9) Kernspintomographie (MRI)

Historisches1972: Raymond Damadian, US patent 3789832

1973: Erstes MRI Bild (2 Zylinder H2O in D2O)Lauterbur, Nature 1973

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Nobelpreis2003: Nobelpreis für Physiologie und Medizin

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

Historische Bilder

1. Bild eines menschlichenKopfes 1978 (Clow, Young)

1. MRI Bild 1973

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Heutige Bilder

Details

BeispieleBrustkorb

Herzkammer leer

Herzkammer gefüllt

Gehirn

MR Tomograph

Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel

Magnet

Feldstärken:1,5 T ...3 T ...4 T Jülich, NIH, Minnesota, ...5 T Columbia U.7 T MGH, Minnesota, Magdeburg8 T Ohio State U.9,4 T Minnesota, Chicago

Spin-Wechselwirkungen

B

E

Zeeman Effekt

HexternesMagnetfeld

Probe

Magnetisierung=

Zusatzfeld

Chemische Verschiebung

012345678

TMS-CH3CH2=CH2

schwächere Abschirmungparamagnetischer Effekt

stärkere Abschirmungdiamagnetischer Effekt

1H Chemische Verschiebungen : Übersicht

Bereiche

1H NMR Spektrum von Ethylbenzol(CH3-CH2-C6H5) in CDCl3

12345678

aromatische Protonen CH2 Protonen

CH3 Protonen

Beispiel

CH2

CH3

B

I

Drehimpuls und Drehmoment

T

T = µ × B

= -γ B × I

dIdt

yx

z

MdM/dt

LarmorpräzessiondMxdt = -ωL My

dMydt = ωL Mx

dMzdt = 0

ωLz

Magnetfeld

Spin präzediert um das Magnetfeld:Magnetisches Moment gekoppelt an Drehimpuls

Anregung

magnetisches Radiofrequenzfeld B1

⊥ statisches Magnetfeld B0

Brf = 2 B1 cos(ωrft)100( )

B0B1

y

x

z

S

a)

ω = 01

∆ω ≠ 0 b)

ω ≠ 01

∆ω ≠ 0 c)

ω ≠ 01

∆ω = 0

yx

z

θ S

yz

S

Präzession: Spezialfälle

freie Präzession resonante Anregung

Nachweis

rf

B

Messprinzip

NS

Spannung

Zeit

Präzedierende Spins entsprecheneinem rotierenden Magneten

Γ1

Relaxation der Populationen

M0

Zeit

Mz(t) = M0 + (Mz(0)-M0)e-t/T1

Mxy

x

y

Zeit

Mx

Transversale Relaxation

Mxy ~ e-t/T2

Bloch-Gleichung

ddt

=−1/ T2 − 0∆ω0 −1/ T2 − 1

1 −1/ T

+ 1T1

00

1( ) ( )( ) ( )F. Bloch, ‘Nuclear induction’,Phys. Rev. 70, 460-485 (1946).

∆ωω

ω

MxMyMz

MxMyMz M0

x

y

z

T1 = 2 sT2 = 1 s

=1Hz∆ω0

resultierende Bewegung

= 0ω1

Relaxation

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince

M0

Mz(t)

Zeit0

Mxy(t)

ZeitMxy

Zeit

Signal T2

T2* guter Magnet

T2* schlechter

Magnet

Relaxation im Gewebe

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

^ T1 [ms] T2 [ms]0,5T 1,5T 0,5T 1,5T

Weißes Gewebe 520 560 107 82Graues Gewebe 780 1100 110 92CSF (cerebro- - 2060 - -spinal fluid)Muskel 560 1075 34 33Fett 192 200 108 -Leber 395 570 96 -Milz 760 1025 140 -

B0

T1

[s]

Graues Gewebe

Weißes GewebeMuskel

NiereLeber

Fett

Einzelpuls

Zeit

ωrf FID

RF τ τ

π/2 π

TimePh

ase

Zweipulsexperiment

Gradienten-Echo

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

G(t)

Signal

Echo <=> Flächen gleich

Magnetfeld undResonanzfrequenznehmen mit demOrt zu

Dies geschieht über ein Magnet-feld dessen Stärke als Funktiondes Ortes variiert. Dabei erfolgteine Projektion auf die Richtungdes Feldgradienten.

Um feststellen zu können, woim Körper sich Spins befinden,muß das Signal ortsabhängiggemacht werden.

