1972: Raymond Damadian, US patent : Erstes MRI Bild (2 Zylinder H 2. O in D 2. Lauterbur, Nature 1973

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1 9) Kernspintomographie (MRI)

2 Historisches 1972: Raymond Damadian, US patent : Erstes MRI Bild (2 Zylinder H 2 O in D 2 O) Lauterbur, Nature 1973 MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

3 2003: Nobelpreis für Physiologie und Medizin Paul Christian Lauterbur (* 6. Mai 1929 in Sydney, Ohio): US-amerikanischer Chemiker und Radiologe Sir Peter Mansfield (* 9. Oktober 1933 in London): Nobelpreis Britischer Physiker, emeritierter Professor für Physik an der University of Nottingham

4 Historische Bilder 1. MRI Bild Bild eines menschlichen Kopfes 1978 (Clow, Young) MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

5 Heutige Bilder

6 Details

7 Brustkorb Beispiele Gehirn Herzkammer leer Herzkammer gefüllt

8 MR Tomograph Bildgebende Verfahren in der Medizin O. Dössel

9 Feldstärken: 1,5 T... 3 T... 4 T Jülich, NIH, Minnesota,... 5 T Columbia U. 7 T MGH, Minnesota, Magdeburg 8 T Ohio State U. 9,4 T Minnesota, Chicago Magnet

10 Spin-Wechselwirkungen Zeeman Effekt Chemische Verschiebung E externes Magnetfeld H Probe B Magnetisierung = Zusatzfeld

11 Bereiche 1 H Chemische Verschiebungen : Übersicht =CH 2 CH 2 -CH 3 TMS schwächere Abschirmung paramagnetischer Effekt stärkere Abschirmung diamagnetischer Effekt

12 Beispiel 1 H NMR Spektrum von Ethylbenzol (CH 3 -CH 2 -C 6 H 5 ) in CDCl 3 CH 3 Protonen CH 2 CH 3 aromatische Protonen CH 2 Protonen

13 Drehimpuls und Drehmoment B T = µ B = -γ B I T di dt I

14 dm x dt dm y dt dm z dt = -ω L M y = ω L M x = 0 Larmorpräzession Magnetfeld x z ω L y M dm/dt z Spin präzediert um das Magnetfeld: Magnetisches Moment gekoppelt an Drehimpuls

15 Anregung magnetisches Radiofrequenzfeld B 1 statisches Magnetfeld B 0 B 0 B 1 ( ) B rf = 2 B 1 cos(ω rf t) 1 0 0

16 Präzession: Spezialfälle a) ω 0 b) ω 0 c) ω = 0 ω = 0 1 ω 0 1 ω 0 1 S z y θ S z y z S y x x freie Präzession resonante Anregung

17 Nachweis Messprinzip B Präzedierende Spins entsprechen einem rotierenden Magneten rf S N Spannung Zeit

18 Relaxation der Populationen M z (t) = M 0 + (M z (0)-M 0 )e -t/t 1 M 0 Γ 1 Zeit

19 Transversale Relaxation y M xy ~ e -t/t 2 M x x M xy Zeit

20 F. Bloch, Nuclear induction, Phys. Rev. 70, (1946). d dt = 1/ T2 ω0 ω 0 1/ T2 ω 1 ω1 1/ T Bloch-Gleichung ( ) ( )( ) ( ) M x M y M z 1 M x M y 0 T M 1 z M 0 resultierende Bewegung z x y ω 1 = 0 ω 0 =1Hz T 1 = 2 s T 2 = 1 s

21 M z (t) Relaxation M 0 M xy (t) 0 Zeit M xy Zeit Signal T 2 T 2 * guter Magnet T 2 * schlechter Magnet MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Zeit

