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MRT f체r Anf채nger

Kontrast Akademie 2013 Modul 6 Bildqualit채t und Artefakte

Radiology & Interventional


Einleitung Liebe Leserin, lieber Leser, die vorliegende Publikation ist eine Einführung in die Magnetresonanztomographie. Diese Technologie hat sich seit ihrer Einführung Mitte der 1980er Jahre zu einer nicht mehr wegzudenkenden Modalität der bildgebenden Diagnostik entwickelt. Die Stärken der MRT sind 1. das Fehlen ionisierender Strahlung, 2. der hervorragende Weichteilkontrast, 3. verschiedene Parameter zur Bildgewichtung und 4. die Möglichkeit schräger Positionierung der Bildgebungsschichten. Damit ist jedoch eine hohe Komplexität verbunden die die Planung, insbesondere bei Patienten die sich nicht mit Standardprotokollen untersuchen lassen, zu einer Herausforderung machen. Im Gegensatz zum CT, das innerhalb von Sekunden exzellente Schnittbilder in hoher Auflösung liefert, ist die MRT darüber hinaus ein Verfahren bei dem durch die Anpassung der vielfältigen Bildgebungsparameter stets ein Kompromiss aus Signal-zu-Rausch Verhältnis, zeitlicher und räumlicher Auflösung gefunden werden muss. Diese Publikation richtet sich in erster Linie an all jene MTRAs und Radiologen, die bereits in Ihrer täglichen Arbeit mit dieser sehr komplexen Technik umgehen und gerne ein tieferes Verständnis über die physikalischen bzw. technischen Hintergründe erlangen möchten. Ich hoffe diese Publikation ist hierfür ein leicht verständlicher Einstieg und wünsche allen Leserinnen und Lesern viel Freude bei der Lektüre! Gregor Thörmer

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Inhaltsverzeichnis 6 Bildqualität und Artefakte 04 6.1 Bildqualität 04 6.1.1 Räumliche Auflösung 04 6.1.2 Signal und Rauschen 05 6.2 Artefakte 07 6.2.1 HF-Artefakte 07 6.2.2 Bewegungsartefakte 08 6.2.3 Suszeptibilitätsartefakte 10 6.2.4 Einfaltungen 11 6.2.5 Stufenartefakte 12 6.2.6 Chemische Verschiebung 13

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Modul 6 Bildqualität und Artefakte Nach dem Lesen dieses Moduls sollte man:

• die Größen, die die Bildqualität beeinflussen, kennen. • die Ursachen von Artefakten und Strategien zur Vermeidung / Verringerung dieser Bildstörungen kennen.

6.1 Bildqualität Eine klinische MR-Untersuchung ist immer ein der Fragestellung angepasster Kompromiss zwischen Bildqualität und dafür erforderlicher Bildgebungszeit. Für jedes Bild muss ein Optimum aus: •

ausreichendem Signal-zu-Rausch-Verhältnis

akzeptabler Scanzeit

und ausreichender Auflösung gefunden werden.

Die Bildgebung wird oft unvorhergesehenermaßen durch Artefakte gestört.

Jede Sequenz die in den Standardprotokollen des Scanners abgelegt ist, wurde weitestgehend auf die Eigenschaften (T1, T2, Pathologie) der zu untersuchenden Organregion abgestimmt und erfordert häufig nur geringe Anpassung der Parameter.

6.1.1 Räumliche Auflösung Die räumliche Auflösung wird durch die Größe der Würfel bestimmt, in die das Untersuchungsvolumen unterteilt wird. Das Volumen der Würfel (Voxel) ist zum einen durch die Matrixgröße (512 x 512, 256 x 256, etc.) und das Field of View (FOV) (10 cm, 20 cm, etc.), zum anderen durch die Schichtdicke (3 mm, 5mm, ...) bestimmt. Je kleiner wir bei fester Matrixgröße das FOV wählen, umso höher ist die Auflösung in der Ebene: Die Anzahl der Pixel pro Flächeneinheit nimmt zu, die Pixel selbst werden kleiner. FOV, Matrixgröße und Schichtdicke beeinflussen jedoch nicht nur die Auflösung, sondern auch die Messzeit und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Die Veränderung eines dieser Messparameter hat mehrere Auswirkungen. Daher ist das Optimum immer ein Kompromiss – vorwiegend zwischen Bildqualität und Messzeit.

