Grundlagen der Kernspintomographie (NMR) Richard Bauer, JLU Gießen

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1 Grundlagen der Kernspintomographie (NMR) Richard Bauer, JLU Gießen

2 Physikalische Grundlagen der Bildgebung Röntgen, CT Ultraschall Szintigraphie MR-Tomographie Absorption von Röntgenstrahlen Änderung der Schallgeschwindigkeit Radiodiagnostikum Nachweis der Gammastrahlung Protonendichte T1-Relaxationszeit T2-Relaxationszeit chemische Verschiebung Phasenkohärenz

3 T1-gewichtete Tomogramme transversal sagittal

4 Grundlagen der Kernspintomographie Kernspinresonanz Anregung und Relaxation Spinecho Bildgebung in der MR-Tomographie Anregungssequenzen und Bildkontrast Magnetsysteme und HF-Spulen Kontrastmittel, spezielle Techniken

5 Eigenschaften von Nukleonen (Protonen und Neutronen) Spin s (Drehmoment) magnetisches Dipolmoment µ Spin und magnetisches Moment parallel Kerne mit ungerader Anzahl von Protonen oder Neutronen besitzen Spin und Moment µ Präzession um Achse eines äußeren Magnetfeldes B 0 Präzession = Kreiselbewegung der Spinachse

6 Präzessionsbewegungen Kreisel im Erdfeld Proton im Magnetfeld Larmorfrequenz ω = γ B 0

7 Präzession eines Spinsystems Larmorfrequenz ω = γ B 0

8 magnetisches Moment durch Überschuß - Protonen n = γ B h / 2π kt n : n = 1 : 10 6

9 Grundlagen der Kernspintomographie Kernspinresonanz Anregung und Relaxation Spinecho Bildgebung in der MR-Tomographie Anregungssequenzen und Bildkontrast Magnetsysteme und HF-Spulen Kontrastmittel, spezielle Techniken

10 Kernmagnetische Resonanz (NMR) Anregung Relaxation

11 Phasenkohärenz und Resonanzsignal

12 Phasenkohärenz und Resonanzsignal

13 Phasenkohärenz und Resonanzsignal Phasenkohärenz Resonanzsignal keine Kohärenz kein Signal

14 Kernmagnetische Resonanz (NMR) Präzession der Atomkerne im magnetischen Feld B 0 mit Larmorfrequenz ω L = γ B 0 Anregung durch HF-Puls mit Frequenz ω a Relaxation des Spinsystems unter Aussendung eines schwachen HF-Signals mit Frequenz ω r weil ω L = ω a = ω r, heißt das Phänomen kernmagnetische Resonanz oder nuclear magnetic resonance, NMR

15 Magnetisierung M(t) und Resonanzsignal S(t) M(t) = M 0 (1-exp(-t/T1)) S(t) = S 0 exp(-t/t2)

16 Informationsgehalt von NMR-Signalen Protonendichte T1-Relaxationszeit T2-Relaxationszeit Phasenkohärenz Gewebeeigenschaft Gewebeeigenschaft Gewebeeigenschaft Gewebeeigenschaft Flußinformation Resonanzfrequenz Biochemie

17 Grundlagen der Kernspintomographie Kernspinresonanz Anregung und Relaxation Spinecho Bildgebung in der MR-Tomographie Anregungssequenzen und Bildkontrast Magnetsysteme und HF-Spulen Kontrastmittel, spezielle Techniken

18 Spinecho T2-Abfall TE-Zeit T2*-Abfall

19 Bildrekonstruktion in beliebiger Orientierung

20 Grundlagen der Kernspintomographie Kernspinresonanz Anregung und Relaxation Spinecho Bildgebung in der MR-Tomographie Anregungssequenzen und Bildkontrast Magnetsysteme und HF-Spulen Kontrastmittel, spezielle Techniken

21 Problematik der Bildgebung Bei einem Grundfeld von 1 T magnetischer Induktion beträgt die Resonanzfrequenz von Wasserstoffatomkernen ca. 42 MHz diese Frequenz entspricht einer Wellenlänge von etwa 7 m wellenoptisch kann eine Auflösung < 7 m nicht erreicht werden Wie kann eine Auflösung im Millimeter- Bereich erreicht werden?