22 Relaxation im Gewebe Graues Gewebe Muskel Weißes Gewebe T 1 [s] Niere Leber B 0 MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Fett ^ T 1 [ms] T 2 [ms] 0,5T 1,5T 0,5T 1,5T Weißes Gewebe Graues Gewebe CSF (cerebro spinal fluid) Muskel Fett Leber Milz

23 Einzelpuls ω rf FID Zeit

24 Zweipulsexperiment RF π/2 π τ τ Time Phase

25 Gradienten-Echo G(t) Echo <=> Flächen gleich Signal MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

26 rtsaufgelöste Magnetische Resonanz Um feststellen zu können, wo im Körper sich Spins befinden, muß das Signal ortsabhängig gemacht werden. Gradient Magnetfeld und Resonanzfrequenz nehmen mit dem Ort zu z Der erste Schritt zum Bild y x Dies geschieht über ein Magnetfeld dessen Stärke als Funktion des Ortes variiert. Dabei erfolgt eine Projektion auf die Richtung des Feldgradienten. Das ursprüngliche Objekt wird im Rechner aus einer Vielzahl von Projektionen rekostruiert.

27 L = 0 + G x x Signal s(t) = (x) e i L t dx = (x) e i G x x t dx Gradienten Spindichteverteilung (x) (x) = F {s(t)} = s(t) e i t dt

28 Projektions-Rekonstruktion Spindichte (x, y, z) Signal s(t) = (x, y, z) e i L t dx dy dz = x(x) e i G x x t dx Projektion auf die x-achse x = (x, y, z) dy dz Gradient in verschiedene Richtungen anlegen: G x = G cos G y = G sin

29 Magnetfeldgradienten Ortskodierung: Überlagerung B 0 -Feld mit linearen Gradienten G i B 0 (r) = B 0 + G x *x + G y *y + G z *x Erzeugung: z-gradient (Maxwell-Paar) x,y-gradienten (Golay Konfig.) MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

30 Gradientenpulse Plateau Gradientenamplitude Anstiegszeit Abfallzeit Zeit MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

31 Linearität: Reale Gradienten typischerweise 1-2% über 50cm DSV (diameter of a spherical volume) Folgen Nichtlinearität: Geometr. Verzerrung: => gradient warping per Computer Algorithmus: ideal real Verzerrtes Bild Ideales Bild MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

32 Schichtselektion Schichtanregung bei Ort S z : Anregungsfrequenz ν=(γ/2π)*g z *S z. RF Amplitude Bandbreite Gradient während Pulsanregung => Schichtselektion B B 0 Trägerfrequenz Frequenz z Anregungsregion Schicht z MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

33 Schichtdicke Schichtdicke wählbar durch Gradientenstärke oder Pulslänge: Inverse Schichtdicke: Frequenz / B-Feld 1/D = (γ/2π)*g z *t p RF Längerer RF Puls Kleinere Bandbreite G z z Dünnere Schicht Schichtdicke MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

34 Refokussierung Rephasierung der z-magnetisierung mit Recall-Gradient

35 Frequenzkodiergradient = Auslesegradient Frequenzcodierung Gradientenrichtung Kleineres Feld => Langsamere Präzession Größeres Feld => Schnellere Präzession Während Signalauslesens wird der Frequenzkodiergradient geschaltet. => Resonanzfrequenz wird ortsabhänig Frequenz kleiner Frequenz größer => Signal enthält verschiedene Frequenzanteile, die unterschiedlichen Orten zugeordnet werden können Gesamtes Signal Signalamplitude Fourier Transformation Frequenz / Position FT{ 1 Signal} => Ortsauflösung in Gradientenrichtung (x-richtung: G x ) Unschärfen durch untersch. Frequenz im Signal auch ohne Gradient. MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

36 2D Fourier Bildgebung y ρ(x,y) 1D Signal : 2D Signal : x G y G x t 1 t 2 Zeit

37 Phasenkodierung Gradient zwischen Anregung und Signalauslesung schalten => Spins bekommen ortsabhängig eine Phase aufgeprägt! (-> k-raum) Das Experiment (für eine Schicht und einen x-wert) wird mit unterschiedlichen Phasenkodiergradienten wiederholt; die Anzahl der Phasenkodierschritte bestimmt die Ortsauflösung in Gradienten- (y-) Richtung. Die Wiederholungen kosten Zeit, erhöhen aber auch das SNR.