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6.1.2 Signal und Rauschen Ein MR-Bild kann man sich auch als antikes Reliefbild vorstellen, in dem jedem räumlichen Punkt eine bestimmte Höhe (Intensität) zugeordnet ist. Das Rauschen ist dabei so etwas wie das Ergebnis von Sandstürmen die über das Bild hinwegtoben und ihre Spuren hinterlassen. Diese zufällige Variation in der Signal-Intensität reduziert die Bildinformation. Hauptquelle dieser Störung ist der Körper des Patienten (sog. thermisches Rauschen und damit verbundene HF-Emission). Aber auch das gesamte Messsystem des Scanners (Spulen, Leitungen, Rechner...) trägt dazu bei. Dieses Rauschen beeinträchtigt das Signal, das von den Spins aus der tatsächlich untersuchten Schicht empfangen wird. Mathematisch ist das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ein Maß für das Verhältnis aus mittlerem Signal einer Schicht und der Schwankung (Standardabweichung) des Rauschens.

Abbildung 6.1: Felsenreliefs von Bishapur. Teile in verschiedenen Verwitterungszuständen

Das SNR unterliegt verschiedenen Faktoren die unbeeinflussbar sind: Spezifikation des Scanners (Feldstärke), Art der Sequenz, BMI des Patienten, Gewebeeigenschaften. Andere Faktoren lassen sich gezielt beeinflussen bzw. wählen: • Eingesetzte Spulen zur Bildgebung • Sequenzparameter (Voxelgröße, Mittelungen, Empfängerbandbreite)

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Empfangsspulen Die in den Scanner integrierte Ganzkörperspule „leuchtet“ den ganzen Scanbereich aus. Dies scheint zunächst universell praktisch. Je kleiner das Sensitivitätsvolumen („Ausleuchtung“) einer Spule allerdings ist, umso geringer wird der Rauschbeitrag der umgebenden Strukturen der bei der Bildgebung mit aufgefangen wird. Das verbessert das SNR. Eine lokale Spule oder eine Oberflächenspule hat damit ein besseres SNR als die Ganzkörperspule.

Abbildung 5.3: 3 und 5 mm Schichtdicke

Abbildung 6.2: Oberflächen vs. Endorektalspule

Voxelgröße Das Signal kommt von den angeregten Wasserstoffkernen aus der selektierten Schicht. Wie in Kapitel 2 ausgeführt, ist die Anzahl der angeregten Spins bei 1,5 T im Verhältnis zur Gesamtzahl der Spins unglaublich gering (sechs von einer Million Kernen). Hinzu kommt, dass die Gradienten in der Realität nicht perfekt sind. D.h. es kann durchaus vorkommen, dass ein Teil der Spins in der Bildgebungsschicht nicht zum Signal beiträgt, weil die Resonanzbedingung in der Realität durch Fehler nicht erfüllt ist.

Man verliert Signal misst aber das gleiche Rauschen. Aber schon ohne externe Fehlerquellen gilt: halbiert man einen Voxel in allen drei Raumrichtungen, trägt nur noch ein Achtel(! ) der Spins zum Signal bei, während das Rauschen gleich bleibt! Ein Kompromiss ist es, eine hohe Auflösung in der Ebene, aber eine größere Schichtdicke zu wählen. Die Voxel gleichen in der Praxis daher weniger Würfeln als vielmehr „Bildstiften“.

Anzahl der Mittelungen Ein schlechtes SNR kann man auch kompensieren, indem man die Bildgebung wiederholt und mittelt. Denn mit jeder Wiederholung wird ein identisches Signal aus dem Voxel empfangen, während das Rauschen weiterhin zufällig und nicht das gleiche mit jeder Messung ist. Es „trifft“ mal den einen, mal den anderen Voxel. Wenn man das Signal aller Bilder punktweise addiert, durch die Anzahl teilt und sich das Ergebnis anschaut, nimmt der Rauscheinfluss mit jeder zusätzlichen Akquisition ab. Aber Vorsicht: Zwei Mittelungen bedeuten nicht doppelt so gutes SNR, sondern eine Verbesserung auf , also um ca. 40 Prozent! Um eine Verdopplung des SNR zu erreichen benötigt man also vier Mittelungen ( ). Das Verhältnis von Zeitaufwand zu Nutzen wird durch die Wurzelabhängigkeit mit jeder weiteren Mittelung immer schlechter: acht Mittelungen bringen trotz der inakzeptablen Messzeitverlängerung nur ein 2,8-faches SNR.