22 Wirkung magnetischer Feldgradienten Feldgradienten G z verändern ortsabhängig das Magnetfeld B(z) = B 0 + z G z und damit die Resonanzfrequenz ω(z) = γ B(z) = ω 0 + γ zg z

23 Schichtselektion während der Anregung x ω(z) = γ B(z) B(z) = B 0 + z G z y z

24 Schichtselektion und Pulsform Anregungspuls ω ω z (Wasserstoff- magnetisches Atomkerne) Feld B(z) z G z B(z) = B 0 + z G z Larmorfrequenz: ω(z) = γ B(z) ω(z) = ω 0 + γ zg z ω = γ z G z z = ω / (γ G z ) Schichtprofil

25 Schichtselektion und Pulsform ω z G z z Anregungspuls ω z ω z Schichtprofil

26 Schichtselektion und Pulsform ω z G z z G z Anregungspuls ω z ω z Schichtprofil

27 Zusammenhang zwischen Pulsbreite ω, Schichtdicke z und Gradientenfeldstärke G z ω = γ z G z z = ω / (γ G z ) Je schmäler der Puls oder je stärker der Schichtselektionsgradient G z, umso dünner die Schicht die Pulsbreite ist technisch begrenzt Hochauflösung mit dünnen Schichten erfordert starke Gradienten

28 Auslesegradient - 0 -

29 Auslesegradient G x Gx x B(x) = B 0 + x G x

30 B(x) = B 0 + x G x Auslesegradient G x

31 1-dimensionale Fouriertransformation ω Amplitude

32 durch 1-DFT (x)... ω(x) wird Ort (x) frequenzkodiert Amplitude

33 Auslesegradient und 1-DFT x B(x) = B 0 + x G x ω(x) = γ B(x)

34 Auslesegradient G a und 1-DFT Auslesegradient G a bewirkt Ortskodierung der Resonanzfrequenz p(x) A(ω) es entsteht Frequenzspektrum ΣA(ω) 1-DFT zerlegt Spektrum in Komponenten G a 1-DFT p(x) Σ A(ω) p(x)

35 Wirkung eines Feldgradienten G z Gradient G z erhöht Larmorfrequenz ω(z) = ω 0 + γ zg z = ω 0 + ω(z) wird Gradient nach der Zeit t abgeschaltet, präzedieren alle Spins wieder mit Originalfrequenz ω 0, aber es hat eine ortsabhängige Phasenverschiebung Φ(z) gegeben Φ( t,z) = t ω(z)

36 Phasenkodiergradient G y und Präzessionsrichtung (Phase φ) G y B(y) = B 0 + y G y Φ(y, t) = t ω(y) = t γ y G y y, Φ

37 Phasenkodiergradient G y und Präzessionsrichtung (Phase φ) Ein magnetischer Feldgradient G y ändert (1) temporär die Präzessionsfrequenz ω ω(y) = ω 0 +γy G y und (2) permanent die Phasenlage Φ Φ = Φ 0 + Φ, Φ(y, t) = t γ y G y, umso stärker, je länger er eingeschaltet ist - t - und je stärker der Gradient G y ist

38 Phasenkodiergradient G y G y = 0 G y = 1 G y = 2 G y = 3

39 Phasenkodierung (mit G y ) G y = 0 G y = 1 G y = 2 G y = 3 G y = 10 mittlere Phasenlage <Φ> = 0 0, <Φ> = 180 0

40 9-Bild Phasenstreifen

41 Phasenkodierung und 2-dimensionale Fouriertransformation (2-DFT) der Phasenkodiergradient G y verändert die Phasenlage der angeregten Spins zwischen Anregung und Emission des Spinechos mittlere Phasenlage <Φ> der Spins wechselt alternierend in Streifen der Dicke y Ortsinformation wird phasenkodiert Phasenkodierung ändert Summensignal Darstellung eines Tomogramms mit n Zeilen erfordert n Anregungen mit verschiedenen Phasenkodierschritten