38 Phasenkodierung G p Kein Gradient: Signal in Phase Gradient an: Signal dephasiert Kein Gradient: Endphase wird beibehalten Zeit y < 0 y = 0 y > 0 MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

39 Fourier-Bildgebung G z G x G y slice phase read Phasenverschiebung 1 = G x x t 1 Pixel da = dx dy liefert Signal mit Amplitude ds = (i G y yt 2 ) (x, y) exp(i G x xt 1 )exp 2D Fourier-Transformation ( 1, 2) = ( G x x, G y y) ~ ( x, y ) Probleme: Transversale Dephasierung durch Scheiben-Gradienten und während der Stabilisierung des Lese-Gradienten

40 Typische Werte: T E ms T R 0.5-3s n=128, 256, 512 Spin-Echo Sequenz Arbeitspferd und Referenz für Bildqualität Radiofrequenz-Anregung: Schichtselektionsgradient: Auslesegradient: Phasenkodiergradient: n Phasenkodiergradienten Kernspintomografie und Kernspinspektroskopie H. Kolem MPT0018

41 Signalamplitude (Echo): Relaxation

42 Gewebeparameter Kontrast S 0 (Protonendichte) T 1 (Längsrelaxationszeit) T 2 (Querrelaxationszeit) Variable Parameter in Meßsequenzen: Echozeit T E, Repetitionszeit T R, Schichtdicke und Schichtposition Messfeld (field of view - FOV) Anzahl der Frequenzkodierelemente Anzahl der Phasenkodierschritte => Auflösung des Bildes in der Ebene

43 Kontrast Definitionen: Signal-zu-Rausch-Verhältis SNR Kontrast C Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis CNR Räumliche Auflösung ~ Dx = FOV / n Frequenzkod. Dy = FOV / n Phasenkod. MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

44 Relaxations-Kontrast G x G y /2 t 1 t 2 T 1 Kontrast: Präparationspuls Spins mit unterschiedlicher longitudinaler Relaxation tragen verschieden stark bei T 2 Kontrast: Präparationspuls /2 Spins mit unterschiedlicher transversaler Relaxationszeit tragen verschieden stark bei

45 Vergleich Kontraste

46 Kontrastvergleich kontrasterzeugende (paramagnetische) Chemikalien: Gd-Komplexe Sauerstoff

47 Gewichtung Signalamplitude: Protonendichte-Wichtung: T 2 -Wichtung: => Für manche klinische Fragestellungen im Kopfund Wirbelsäulenbereich wichtig T 1 -Wichtung: => T 1 hat größten Einfluss auf Kontrast => Struktur des Gewebes (Anatomie normal?) => meist sehr empfindlich gegenüber krankhaften Prozessen (häufig viel freies Wasser in krankhaften Prozessen) Spin-Präparationsverfahren werden (als Modul) vor jede Datanaufnahme vorgeschaltet. => starke Beeinflussung des Kontrasts der Bilder

48 T1 Gewichtung Inversion-Recovery(IR)-Präparation Vor jeder SE-Pulsfolge mit einem 180 o -Puls die Magnetisierung invertieren. => Verbesserung des T 1 -Kontrastes T 1 -Kontrast durch normale Sättigung: T 1 -Kontrast nach IR: Kernspintomografie und Kernspinspektroskopie H. Kolem MPT0018