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Empfängerbandbreite Die Aufnahme des MR-Signals kann schnell oder langsam erfolgen – abhängig von der sogenannten Empfängerbandbreite. Eine große (Frequenz-)Bandbreite entspricht einer schnellen Aufnahme (starker Gradient), die Messung bei geringer Bandbreite nutzt einen langsamen Auslesegradienten und dauert länger. Da der Hintergrund einen konstanten Rauschbeitrag bei allen Frequenzen liefert, wird eine große Bandbreite Rauschen aus vielen Frequenzen rund um das eigentliche Signal mit aufzeichnen. Eine Reduktion der Bandbreite ermöglicht daher ein besseres SNR, ist jedoch zeitintensiver.

6.2 Artefakte Die Qualität von MR-Bildern wird sehr oft durch Artefakte beeinträchtigt. Sie sind nur bedingt vermeidbar und man muss ihre Ursachen kennen, um damit umzugehen. Artefakte werden im Wesentlichen verursacht durch: • Scannersystem • Bewegung • Magnetische Suszeptibilität • Einfaltungen • Stufen in der Signalintensität • Chemische Verschiebungen

6.2.1 HF-Artefakte HF-Artefakte können verschiedene Ursachen haben. Verfälschte Kontraste der Bilder oder Fischgrat-Muster weisen darauf hin, dass eine Störung des Sende- und Empfangssystems für die HF-Wellen vorliegt. Rauschbänder entlang der Phasenkodierrichtung oder „Reisverschlussartefakte“ haben ihre Ursache häufig in externen Störfrequenzen, verursacht z.B. durch ein lose im MRRaum endendes Kabel.

Abbildung 6.4: Artefakte verursacht durch Störungen am HF-Sende- und Empfangssystem und durch äußere Störfrequenzen.

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6.2.2 Bewegungsartefakte Bewegungen des Patienten sind die häufigste Ursache von Artefakten. Man unterscheidet 2 Arten von Bewegungsartefakten: • Zufällige Bewegungen die verschwommene oder verrauschte Bilder (entlang der Phasenkodierrichtung) zur Folge haben. • Periodische Bewegungen die Geisterbilder entlang der Phasenkodierrichtung erzeugen. Bewegungsartefakte erscheinen zum einen, wenn die Spins sich zum Zeitpunkt der Signalaufnahme nicht mehr dort befinden, wo sie zum Zeitpunkt der Phasenkodierung waren. Zum anderen wenn sie sich bei einer Wiederholung der Sequenz (Abtastung einer anderen k-Raum-Zeile) an einer anderen Position befinden und nochmal zum Signal beitragen. In beiden Fällen ist die räumliche Kodierung der Voxel verfälscht, was sich in den Artefakten entlang der Phasenkodierrichtung niederschlägt. Die Kodierung in Frequenzrichtung erfolgt dagegen so schnell, dass die Bewegungen keinen Einfluss auf die Bilder haben. Periodische Bewegungen (Herzschlag, Blutpulsation, Atmung) können Geisterbilder hervorrufen. Die Geisterbilder und ihre Intensität hängen von der Stärke der Bewegung (Atmungstiefe) und der periodischen Wiederholrate, sowie vom gewählten TR ab.

Abbildung 6.5: Links: Patientenbewegung. Rechts: Atmung.

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Vermeidung von Bewegungsartefakten Die Stärke der Artefakte aufgrund zufälliger Bewegungen hängt von der Vorbereitung der Patienten (Lagerung, Beruhigungsmittel, Aufklärung) und auch ihrer Kooperativität (Kinder) ab. Abdomenaufnahmen werden oft durch die Gabe von Buscopan oder Glucagon unterstützt, um unkontrollierte Darmbewegungen zu vermeiden. Es gibt spezielle Sequenzen die durch Atemanhaltephasen den Einfluss periodischer Bewegungen minimieren. Alternativ lässt sich auch die Periodizität der Atmung messen und die Bildakquisition erfolgt immer nur in der gleichen Atemlage. Dies ist zwar sehr zeitintensiv, aber bei 3T ist eine Untersuchung des Abdomens in Atemanhaltetechnik aufgrund der verlangsamten T1-Relaxation und damit längerer TR nicht möglich. In der Kardiobildgebung wird üblicherweise ein Ansatz genutzt, bei dem die Messung der Herzfrequenz zur Anpassung der Länge von TR dient. Die Abtastung des k-Raumes erfolgt getriggert – das macht die Aufnahme der Bilder zeitaufwändig und anfällig, wenn Patienten mit ungleichmäßiger Herzfrequenz untersucht werden. Bewegungsartefakte durch fließendes Blut, insbesondere in der Aorta lassen sich durch eine einfache Vertauschung von Phasen- und Frequenzkodierrichtung aus dem Bereich des Interesses (z.B. der Wirbelsäule) „heraushalten“. Außerdem ermöglicht die Zuschaltung von Sättigungsbändern vor und hinter dem Untersuchungsvolumen, in Einflussrichtung des Blutes dessen Absättigung.