42 Phasenkodierartefakt arterielle Pulsation arterielle Pulsation

43 Granatsplitter Magnetischer Artefakt

44 MR-Bildgebung durch 2-DFT Für 3-dimensionale Bildgebung sind 3 orthograde Gradienten nötig: Schichtselektionsgradient während der Anregung Phasenkodiergradient vor Emission 1-DFT des Spinechos (Zeileninformation) Auslesegradient während Emission 1-DFT des NMR-Signals (Spalten- oder Bildpunktinformation) 2-DFT

45 Grundlagen der Kernspintomographie Kernspinresonanz Anregung und Relaxation Spinecho Bildgebung in der MR-Tomographie Anregungssequenzen und Bildkontrast Magnetsysteme und HF-Spulen Kontrastmittel, spezielle Techniken

46 Anregungssequenzen Anregungssequenzen bestehen aus einer Folge von Hochfrequenz- (HF-) Pulsen ein Puls (π/2-puls) klappt die Magnetisierung M(t) um 90 0, ein Puls (π-puls) um um. ein Puls erzeugt ein NMR-Signal, FID = free induction decay und heißt Lesepuls oder Anregungspuls ein Puls heißt Inversionspuls oder, wenn er ein Spinecho erzeugt, Echopuls

47 Anregungssequenzen die Repetitionszeit TR gibt an, nach welcher Zeit eine Pulsfolge wiederholt wird das Echopulsdelay τ e ist die Zeit zwischen dem Anregungspuls und dem Echopuls die Echozeit TE ist der Zeitabstand zwischen dem Anregungspuls und dem Spinecho, TE = 2 τ e das Inversionsdelay TI ist die Zeit zwischen dem Inversionspuls und dem Anregungspuls

48 Spinecho-Mode - Variation von TR M 0 M(t) Nettomagnetisierung M(t) M(t) = M 0 (1 - exp(-t/t1)) t

49 Spinecho-Mode - Variation von TR

50 Spinecho-Mode - Variation von TR

51 Spinecho-Mode - Variation von TR M(TR)... mit abnehmender TR-Zeit werden Nettomagnetisierung M(TR) und Resonanzsignal (Spinecho) kleiner

52 Spinecho-Mode TR-Kontrast

53 Bildkontrast als Funktion von TR SE500/30 SE5000/30 SE2000/30 SE1000/30

54 Spinecho-Mode - Variation von TE S 0 TE Resonanzsignal S(TE) S(TE) = S 0 exp(-te/t2)

55 Spinecho-Mode Protonendichte S 0 TE S(T2) = S 0 exp(-te/t2)

56 Spinecho-Mode T2-Kontrast S 0 TE S(T2) = S 0 exp(-te/t2)

57 Spinecho-Mode T2-Kontrast S 0 TE S(T2) = S 0 exp(-te/t2)

58 mit zunehmender TE-Zeit nehmen alle Signale ab SE1000/30 SE1000/60 SE1000/120 SE1000/180

59 mit zunehmender TE-Zeit wird Gewebe mit langer T2-Zeit SE1000/30 relativ signalreich SE1000/60 SE1000/120 SE1000/180

60 bei T2-Betonung wird Wasser hell SE1000/30 SE1000/60 SE1000/120 SE1000/180

61 Inversion-(Recovery-Spin-) Echo M 0 TI M(TI)=M 0 (2-exp(-TI/T1))

62 Inversion-Echo: Variation von TI TI t M(TI)=M 0 (2-exp(-TI/T1))

63 Inversion-Echo: Variation von TI TI t M(TI)=M 0 (2-exp(-TI/T1))

64 Inversion-Echo: Variation von TI TI t M(TI)=M 0 (2-exp(-TI/T1))

65 Inversion-Echo: T1-Kontrast TI t M(T1)=M 0 (2-exp(-TI/T1))