MRI-Angiographie Time-of-Flight-Methode
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MRI-Angiographie
Time–of–Flight–Methode
Philipp Hermeling
5. Juni 2014
1 / 44
Überblick
I Historisches
I Physikalische Grundlage
I MRI–Grundlagen
I Time–of–Flight
I DANTE
I Arterial Spin Labeling
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Historisches zu MRI
I 1945 F. Bloch und E. M. Purcell:
Entdeckung der Kernspinresonanz
→ 1952 Nobel–Preis
I 1949 E. Hahn: Entdeckung des
NMR–Spin–Echos
I 1971 R. Damadian: Entdeckung R. Damadian: Apparatus for detecting
unterschiedlicher Relaxationszeiten von cancer tissue, 1972.
Tumor– und gesundem Gewebe
I 1973/4 P. Lauterbur und Sir P. Mansfield:
Entwickelung Konzepte zur
NMR–Bildgebung → 2003 Nobel–Preis
I 1978 I. Clow und H. Young: Erstes
NMR–Bild des menschl. Gehirns
I Mitte 1990er: mehr als 10.000 Erste MRI–Aufnahme des menschl.
Gehirns bei 0,1 T.
MRT–Scanner weltweit im Einsatz beide aus: Matt A. Bernstein, Kevin F.
King, Xiaohong J. Zhou, Handbook of
I heute: gängige Methode für die MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic
Press, 2004
medizinische Diagnostik
3 / 44
Physiklische Grundlagen
Zeemann–Effekt
I Aufspaltung der Energieniveaus
im externen B–Feld
I Resonante Anregung möglich:
∆E = ~ω
I ω0 = γB0
I ω0 = ωRF
ω0 = Lamorfequenz
B0 = statisches Magnetfeld
γ = gyromagnetisches Verhältnis
rad
γ1 H = 267, 513·106 sT ˆ 42, 576 MHz
= T
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Physikalische Grundlagen
I Ausbildung einer
Netto–Magnetisierung in
B0 –Richtung
I Präzession eines magn.
Moments im externen B0 –Feld
I Faraday’sche Induktion
→ Signal
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Pulsexperiment
Spin–Echo–Sequenz
I RF: Radio–Frequenz
I TE: Echo–Zeit (10 − 100 ms)
I TR: Repetition–Zeit (0, 5 − 3 s)
I 90◦ –Puls: Resonante Anregung
I 180◦ –Puls: Rephasierung → Echo
6 / 44
Pulsexperiment
Relaxationszeiten
Singal ∝ ρ(∆V )e −TE/T2 1 − e −TR/T1
ρ(∆V ) =Protonendichte im Volumenelement ∆V
I Longitudinale
(Spin–Gitter–)Relaxation
T1 :
Mz (t) ∝ 1 − e −t/T1
I Transversale
(Spin–Spin–)Relaxation T2 :
Mxy (t) ∝ e −t/T2 D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince,
MRI from Picture to Proton, second edition 2007, Cambridge
University Press
7 / 44
Pulsexperiment
Relaxationszeiten
I T2∗ : 1
T2∗ = 1
T2 + 1
T20
I T20 ∝ 1/(γ∆B)
I T2∗ ≤ T2 ≤ T1
∆B =B.–Feld–Inhomogenitäten
I Relaxationszeiten sind
gewebeabhängig B–Feld von Bild (c) ist inhomogener als bei (a)
aus: D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from
Picture to Proton, second edition 2007, Cambridge University Press
8 / 44
Bildgebung
Schichtselektion
I Magnetfeldgradient G ⊥ Schicht
I → Resonanzfrequenz ortsabhängig:
ω(z) = γ(B0 + Gz · z)
I Schichtdicke ∆z abhängig von
Gradientenstärke G und
RF–Bandbreite ∆ω
sin(t)
I RF–Puls: sinc(t) = t
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Bildgebung
Schichtselektion
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from Picture to Proton, second edition 2007,
Cambridge University Press
10 / 44Bildgebung
Ortskodierung
I y–Richtung:
Phasenkodierung
I x–Richtung:
Frequenzkodierung
Matt A. Bernstein, Kevin F. King, Xiaohong J. Zhou,
Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier
Academic Press, 2004, verändert
11 / 44Bildgebung
Phasenkodierung
Phase im rotierendem
System:
Φ(y ) = γG · y · t
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from
Picture to Proton, second edition 2007, Cambridge University Press
12 / 44Bildgebung
Frequenzkodierung