Abbildung 6.6: Pulsationsartefakt und Vermeidung

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6.2.3 Suszeptibilitäsartefakte Die magnetische Suszeptibilität hängt mit der inneren Magnetisierung eines Gewebes zusammen und zeigt an, wie stark die Wechselwirkung mit äußeren Magnetfeldern (Grundfeld, Gradienten) ist. Liegen zwei Materialien mit stark unterschiedlicher Suszeptibilität räumlich nah beieinander, wird das Magnetfeld lokal gestört. Dies beeinflusst insbesondere die Querrelaxation, da die Spins durch die Inhomogenitäten schneller als erwartet dephasieren. Natürliche Ursache können beispielsweise die Unterschiede der Suszeptibilität zwischen Luft und Geweben oder Knochen und Weichteilen sein. Die Bildartefakte treten dann häufig in Form lokaler Signalverluste (schlechter Kontrast) aber auch in der Verzerrung der Bilder auf. Jedes Metall (ferromagnetisch oder nicht) erzeugt starke Artefakte und Verzerrungen in den Bildern.

Abbildung 6.7: Links: Artefakt einer Titannadel. Rechts: Artefakt eines Gürtels.

Vermeidung von Suszeptibilitätsartefakten Sofern zugänglich, sollten Störsubstanzen (Zahnprothesen, Gürtel, etc.) entfernt werden. Falls dies nicht möglich ist, kann die Wahl der Pulssequenz zumindest den Einflussbereich der Störung verkleinern. Generell sind SE-Sequenzen robuster gegenüber Suszeptibilitätsartefakte, da durch die Aufnahme eines SpinEchos die Inhomogenitäten teilweise abgefangen werden (Stichwort Rephasierung, siehe oben). Gezielter Einsatz von Suszeptibilitätsunterschieden In der Suszeptibilitätsgewichteten Bildgebung (SWI) werden räumlich hochaufgelöste 3D-Gradientenechosequenzen genutzt, um unterschiedliche magnetische Suszeptibilitäten der verschiedenen Gewebe sichtbar zu machen. Sauerstoffreiches, arterielles Blut (kurzes T*,2) erzeugt z.B. einen stärkeren Signalverlust als venöses, sauerstoffarmes Blut. Insbesondere bei Geräten mit höherer Magnetfeldstärke kann man damit nicht nur das venöse Gefäßsystem gut darstellen sondern auch lokale Eisenablagerungen sichtbar machen.

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6.2.4 Einfaltungen Einfaltungen sind nichts anderes als Signalbeiträge von anatomischen Strukturen außerhalb des Field of View und ihre „Einfaltung“ als Spiegelbild auf der gegenüberliegenden Seite des Bildes.

Die Ursache ist eine Störung der räumlichen Kodierung durch den Einfluss der Objekte außerhalb des FOV und der räumlichen Fehlzuordnung bei der Rekonstruktion der k-Raum Informationen. Der Effekt tritt entlang der Phasenkodierrichtung auf.

