. Ein unter dem xGradienten generiertes Echo (wie auch immer) enthält in der Frequenzverteilung die komplette x-Information und EINEN Messpunkt in y-Richtung. Das Signal S wird mit jedem Echo für den kompletten Zeitraum tx detektiert, jedoch nur für jeweils einen Zeitpunkt ty. Für eine vollständige Bildmatrix muss das Experiment mit mehreren Werten für ty wiederholt werden. K-Raum: kx = g Gx tx k y = g Gy t y 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 B C Gx Nach dem 90°- Puls „Rewinder“ Spins einer Schicht präzedieren in Phase Gradient mit halber Stärke führt zu Dephasierung in x-Richtung Nach Abschalten des Gradienten bleibt PhasenDifferenz in x-Richtung erhalten Grundlagen der Magnetresonanztomographie Bildsequenz mittels Spin-Echo II - Phasenkodierung C D E Gy Situation nach „Rewinding“ Phasenkodierung y-Gradient führt zu Dephasierung in yRichtung 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 Nach „Rewinding“ und Phasenkodierung F 180°-Puls Inversion der Magnetisierung bezüglich der Puls-Achse (hier x) Grundlagen der Magnetresonanztomographie Bildsequenz mittels Spin-Echo IV - Auslesen F G Gx Nach „Rewinding“, Phasenkodierung und Inversion Unmittelbar nach Einschalten des LeseGradienten beginnende Rephasierung in xRichtung H Gx Vollständige Rephasierung des „Rewinders“ und EchoFormation Phaseninformation in yRichtung bleibt erhalten Grundlagen der Magnetresonanztomographie Bildrekonstruktion y ky 0 0 kx x Die Gesamtheit der phasen- und frequenzkodierten Echos stellen ein Hologramm dar, aus welchem das fertige Bild durch zweidimensionale Fouriertransformation hervorgeht. Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontraste - Parameter für Signalintensität Intrinsisch: Experimentell: Spindichte (Wassergehalt) r Longitudinale Relaxationszeit T1 Transversale Relaxationszeit T2 Eff. transversale Rel.-Zeit T2* ----Makroskopische Bewegung (Fluss) Mikroskopische Bewegung (Diffusion) Kontrastmittelgabe etc... Repetitionszeit TR Echo-Zeit TE Drehwinkel aflip SEQUENZ Kontrast – Gewebedifferenzierung über Signalunterschied (Grauwert) DS = DS(Dr, DT1, DT2, ... ,TR,TE) Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontraste – Relaxationsmechanismen und Gewebeeigenschaften T2-Relaxation T1-Relaxation Je stärker und regelloser die Wechselwirkung der Spins untereinander, desto schneller erfolgt Dephasierung. Starke Wechselwirkungen beschleunigen die Wiederherstellung des thermischen Gleichgewichts. ABER: Umgebung muss Energie entsprechend der Larmor-Frequenz aufnehmen können. (Spin-Gitter-Rel.) „Weich dephasiert langsamer als hart“ Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontraste - Relaxation und mikroskopische Beweglichkeit T1,2 (log.) Flüssigkeiten Weichteilgewebe Große Beweglichkeit bedeutet eine relativ schwache Wechselwirkung mit der Umgebung – Relaxationszeiten sind groß. Festkörper T1 Zunehmende Anbindung an die Umgebung erhöht die dephasierende Wirkung und verringert T2. Die Induktion von Spin-SpinÜbergängen ist maximal, wenn die Wechselwirkungen mit der Larmor-Frequenz erfolgen - T1 durchläuft daher ein Minimum. T2 Beweglichkeit Viskosität / Rigidität In Gewebe steigt T1 mit größer werdendem Magnetfeld an, während T2 nahezu unabhängig ist. Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontraste - Relaxationskonstanten im ZNS (0,5 T) Spinalflüssigkeit (CSF) Graue Substanz Weiße Substanz Fett T1/ms T2/ms 2000 700 480 250 200 60 50 30 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) Ein Echo-Experiment vereint T1- mit T2-Wichtung. Der erhaltene Gesamt-Kontrast ist von der Kombination aus verwendeter Echo- und Repetitions-Zeit abhängig. T1-Wichtung Kontrastauslöschung/-umkehr Beginnende T2-Wichtung S ~ r exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)] Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontrasteinstellungen (Spin-Echo) S ~ r exp(-TE/T2) [1 - exp(-TR/T1)] Kontrast TR TE Abbildung T1: » T1 kurz ( < T2) Kurzes T1 hell Langes T1 dunkel T2: lang ( > T1) » T2 Kurzes T2 dunkel Langes T2 hell r: lang ( > T1) kurz ( < T2) 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) r-Wichtung (TR = 2,6s; TE = 20ms) Grundlagen der Magnetresonanztomographie Kontrastverschiebung bei verlängerter Echozeit (Spin-Echo; 1,5 T) TE = 31 ms Optimale Echo-Zeit für Unterscheidung von grauer und weißer Substanz (T2-Wichtung) TE = 81 ms Verlängerte Echo-Zeit verschiebt den Kontrast zugunsten der Darstellung der Spinalflüssigkeit TE = 160 ms Bei sehr langen EchoZeiten verschwindet der Kontrast zwischen grauer und weißer Substanz nahezu vollständig Aufnahmen mittels Multi-Echo-Sequenz (CPMG) und nahezu vollständiger T2-Wichtung Grundlagen der Magnetresonanztomographie Wichtung durch Sequenzwahl: Saturation-Recovery (T1-Wichtung) 90° 90° T1 kurz 180° T1 mittel T1 lang Ein 90°-Impuls dreht die Magnetisierung in die x-y-Ebene, Spins relaxieren mit eigenem T1. Eine anschließende Spin-Echo-Sequenz zeigt sehr intensive T1-Wichtung Grundlagen der Magnetresonanztomographie Lagebezeichnungen und Schnittebenenorientierungen superior, cranial sagittal anterior posterior axial coronal inferior, basal Grundlagen der Magnetresonanztomographie Lateralansicht mit Grobgliederung Lobus parietalis Lobus frontalis Lobus occipitalis Lobus temporalis Grundlagen der Magnetresonanztomographie Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Sulci Sulcus frontalis superior Sulcus precentralis Sulcus centralis Sulcus postcentralis Sulcus intraparietalis Sulcus parietooccipitalis Sulcus frontalis inferior Sulcus occipitalis transversus Sulcus lateralis Sulcus temporalis superior (Fissura Sylvii) Sulcus temporalis inferior Grundlagen der Magnetresonanztomographie Lateralansicht (schematisch) und wichtigste Gyri Gyrus precentralis Gyrus frontalis superior Gyrus postcentralis Lobulus parietalis superior Lobulus parietalis inferior Gyrus supramarginalis Gyrus frontalis medius Gyrus angularis Gyrus frontalis inferior Operculae Gyri occipitales laterales Pars orbitalis Pars triangularis Pars opercularis Gyrus temporalis medius Gyrus temporalis superior Gyrus temporalis inferior Grundlagen der Magnetresonanztomographie Sagittalansicht (medial - schematisch) Corpus callosum Gyrus cinguli Sulcus centralis Gyrus frontalis superior Precuneus Sulcus parietooccipitalis Fornix Commissura anterior Sulcus calcarinus Corpus mamillare Cuneus Chiasma opticum Pons Epiphyse Hypophyse Pedunculus cerebri Medula ablongata Medula spinalis Lamina quadrigemina Commisura posterior 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) Fissura longitudinalis Sulcus centralis Gyrus cinguli Seitenventrikel Corpus callosum Thalamus III. Ventrikel 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,r-Wichtung T2-Wichtung T1-Wichtung + Gd-DTPA Krankhafte 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 Relaxationszeiten lokal, 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 Inhomogenitätsartefakte Abschattungen am Innenohr (Gradienten-Echo) Schlechte Grundhomogenität führt zu drastischen Verzerrungen in einer MultiEcho-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 Wasser Fett Dn Wasser Fett Phasenkodierung 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° Fett sonstiges Ein selektiver Impuls dreht die Fettmagnetisierung in die x-y-Ebene 90° 180° Eine unmittelbar anschließende Spin-Echo-Sequenz liefert hauptsächlich Signal von Nichtfettgewebe Grundlagen der Magnetresonanztomographie Fettunterdrückung und Diagnostik Fett Wasser Wasser + Fett Wasser Fett Darstellung einer Knieverletzung ohne und mit Fettunterdrückung Untersuchung einer Augenverletzung Grundlagen der Magnetresonanztomographie Flusseffekte Blutdurchströmtes Gefäß Angeregtes Blut in Gefäß Unmagnetisiertes Blut strömt in die angeregte Schicht Blutfluss Angeregtes Blut verlässt die angeregte Schicht Blutfluss 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 - , r - Wichtung : Gefäße erscheinen dunkel Grundlagen der Magnetresonanztomographie Flussartefakte und Gefäßdarstellung T1 T1 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. T2 r Grundlagen der Magnetresonanztomographie Flusskompensation durch Sättigungsschichten (Spin-Echo) gewünschte Schicht Halbe EchoZeit Blutfluss 90° - Anregung mit breiter Schicht Anregung mit Schichtbreite, welche sowohl die gewünschte als auch benachbarte Schichten umfasst 180° - Refokussierung nur für gewünschte Schicht 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. Grundlagen der Magnetresonanztomographie