49 Fett-Unterdrückung Signal Fett Wasser setzt unterschiedliche T 1 Zeiten voraus kein Fett kein Wasser

50 mit frequenzselektivem Präparationspuls wird Resonanzlinie gesättigt (= deren Magnetisierung unterdrückt) Vor jedem Zyklus Puls auf der Resonanzfrequenz des Fettes einstrahlen. => Fettsignal wird von eigentlichem Anregungspuls nicht mehr erfasst => Fettsignal erscheint auf Bild dunkel Fett-Sättigung NMR Signal Wasser 3.5 ppm Fett Hz Hz MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

51 Kontrastmittel Meiste Körpergewebe sind diamagnetisch. Gadolinium: Paramagnetisch (7 ungepaarte Elektronen) Elementares G.: toxisch => Chelatkomplex Biologische Halbwertszeit 1.5 h Geringe Konzentration: reduziert hauptsächlich T 1 in Umgebung % Signaländerung Berechnung: T 1 -gewichtete Spin-Echo-Sequenz T R =400ms, T E =15ms Gewebe: T 1 =800ms T 2 =75ms Gadolinium Konzentration (mmol / kg) MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

52 Fe als Kontrastmittel Eisenoxid: Super-Paramagnetisch Injiziert als Kohlenhydratummantelte Partikel in Lösung; Anlagerung in normalem Gewebe in Leber und Milz Berechnung: T 2 -gewichtete Spin-Echo-Sequenz T R =10s, T E =100ms Gewebe: T 1 =800ms T 2 =75ms Fe Konzentration (µmol / kg) Reduziert T 2 *, T 2, T 1 Wirkt über vielfaches Partikelvolumen. % Signaländerung MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

53 Der k-raum Die Datenaufnahme erfolgt im sogenannten k-raum. Aus diesen Rohdaten erfolgt die Rekonstruktion des Bildes im realen Raum durch 2- dimensionale Fourier-Transformation. Meßsignal: mit

54 Aufnahme im k-raum Scan Zeit MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

55 Zusammenhang zwischen Phasen- und Frequenzkodiergradient und dem zugehörigen Pfad im k-raum. (Für ein Gradientenecho) Erinnerung: Frequenzkodierung => 1 (Bild-)Zeile! Phasenkodierung muß n mal wiederholt werden für vollständiges 2-dimensionales Bild. Datenaufnahme MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

56 k- / Ortsraum Zusammenhang Parameter in k-raum und Objektraum: Abtastraten: FOV x = 1 / (k x ) FOV y = 1 / (k y ) Bildgebende Verfahren in der Medizin O. Dössel

57 MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Pixel / Voxel

58 Informationsgehalt im k-raum kleine k-werte: tiefe (Orts-)Frequenzen Signal- und Kontrastinformation, keine Details große k-werte: hohe (Orts-)Frequenzen Gewebegrenzen gut sichtbar, schlechtes SNR, keine Kontrastinfo MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

59 Auflösung und Rauschen Protonendichte (PD)- und T 2 -gewichtete Bilder mit gleicher Gesamtzeit für die Scans: Höhere räumliche Auflösung führt zu größerem Rauschen (geringeres SNR) MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

60 Hohe Frequenzen Daten 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 Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

61 Artefakte Es gibt 3 Gruppen von Artefakten bei der MRI: Bewegungsartefakte durch physiologische oder unwillkürliche Bewegung des Patienten => führt zu sogenannten Ghosts entlang der Phasenkodierrichtung Inhomogenitätsartefakte durch Fehlerhaftigkeit der Geräte und durch Suzeptibilitätseffekte innerhalb des Körpers => verursacht Intensitätsänderungen und Bildverzerrungen Digitale Bildartefakte stammen von der Rekonstruktion des Bildes mit Hilfe der Fourier-Transformation => viele verschiedene Arten von Bildfehlern

62 Bewegungsartefakte durch physiologische oder unwillkürliche Bewegung des Patienten => führt zu sogenannten Ghosts entlang der Phasenkodierrichtung Atmung Herzbewegung Verdauung MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