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from Picture to Proton, second edition 2007,
Cambridge University Press 13 / 44Bildgebung
Spin–Echo–Sequenz
R
Signal: S(t) ∝ V ρ(x, y )exp [−i(ω0 + ωfreq )t + iφphase ] dV
Bild = 2D–Fourier–Transformation des Signals
14 / 44Bildgebung
Kontrast
Singal ∝ ρ(∆V )e −TE/T2 1 − e −TR/T1
ρ(∆V ) =Protonendichte im Volumenelement ∆V
I T1 –Gewichtung:
I TR ≈ T1 , TE T2
I → Fett hell, Wasser dunkel
I T2 –Gewichtung
I TR T1 , TE ≈ T2
I → Wasser hell
a = T1 gewichtet : Parenchym hell, Liquor dunkel
I Protonendichtegewichtung b = T2 gewichtet : Parenchym dunkel, Liquor hell
c = PD gewichtet : Parenchym hell, Liquor dunkel
I TR T1 , TE T2 http://www.fmri-easy.de/kontraste.htm, 01.06.2014
I → Gewebe weniger
kontrastiert
15 / 44Bildqualität
von vielen Parametern abhängig
I Kontrast: C (TE,TR) = SA − SB /(SA + SB ), SA,B =Signal aus
Gewebe A bzw. B
I Signal–zu–Rausch–Verhältnis: SNR = Signal/Rauschen
I SNR ∝ √
Voxelvolumen
I SNR ∝ NEX, NEX = Anzahl d. Signal Acquisitionen
I Kontrast–zu–Rauschverhältnis CNR = SA − SB /Rauschen
I Auflösung
I Artefakte
Bildqualität ↔ Messzeit
16 / 44klinische MRT–Apparate
Philips Panorama HFO, Offenes System.
Philips Achieva 3.0T TX. http://www.healthcare.philips.com, 04.06.2014
17 / 44klinische MRT–Apparate
http://www.healthcare.philips.com, 04.06.2014
18 / 44Angiographie
Angiographie: Darstellung von (Blut–)Gefäßen mittels
diagnostischer Bildgebungsverfahren
MRI–Angiographie (auch MRA):
I Time–of–Flight–Methode
I Dark–Blood–Methode
I Phasenkontrast–Methode
I Kontrastmittelverstärkte
Angiographie
http://www.kliniken-
suedostbayern.de, vom
05.06.2014
19 / 44TOF
time of flight (TOF)
I Arterio– und Venographie
I kein Kontrastmittel
I 2D– & 3D–Bildgebung
I flusssensibel
20 / 44TOF: Das Prinzip
I Sättigung der stationären Spins
(Gewebe) → geringes Signal
I einfließendes Blut → hohes
Signal
Siemens AG, Medical Solution, Info-Broschüre:
Magnete, Fluss und Artefakte, Grundlagen,
Techniken und Anwendungen der
Magnetresonanztomographie, 2004
21 / 44TOF: Das Prinzip
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from Picture to Proton, second edition 2007,
Cambridge University Press
22 / 44TOF: Das Prinzip
I Sättigung des venösen Flusses
Siemens AG, Medical Solution, Info-Broschüre: Magnete, Fluss und Artefakte, Grundlagen, Techniken und
Anwendungen der Magnetresonanztomographie, 2004
23 / 44TOF
Gradienten–Echo–Sequenz
M0 sin θ(1−e −TR/T1 ) −TE/T ∗
Signal: S = e 2
(1−cos θe −TR/T1 )
I Signalzerfall mit T2∗
I Flipwinkel θ ≤ 90◦
I Maximales Signal:
Ernst–Winkel
θE = arccos e −TR/T1
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince,
MRI from Picture to Proton, second edition 2007, Cambridge
University Press, verändert
24 / 44TOF: Kontrast
Flow–Related–Enhancement (FRE):
j−1 ∗
FRE = Sj −Sstat = M0 sin θ cos θe −TR/T1 (1 − Sz,stat ) e −TE/T2
Sj = Signal nach der j-ten Anregung
Sstat = Signal im stationären Zustand
1−e −TR/T1
Sz,stat = 1−cos θe −TR/T1
I je kleiner TR/T1 , desto
größer FRE
I je kleiner j, desto größer
FRE
I j = 1 : v⊥ ≥ ∆z
TR
∆z = Schichtdicke
v⊥ = Fließgeschwindigkeit Matt A. Bernstein, Kevin F. King, Xiaohong J. Zhou, Handbook of
senkrecht zur Schicht MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press, 2004
25 / 442D–TOF
I Anwendung: Angiographie der peripheren Gefäße (Füße,
Beine)
I Methodik: Aufnahme mehrerer aufeinanderfolgender Schichten
I Eigenschaften:
I sensibel gegenüber langsamen Fluss
I hohe Flipwinkel, kurze TR → effektive Sättigung des
Umgebungsgewebes
I Signalverlust bei turbulentem Fluss