Vermeidung von Einfaltungen Es gibt verschiedene Möglichkeiten Einfaltungen zu vermeiden: überdeckt das FOV den untersuchten Körperteil in Phasenkodierrichtung vollständig wird nichts eingefaltet. Dafür muss man aber entweder eine schlechtere Auflösung (gleiche Matrix bei größerem FOV) oder eine wesentlich längere Messzeit bei gleicher Auflösung in Kauf nehmen (A). Alternativ lassen sich Frequenz- und Phasenkodierrichtung umkehren – im Beispiel ist das aber nicht praktikabel, da auch in Kopf-Fuß-Richtung eingefaltet werden würde. Man kann die Voxel in Phasenkodierrichtung „aufblasen“, bis das gesamte Becken abgedeckt ist, damit sinkt aber auch in einer Richtung die räumliche Auflösung und die Voxel sind nicht mehr isotrop (B). Alternativ lassen sich Sättiger um das Untersuchungsvolumen platzieren, die dort gezielt die Magnetisierung – und damit Beiträge zum Signal – zerstören sollen (C). Dies funktioniert aber nicht immer perfekt. Durch das sogenannte Phasenoversampling /Fold-Over-Suppression / No Phase Wrap kann man die Anzahl der Phasenkodierschritte erhöhen, bis eine vollständige Abdeckung des Beckens erreicht ist (D): die Streifen außerhalb des FOV werden dabei „weggeworfen“ und nur der interessante Untersuchungsbereich wird dargestellt. Diese Methode hat keine Nachteile bezüglich der Bildqualität, eher im Gegenteil, da das Signal u. U. sogar steigt, geht aber zu Lasten der Akquisitionszeit.

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6.2.5 Stufenartefakte Grenzt ein Gebiet sehr hoher Intensität an einen Bereich niedriger Intensität, ist es schwierig dies im Frequenzraum auszudrücken. Man kann es sich so vorstellen, dass eine scharfe Kante mit einer Kurve angenähert werden muss. Bei hoher räumlicher Auflösung (Überlagerung sehr vieler Frequenzen) ist dies relativ gut möglich. Bei schlechter Auflösung, sieht das resultierende Bild so aus, als hätte sich an einer Küsten eine Welle gebrochen und sei parallel zu dieser Linie ins Landesinnere geschwappt.

Abbildung 6.8: Stufenartefakte (Pfeile)

Vermeindung von Stufenartefakten Stufenartefakte lassen sich durch eine höhere räumliche Auflösung vermeiden sowie durch die Wahl spezieller Filter, die bei der Bildberechnung angewendet werden.

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6.2.6 Chemische Verschiebung

Abbildung 6.9: Fett-Wasser-Verschiebung

Jeder Wasserstoffkern präzediert mit der Lamor-Frequenz im Grundmagnetfeld. Bei einem 1,5 T MRT sind das ca. 63,8 MHz. Diese Frequenz ist aber nicht nur von der Stärke des Grundfeldes sondern auch von der Zusammensetzung des umgebenden Gewebes abhängig. Jede andere Kernsorte, zum Beispiel chemische Verbindungen in Stoffwechselzwischenprodukten, verändert die Resonanzfrequenz der Wasserstoffspins minimal.

Die Stärke der Verschiebung hängt von der Art des chemischen Elementes ab, nicht von dessen Konzentration. Die Änderungen der Resonanzfrequenz werden in der Einheit ppm (parts per million – Teile pro Million) angegeben. Diese ist KEIN Maß für die Konzentration eines Metaboliten im Gewebe, sondern gibt an, um wie viel Hz pro MHz (also Hertz pro eine Million Hertz) die Frequenz verschoben wurde. Dies hat den Vorteil, dass diese Angabe unabhängig vom Grundfeld des MRT (verschiedene Resonanzfrequenzen) vergleichbar ist. Die Fett-Wasser-Verschiebung ist ein Spezialfall dieser allgemeinen chemischen Verschiebung. Bei 1,5 Tesla ist die Resonanz zwar nur um etwa 220 Hz verschoben – gegenüber knapp 64 Millionen Hz sind das gerade einmal 0.0003% – die Auswirkung kann aber dennoch erheblich sein: Für die Frequenzkodierung wird wie vorangehend beschrieben eine lokale Änderung der Lamor-Frequenz mit Gradienten als Kodierungsmöglichkeit genutzt: Jeder Ort sollte einer bestimmten Frequenz entsprechen und wird bei der Bildrekonstruktion dementsprechend zugeordnet. Fettreiches Gewebe verschiebt aber auch die Lamor-Frequenz . Bei der Bildrekonstruktion werden fettreiche Voxel damit systematisch in eine Richtung verschoben, da sie aufgrund der Frequenzverschiebung einem falschen Ort zugeordnet werden. Im Grunde erhält man ein Fett- und ein Wasserbild – beide leicht zueinander verschoben. Würde man ausschließlich fettreiches Gewebe untersuchen, wären alle Voxel verschoben, der Effekt wäre damit unsichtbar. Tatsächlich sieht man aber an jedem Übergang zwischen Fettgewebe und wasserreichem Gewebe einen Sprung: Alles was fettreich ist liegt ein Stück zu weit links, wodurch am Übergang einseitig Signal fehlt. Auf der anderen Seite des Bildes sieht es so aus, als würde sich das Fett auf das wasserreiche Gewebe hinaufschieben, es kommt zu einem Signalüberlapp. Gewebe mit direkten Übergängen zwischen Fett und Wasser, wie z.B. bei der Wirbelsäule und in den Bandscheiben, sowie zwischen Milz oder Niere und umgebenden Fett sind für diese Artefakte besonders anfällig. Vermeidung der Chemischen Verschiebung Wie beschrieben verschiebt die chemische Verschiebung die Frequenz der Spins. Bei 1,5 T sind dies für Fett etwa 220 Hz. Durch die Wahl einer Bandbreite > 220 Hz / Pixel verringert man den Einfluss der chemischen Verschiebung, dies geht allerdings immer auf Kosten des SNR (siehe oben). Alternativ kann man die Phasen- und Frequenzkodierrichtung vertauschen, oder Fett- bzw. Wasserunterdrückte Sequenzen einsetzen.