63 Triggerung als mögliche Lösung: Triggerung Atmung MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Zeit TR = R-R Intervall; typischerweise ms; also T 1 -Gewichtung Verdauung => kontinuierliche, zufällige Bewegung, keine Triggerung möglich Lösung:Verdauungshemmende Medikamente (15-20min) oder sehr schnelle Pulssequenzen (FSE, HASTE)

64 Chemische Verschiebung Chemische Verschiebungs-Artefakt C.V. => Fett scheint an anderer Position zu sein (Frequenzkodierung) NMR Signal Wasser 3,5 ppm Fett => Fettsignal ist entlang der Frequenzkodierung um einige Pixel verschoben Hz Hz Je nach Stärke der Verschiebung: Artefakt: helles oder dunkles Band auf gegenüberliegenden Seiten einer Struktur, oder sogar ghost image MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Mögliche Lösung: höhere Empfängerbandbreite benutzen Nachteil: dadurch auch geringeres SNR

65 Partialvolumen - Artefakte Partialvolumen-Artefakt, Überlapp-Artefakt Unterschiedliche Gewebetypen in einem Voxel => Partialvolumen-Artfakt (Typ. Voxelgröße: 1mm*1mm*5mm) Lösung: Schichtdicke anpassen Verwandtes Problem bei Multi-Schicht-Verfahren: Überlapp der Signale von benachbarten Schichten. Ursache: nichtideale Pulse Folge: Gewebe in Überlapp-Region kann nicht relaxieren => Reduzierte Signalintensität Lösung: Größere Schichtabstände MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

66 Phasenabtastungs-Artefakt Bsp.: Lsg.: Hineinfalten von Signalen, die außerhalb des FOV liegen, aber detektiert werden. In Frequenzkodierrichtung einfach Erhöhung der Abtastrate. In Phasenkodierrichtung ist dies mit einer Erhöhung der Messßzeit verbunden und daher nicht immer möglich. Weitere Lösungen: Sättigung der Signale außerhalb des FOV, Vergrößerung des FOV N/2 - ghost:

67 Suszeptibilitätsartefakte Metall-Artefakt => Region ohne Signal, Kante mit hoher Signalintensität, geometrische Verzerrungen MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince Suszeptibilitäts-Artefakte haben ähnliche Auswirkungen, aber subtiler

68 Punktartefakt im k-raum z.b. defekte RF-Spule MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

69 Schnelle Datenaufnahme Konventionelle Spin-Echo-Sequenz: zu langsam für viele praktische Zwecke Grund: Zwischen 2 Phasenkodierungsschritten muss genug Zeit sein, damit sich die Gleichgewichtsmagnetisierung aufbauen kann. (-> bestimmt durch Eigenschaften des Gewebes -> unveränderbar) Mögliche Lösungsansätze: Parallele Datenaufnahme verschiedener Datenzeilen: Turbo-Spin-Echo,... Kleine Flipwinkel (kleine Änderung von M) -> Gradienten-Echo- Sequenzen MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

70 Allgemeine Spin-Echo Sequenz Allgemeine Spin-Echo-Sequenz mit räumlicher Sättigung um unerwünschte Artefakte zu unterdrücken, Fettsignal-Unterdrückung (bzw. Sättigung) und Präparationsverfahren zur Kontrastverbesserung: MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

71 Inkrementierung des Phasengradienten Messzeit Repetitionszeit T R = T 1 Vielschichtanregung:

72 Multi Spin-Echo Multi-Spin-Echo: Innerhalb der Wiederholungszeit T R hat man Zeit für weitere Echos, die zu anderen Schichten gehören, solange die T 2 -Relaxation dies zuläßt: Bildgebende Verfahren in der Medizin O. Dössel