I Signalverlust bei Gefäßen 6⊥ Schicht
26 / 442D–TOF
Beispiel
2D–TOF–Aufnahme der Arteria vertebralis (Wirbelarterie) und der Carotis (Halsschlagader), MIP = maximum
intensity projection
aus: D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from Picture to Proton, second edition 2007,
Cambridge University Press, verändert
27 / 443D–TOF
I Anwendung: Angiographie der Gehirnarterien
I Methodik: Volumenanregung (slabs) unterteilt in Schichten
I Eigenschaften:
I sensibler gegenüber langsamen Fluss
I dünnere Schichten → höhere Auflösung → weniger intravoxel
Dephasierung (Artefakte)
I besseres SNR gegenüber 2D-TOF
I schlechtere Sättigung des Umgebungsgewebes
28 / 443D–TOF
Beispiel
3D–TOF, Intrazerebrale Blutung
aus: S. H. Peng et al., Image quality improvement in three-dimensional time-of-flight magnetic resonance
angiography using the subtraction method for brain and temporal bone diseases, Jour. Chinese Med. Assoc. 76
(2013) 458-465
29 / 443D–TOF: MOTSA
multiple overlapping thin slab aqcuisition (MOTSA)
Dissertation von Sandra Baumann,
Albert-Ludwigs-Universität Freiburg, 2011, D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R.
Time–of–flight–Magnetresonanzangiographie mit Prince, MRI from Picture to Proton, second edition
kontinuierlich bewegtem Patiententisch 2007, Cambridge University Press
30 / 443D–TOF: MOTSA
Beispiele
Aneurysma in der rechten mittleren Gehirnschlagader. A: Single–Volume 3D–TOF, B: MOTSA.
aus: W. L. Davis, D. D. Blatter, H. R. Harnsberger, D. L. Parker, Intracranial MR Angiography: Comparison of
Single-Volume Three-Dimensional Time-of-Flight and Multiple Overlapping Thin Slab Acquisition Techniques, AJR
1994;163:915-920
31 / 443D–TOF: MOTSA
Beispiele
2–slab–MOTSA
Matt A. Bernstein, Kevin F. King, Xiaohong J. Zhou, Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press,
2004
32 / 443D–TOF: MOSA
multiple oblique stack acquisition (MOSA)
I mehrere slabs werden
gekreuzt
I bessere Darstellung von
Gefäßen 6⊥ Schicht
Dissertation von Sandra Baumann,
Albert-Ludwigs-Universität Freiburg, 2011,
Time–of–flight–Magnetresonanzangiographie mit
kontinuierlich bewegtem Patiententisch
33 / 443D–TOF: MOSA
Beispiel
S. K. Hui, J. Yang, S. C. Cheung, E. X. Wu, MOTSA TOF-MRA using multi-oblique-stack acquisition (MOSA),
Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006)
34 / 44DANTE–Sequenz
delay alternating with nutation for tailored excitation (DANTE)
I Erzeugung eines rechtwinkligen Gitters
I ∆ =Entwicklungszeit, time of flight
35 / 44DANTE-TOF
Beispiele
Flussmessung an einer Gefäßverengung (step stenosis) für verschiedene Flussgeschwindigkeiten bzw.
Reynolds–Zahlen Re), time of flight 0,12 s
aus: K. W. Moser, E. C. Kutter, J. G. Georgiadis, R. O. Buckius, H. D. Morris, J. R. Torczynski, Velocity
measuerment of flow through a step stenosis using Magnetic Resonance Imaging, Experiments in Fluid 29 (2000)
438-447, verändert
36 / 44DANTE-TOF
Beispiele
Bantamei nach 121 Stunden Brutzeit für verschiedene times of flight
Wachtelei nach verschiedenen Brutzeiten, time of flight 1,8 s
beides aus: U. Görke, R. Kimmich, J. Weis, Detection of Anisotropic Pulsating Flow and Its Velocity-Fluctuation
Rate in Fertilized Bird Eggs by NMR Microimaging*, Magn. reson., Ser. B, 1996, 111, 236, verändert
37 / 44Arterial Spin Labeling
I Labeling plane: Arterielle
Spins werden invertiert
I Im label state: Selektive
Inversion des imaging slab
I Im control state: Globale
Inversion
I → label image: Arterielle
Spins nicht invertiert
I → control image:
Arterielle Spins sind
invertiert
H.
