Methoden der MR-Bildgebung

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Jens Björn Sommer
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1 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

2 Meßzeit einer Spin Echo Sequenz T ac = TR N Ph AC TR: N Ph : AC: Repetitions Zeit Anzahl der Phasenkodierschritte = Matrix Größe 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 2

3 Schnelle Bildgebung Verkürzung der Aufnahmezeit T ac = TR x N Ph 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) 3

4 2D-Fourier-Imaging-SE-Experiment HF B G z G slice G y G phase G x G read Acqusition T E /2 Daten Sampling T E t Single Echo Multi-Slice 90 o 180 o 90 o 180 o 90 o 180 o 90 o 180 o G z TE TE TE TE TR G slice G y G phase G x G read t 4

5 Multi-Spin-Echo: Multi Echo Single Slice 90 o 180 o 180 o 180 o 180 o G z TE TR G slice G y G phase G x G read t Multi-Echo-Techniken Verwendung mehrerer Echos mit verschiedenen Phasenkodierschritten 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 T 2 -Relaxation modifiziert heute bekannt als: - FSE (Fast Spin Echo) -> General Electric - TSE (Turbo Spin Echo) -> Siemens, Philips 5

6 Fast(Turbo) Spin-Echo (FSE) 90 o 180 o 180 o 180 o 180 o TE TEeff= 3xTE (=Echo zum Phasengradienten 0) TR G z G slice G y G phase G x G read k-raum t Fast Spin-Echo alter Infarkt SE: 500/40 FSE: 3000/64/16/8 TE eff =64/; InterEchoTime=16; EchoTrainLänge=8 6

7 Gradientenecho Sequenz HF α Signal G x TE t Gradientenecho Sequenzen Knee sagittal, 2D FLASH, 512 2, TA = 7:12 min MR Myelography, 3D FISP, 1.5 mm, TA = 6:41 min 7

8 Gradienten-Echo / Spin-Echo Vorteile o kürzere Messdauer (TR< T 1 ) o besseres Signal zu Rausch-Verhältnis pro Zeiteinheit o effektive 3D-Bildgebung möglich o kleinere SAR-Werte (α<90 : geringere HF-Belastung) o starker T 1 - und/oder T 2 *-gewichteter Kontrast Nachteile o Einfluß von magnetischer Suszeptibilität o und Inhomogenitäten des B 0 -Felds Gradientenecho - Einfluß von Inhomogenitäten homogenes Feld B B B inh inhomogenes Feld B B inh B 0 B 0 B grad B grad =G x* x B grad =G x* x B grad = -G x* x B ges B ges = B 0 +G x* x B ges = B 0 +G x* x+b inh B ges = B 0 -G x* x+b inh x x ω(x)=γ * B ges (x) x φ=ω(x) t t=te/2: 0 t=te:

9 konventionelle Gradientenecho-Sequenzen ( FLASH / SP GRE / SSI ) FLASH = Fast Low Angle Shot Refokussierungs-Impuls fehlt Reduktion der HF-Belastunng, TE-,TR-Reduktion - T 2 *- Wichtung (keine Korrektur statischer Feldinhomogenitäten wie im SE-Experiment Einfluß von Suszeptibilitätsunterschieden) CSE (li.) -> T 2 -Wichtung FLASH -> T 2 *-Wichtung Signalverlust in Regionen mit Suszeptibilitätssprüngen refokussiertes Gradienten-Echo Refoc.GE: TR/TE/α: 100/10/30 Refoc.GE: TR/TE/α: 100/10/60 9

10 Contrast Enhanced -Gradient-Echo CE-GE: TR/TE/α: 30/6/30 CE-GE: TR/TE/α: 100/6/30 Echo-Planar-Bildgebung (Spin-Echo-EPI) z.b. 64 Echos pro 90 Puls: 1 Spinecho + 63 Gradientenechos G s t G p t G r MR Signal t effektive Echozeit 10

11 Diffusionsgewichtete Bildgebung Visualisierung der relativen Beweglichkeit endogener Wassermoleküle im Gewebe (Intensitäten) Grundlage: Brownsche Molekularbewegung Diffusion der Wassermoleküle im Gewebe <r> 2 r... mittlere freie Weglänge = 2 Dt (eindimensional) t... Zeit D = SelbstDiffusionsKoeffizient (SDK) ADC = Apparent Diffusion Coefficient freies Wasser: D = 2 x 10-9 m 2 /s = 2 x 10-3 mm 2 /s Diffusionsgewichtete EPI-Bildgebung S = S 0 exp (-(γgδ) 2 D ) GS GR GP G δ G Zeit 11

12 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 12

13 Diffusions-Tensor-Imaging (DTI) Limitationen: Qualität der Ausgangsdatensätze ( Matrix) Nachweisgrenze für kleine Diffusionskoeffizienten Berechnungsprobleme im Kreuzungsbereich von Fasern MR-Kontrastmittel Magn.Feld des Elektrons ist wesentlich stärker als Feld des Protons Ungepaarte Elekrtonen paramagnetischer Substanzen ( Gd 3+, Mn 2+, Dy 3+, Fe 3+ ) beeinflussen Relaxationszeiten starke T1-Verkürzung (paramagn.substanzen) Aufhellung im T1-gewichteten Bild (geringe) T2/T2*-Verkürzung (superparamagn.;ferromagn.substanzen) Signalverlust im T2-gewichteten Bild 13

14 Paramagnetische Kontrastmittel ohne Kontrastmittel nach Kontrastmittel Meningiom Zeit t: 90 -Puls MR-Angiographie (MRA) SE-Sequenzen Zeit t+te/2: 180 -Puls Signal stationär V=0 z V= z/(te/2) Fluß: langsam V langsam Fluß: mittel V mittel schnell V=schnell Zunehmender Signalverlust durch Abfließen der angeregten Spins 14

15 Zeit t: 90 -Puls MR-Angiographie (MRA) SE-Sequenzen Zeit t+te/2: 180 -Puls Signal stationär V=0 z V= z/(te/2) Fluß: langsam V langsam Fluß: mittel V mittel schnell V=schnell Zunehmender Signalverlust durch Abfließen der angeregten Spins TOF-Bildgebung 15

16 TOF-Bild 16

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