73 Rephasierung durch Gradient statt durch 180 o -Puls Gradientenecho Geschwindigkeitsvorteil durch kleine Flipwinkel (statt 90 o -Puls) => kurze T R möglich! Nach einer Reihe von RF- Pulsen stellt sich ein Gleichgewicht ein: Erholung nach T R gleicht exakt den Effekt der Anregung aus T 2 * -, T 1 -, PD- und sogar in einigen Fällen T 2 - Gewichtung anwendbar. MRI From Picture to Proton D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

74 Verbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses: Idee: schneller pulsen, d.h. T R verkleinern? aber: Sequenz von 90 Pulsen führt zu Sättigung Optimierte Anregung Idee: kleinere Flipwinkel erlaubt schnellere Wiederholung, liefert aber kleineres Signal Kompromiss Ernst-Winkel cos = exp( T R /T 1 )

75 (Fast Low-Angle SHot) FLASH typische Flipwinkel ~ 1-5 n

76 Schnelle Bildgebung EPI: Echo-Planar-Imaging Erzeugung einer Abfolge von Echos (vgl. CPMG) mit RF- oder mit G x Gradienten-Pulsen

77 GRASE x y y RF slice phase readout signal

78 RARE x y y y y RF slice phase readout signal

79 Phasenverschiebung ortsfester Spins wird refokussiert Fluss-Bildgebung bewegte Spins liefern Phasenverschiebung

80 Phasenkontrast: Angiographie bipolarer Zusatz-Gradient: Phase nur der sich bewegenden Spins ändert sich Vergleich mit Bild ohne Zusatz-Gradient: Differenz liefert Information über Fluss

81 Fluss oder Diffusion? Geschwindigkeitskompensation fließendes Wasser in einer Teflonröhre mit +G G G +G 0,7 mm

82 Hyper-Polarisation Polarisation "Hyper-Polarisation" ermöglicht Bildgebung in der Gasphase, an Oberflächen,... Kernspinpolarisation (N + N ) / (N + + N ) ~ 10 5 größer als im Boltzmann-Gleichgewicht??? Verdünntes Gas und Protonen im Wasser liefern dann etwa gleich intensives Signal!!!

83 Hyperpolarisierte Edelgase Optisches Pumpen A. Kastler, J. Phys. 11, 255 (1950) 3 He I = 0% 32.4 MHz/T 129 Xe I = 26.44% 11.8 MHz/T J' = 1/2 Spin-Austausch-Transfer Rb + 3 He Rb + 3 He Alternative: Metastabilitäts-Pumpen Optische Anregung nach Gasentladung Vorteil: kein Alkali-Metall erforderlich J = 1/2 T 1 3 He: L Wechselwirkung mit Lagergefäß (mehrere Tage) im Gewebe T 1 im sec-min Bereich In der Lunge ist 3-1 He-T 1 ~ O 2 -Konzentration = 1600 Hz im Erdfeld

84 Lungenbild mit 3 He Nichtraucher Raucher

85 In der funktionellen NMR Bildgebung (f-mri) nutzt man die Änderung der NMR Signale aufgrund der erhöhten Sauerstoffzufuhr. Funktionelle MRI visueller Kortex Sehnerv Blutgefäß Sauerstoff Hämoglobin B lood O xygen L evel D ependent fmri Desoxyhämoglobin ist magnetisch, Oxyhämoglobin nicht. BOLD misst das Verhältnis beider Formen.

86 Funktionelle Bildgebung 2 mm "Schnitte" BOLD SEEP manuelle Aktivität von 12 Probanden 6 Probanden betrachten ein Schachbrett, das mit 8 Hz alterniert

87 In Vivo Spektroskopie 1 H NMR Chemische Verschiebung / ppm Laktat: Marker für Zelltod N-acetyl Aspartat: Marker für neuronale Integrität Glutamin Komplex Kreatin Cholin myo-inositol: Myelin- Abbauprodukt, z.b. bei Alzheimer

88 Nicht-Medizinische Anwendungen Fallender Wassertropfen Strömung im Innern Phys. Rev. Lett. 87, (2001).