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Nutzung der Chemischen Verschiebung Da in jedem Gewebe charakteristische Stoffwechselprozesse ablaufen, liegen ganz bestimmte Konzentrationen von chemischen Elementen (Metabolite) im Gewebe vor, die die Resonanzfrequenz des Wasserstoffes beeinflussen. Diese Einflüsse sind aber so gering, dass sie die normale Bildgebung (fast) nicht beeinflussen. Man nennt eine Darstellung dieser Einflüsse Spektrum. Freier Wasserstoff würde in einem solchen Spektrum nur eine einzige scharf gezeichnete Linie (Peak) bei 0 ppm geben. In Wasser gebundener Wasserstoff ist dagegen um 4,7 ppm verschoben. Durch die Anwesenheit anderer chemischer Elemente in der Umgebung des Wasserstoffes wird die Frequenz einer gewissen Anzahl von Spins beeinflusst (die die nah bei diesen Fremdmolekülen liegen). Es resultiert eine sogenannte Linienaufspaltung. Dadurch entsteht ein zusätzlicher Peak bei der typischen Frequenz für dieses chemische Element (charakteristischer ppm-Wert). Die Konzentration dieses Elementes beeinflusst die Höhe des zusätzlichen Peaks. Damit kann man aus der Kenntnis des ppm-Wertes von mindestens zwei Metaboliten und der Höhe der gemessenen Peaks deren Konzentrationsverhältnis im Gewebe berechnen. Die Spektroskopie erlaubt die Identifizierung von atypischen Metabolitenkonzentrationen im Gewebe und lässt dadurch Rückschlüsse auf verschiedene Erkrankungen zu. Die Spektroskopie ist hochsensitiv aber im Vergleich zur normalen Bildgebung noch anfälliger für äußere Störgrößen, da die gemessenen Effekte extrem klein sind.

Metabolit Myo-Inositol

Frequenz [ppm] Funktion mI

3,6

Signalübertragung

Anomalien A Gliome, MS a herpetische Enzephalitis

Cholin

Creatin

Ch o

Cr

3,2

3,0

Stoffwechsel-Marker

A Tumore, MS

der Zell-Membran

(Demyelinisierende Erkrankungen)

Energie-Stoffwechsel

Referenzmarker (˜Konstant)

Citrat

Ci

2,6

Prostata-Stoffwechsel

aPCA

GABA, Glutamin

Glx

2,1-2,5

Intrazellulärer Neuro-Transmitter

A hepatische Enzephalopathie

N-Acetyl-Aspartat

NA A

2,0

Hirn-Stoffwechsel

A Canavan-Krankheit

Succinate

Suc c

2,4

Eitriger Abszess

Acetat

Ac

1,9

Abszess

Alanin

Ala

1,5

Menignom, Abzess

Lactat

Lac

1,3

Ischämie, Tumor

freie Lipide

Lip

0,9

hochgradig

1,4

nekrotischer Tumor

a Neuronenschädigung

A anaerober Metabolismus

Tabelle 6.1: Typische Metabolite, ihre Funktion und Erkrankungen mit anomalen Konzentrationen.

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Stand: Februar 2013 Nehmen Sie Kontakt mit uns auf: info@radiologie.bayer.de +49 (0) 214 30 82233


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