I Gewebespins sind immer Wu, W. F. Block, R. Turski, C. A. Mistretta, K. M.
Johnson, Non-contrast Intracranial 3D MR
invertiert Angiography using Pseudo- Continuous Arterial Spin
Labeling(PCASL) and Accelerated 3D Radial
I Subtraktion des control Acquisition. Magn. Reson. Med. 2013 March 1;
69(3): 708-715
image vom label image
38 / 44ASL
Beispiele
H. Wu, W. F. Block, R. Turski, C. A. Mistretta, K. M. Johnson, Non-contrast Intracranial 3D MR Angiography
using Pseudo- Continuous Arterial Spin Labeling(PCASL) and Accelerated 3D Radial Acquisition. Magn. Reson.
Med. 2013 March 1; 69(3): 708-715
39 / 44ASL
Beispiele
H. Wu, W. F. Block, R. Turski, C. A. Mistretta, K. M. Johnson, Non-contrast Intracranial 3D MR Angiography
using Pseudo- Continuous Arterial Spin Labeling(PCASL) and Accelerated 3D Radial Acquisition. Magn. Reson.
Med. 2013 March 1; 69(3): 708-715
40 / 44Vielen Dank für Ihre Aufmerksamkeit!
Fragen?
41 / 44Literaturverweise
A. Caprihan, E. Fukushima, Flow Measurements by NMR, Physics Reports 198, No. 4 (1990) 195-235
Matt A. Bernstein, Kevin F. King, Xiaohong J. Zhou, Handbook of MRI Pulse Sequences, Elsevier Academic Press,
2004
Dissertation von Sandra Baumann, Albert-Ludwigs-Universität Freiburg, 2011,
Time-of-flight-Magnetresonanzangiographie mit kontinuierlich bewegtem Patiententisch,
http://www.freidok.uni-freiburg.de/volltexte/8082/pdf/Diss Baumann.pdf, vom 29.05.2014
Siemens AG, Medical Solution, Info-Broschüre: Magnete, Fluss und Artefakte, Grundlagen, Techniken und
Anwendungen der Magnetresonanztomographie, 2004
K. W. Moser, E. C. Kutter, J. G. Georgiadis, R. O. Buckius, H. D. Morris, J. R. Torczynski, Velocity measuerment
of flow through a step stenosis using Magnetic Resonance Imaging, Experiments in Fluid 29 (2000) 438-447
W. L. Davis, D. D. Blatter, H. R. Harnsberger, D. L. Parker, Intracranial MR Angiography: Comparison of
Single-Volume Three-Dimensional Time-of-Flight and Multiple Overlapping Thin Slab Acquisition Techniques, AJR
1994;163:915-920
S. K. Hui, J. Yang, S. C. Cheung, E. X. Wu, MOTSA TOF-MRA using multi-oblique-stack acquisition (MOSA),
Proc. Intl. Soc. Mag. Reson. Med. 14 (2006)
D. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince, MRI from Picture to Proton, second edition 2007,
Cambridge Uniserity Press
U. Görke, R. Kimmich, J. Weis, Detection of Anisotropic Pulsating Flow and Its Velocity-Fluctuation Rate in
Fertilized Bird Eggs by NMR Microimaging*, Magn. reson., Ser. B, 1996, 111, 236
H. Wu, W. F. Block, R. Turski, C. A. Mistretta, K. M. Johnson, Non-contrast Intracranial 3D MR Angiography
using Pseudo- Continuous Arterial Spin Labeling(PCASL) and Accelerated 3D Radial Acquisition. Magn. Reson.
Med. 2013 March 1; 69(3): 708?715.
42 / 442D–TOF
typische Parameter:
I Schichtdicke ∆z = 1 − 3 mm
I TR = 20 − 30 ms
I TE = 4 − 8 ms
I Flipwinkel θ = 50 − 70◦
I Flussgeschwindigkeit v = 10 − 100 cm/s
→ Anzahl der Anregungspulse
α=90◦ 3 mm
j = v sin∆zαTR = 10 cm/s·20 ms = 1,5
α =Inklinationswinkel zur Schicht
43 / 443D-TOF
typische Parameter:
I Schichtdicke ∆z = 0, 7 mm
I Slab–Dicke bis zu einigen
Zentimetern Hier noch ein 3d Tof Bild
I TR = 25 − 50 ms
I TE = 2 − 7 ms
I Flipwinkel θ = 20 − 30◦
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