Ortsaufgelöste Magnetische ResonanzDer erste Schritt zum Bild

Gradient

x

yz

Das ursprüngliche Objekt wird imRechner aus einer Vielzahl vonProjektionen rekostruiert.

GradientenL = 0 + Gx x

Signals(t) = (x) e i L t dx

= (x) e i Gx x t dx

Spindichteverteilung (x)(x) = F {s(t)} = s(t) ei t dt

Projektions-RekonstruktionSpindichte (x, y, z)

Signal s(t) = (x, y, z) e i L t dx dy dz= x(x) e i Gx x t dx

Projektion auf die x-Achsex = (x, y, z) dy dz

Gradient in verschiedeneRichtungen anlegen:

Gx = G cosGy = G sin

MagnetfeldgradientenOrtskodierung: Überlagerung B0-Feldmit linearen Gradienten GiB0(r) = B0 + Gx*x + Gy*y + Gz*x

Erzeugung: z-Gradient (Maxwell-Paar) x,y-Gradienten (Golay Konfig.)

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Gradientenpulse

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Plateau

Anstiegszeit AbfallzeitZeit

Gra

dien

tena

mpl

itude

Reale GradientenLinearität: typischerweise 1-2% über 50cm DSV (diameter of a spherical volume)

Folgen Nichtlinearität: Geometr. Verzerrung:

=> “gradient warping”per Computer Algorithmus:

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

idealreal

Ideales BildVerzerrtesBild

RF Amplitude

B

B0

Bandbreite

FrequenzTräger-frequenz

Anregungsregion

Schichtz

z

SchichtselektionSchichtanregung bei Ort Sz :Anregungsfrequenz ∆ν=(γ/2π)*Gz*Sz.

Gradient während Pulsanregung=> Schichtselektion

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

SchichtdickeSchichtdicke wählbar durch Gradientenstärke oder Pulslänge:

Inverse Schichtdicke:

1/D = (γ/2π)*Gz*tp

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Längerer RF PulsRF

Gz

DünnereSchicht

Frequenz / B-Feld

Schichtdicke

KleinereBandbreite

z

Rephasierung der z-Magnetisierung mit Recall-GradientRefokussierung

Frequenz kleiner Frequenz größer

Gesamtes Signal

Fourier Transformation

Kleineres Feld=> Langsamere

Präzession

Größeres Feld=> Schnellere

Präzession

Gradientenrichtung

Sign

alam

plitu

de

Frequenz / Position

FrequenzcodierungWährend Signalauslesens wird derFrequenzkodiergradient geschaltet.

=> Resonanzfrequenz wirdortsabhänig

=> Signal enthält verschiedeneFrequenzanteile, dieunterschiedlichenOrten zugeordnet werden können

FT{ 1 Signal} => Ortsauflösung inGradientenrichtung (x-Richtung: Gx)

Unschärfen durch untersch. Frequenzim Signal auch ohne Gradient.

Frequenzkodiergradient= Auslesegradient

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

2D Fourier Bildgebung

x

y

ρ(x,y) 1D Signal :

Gx

Gy

Zeitt1 t2

2D Signal :

PhasenkodierungGradient zwischen Anregung und Signalauslesung schalten

=> Spins bekommen ortsabhängig eine Phase aufgeprägt!

(-> k-Raum)

Das Experiment (für eine Schicht und einen x-Wert) wird mitunterschiedlichen Phasenkodiergradienten wiederholt; die Anzahl derPhasenkodierschritte bestimmt die Ortsauflösung in Gradienten- (y-)Richtung. Die Wiederholungen kosten Zeit, erhöhen aber auch dasSNR.

Gp

Zeit

Kein Gradient:Signal in Phase

Gradient an:Signal dephasiert

Kein Gradient:Endphase wirdbeibehalten

y < 0

y = 0

y > 0

Phasenkodierung

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Fourier-Bildgebung

Gz

Gx

Gy

Phasenverschiebung 1 = Gx x t1

Pixel dA = dx dyliefert Signal mit Amplitude

ds = (x, y) exp(i Gxxt1)exp(i Gyyt2)

2D Fourier-Transformation( 1, 2) = ( Gxx, Gyy) ~ ( x , y )

slice

phase

read

Probleme: Transversale Dephasierung durch Scheiben-Gradientenund während der Stabilisierung des Lese-Gradienten

Radiofrequenz-Anregung:

Schichtselektionsgradient:

Auslesegradient:

Phasenkodiergradient:n Phasenkodiergradienten

Spin-Echo Sequenz“Arbeitspferd” und Referenz für Bildqualität

Typische Werte:

TE 10-100msTR 0.5-3sn=128, 256, 512

Kernspintomografie und KernspinspektroskopieH. Kolem MPT0018

Relaxation

Signalamplitude (Echo):

KontrastS0 (Protonendichte)T1 (Längsrelaxationszeit)T2 (Querrelaxationszeit)

Gewebeparameter

Variable Parameter in Meßsequenzen:

Echozeit TE, Repetitionszeit TR, Schichtdicke und Schichtposition

Messfeld (field of view - FOV)

Anzahl der Frequenzkodierelemente

Anzahl der Phasenkodierschritte

=> Auflösung desBildes in der Ebene

KontrastDefinitionen:Signal-zu-Rausch-Verhältis SNRKontrast CKontrast-zu-Rausch-Verhältnis CNR

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Räumliche Auflösung ~Dx = FOV / nFrequenzkod.Dy = FOV / nPhasenkod.

Relaxations-Kontrast

GxGy

T1 Kontrast:

Spins mit unterschiedlicherlongitudinaler Relaxationtragen verschieden starkbei

Präparationspuls

/2

T2 Kontrast:

Spins mit unterschiedlicher transversalerRelaxationszeit tragen verschieden stark bei

Präparationspuls /2

t1 t2

Vergleich Kontraste

Kontrastvergleich

kontrast-erzeugende

(para-magnetische)Chemikalien:

Gd-Komplexe

Sauerstoff

GewichtungSignalamplitude:

Protonendichte-Wichtung:

=> Für manche klinischeFragestellungen im Kopf-und Wirbelsäulenbereichwichtig

T2-Wichtung:

=> meist sehr empfindlichgegenüber krankhaftenProzessen(häufig viel “freies” Wasserin krankhaften Prozessen)

T1-Wichtung:=> T1 hat größten Einfluss auf Kontrast=> Struktur des Gewebes (Anatomie normal?)

Spin-Präparationsverfahren werden (als Modul) vor jede Datanaufnahmevorgeschaltet.

=> starke Beeinflussung des Kontrasts der Bilder

Gd@C82

T1 GewichtungInversion-Recovery(IR)-PräparationVor jeder SE-Pulsfolge mit einem 180o-Puls die Magnetisierung invertieren.=> Verbesserung des T1-Kontrastes

T1-Kontrastdurch “normale” Sättigung: T1-Kontrast nach IR:

Kernspintomografie und KernspinspektroskopieH. Kolem MPT0018

Fett-Unterdrückung

kein Fett kein Wasser

setzt unterschiedlicheT1 Zeiten voraus

FettWasser

Sign

al

3.5 ppm

Wasser

Fett

+ 500 Hz - 500 Hz

NM

RSi

gnal

Fett-Sättigung

Vor jedem Zyklus Puls aufder Resonanzfrequenzdes Fettes einstrahlen.

=> Fettsignal wird voneigentlichem Anregungspulsnicht mehr “erfasst”

=> Fettsignal erscheintauf Bild dunkel

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

mit frequenzselektivemPräparationspuls wirdResonanzlinie gesättigt(= deren Magnetisierungunterdrückt)

%Si

gnal

ände

rung

Gadolinium Konzentration (mmol / kg)

Kontrastmittel

Gadolinium:Paramagnetisch (7 ungepaarte Elektronen)

Elementares G.: toxisch=> Chelatkomplex

Biologische Halbwertszeit 1.5 h

Geringe Konzentration:reduziert hauptsächlichT1 in Umgebung

Meiste Körpergewebe sind diamagnetisch.

Berechnung:T1-gewichtete Spin-Echo-SequenzTR=400ms,TE=15msGewebe: T1=800msT2=75ms

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Gd@C82

Fe als KontrastmittelEisenoxid: Super-Paramagnetisch

Injiziert als Kohlenhydrat-ummantelte Partikel inLösung; Anlagerung innormalem Gewebe inLeber und Milz

Reduziert T2*, T2, T1

Wirkt über vielfachesPartikelvolumen.

Berechnung:T2-gewichtete Spin-Echo-SequenzTR=10s,TE=100msGewebe: T1=800msT2=75ms

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

%Si

gnal

ände

rung

Fe Konzentration (µmol / kg)

Der k-RaumDie Datenaufnahme erfolgt im sogenannten k-Raum. Aus diesen Rohdatenerfolgt die Rekonstruktion des Bildes im “realen” Raum durch 2-dimensionale Fourier-Transformation.

Meßsignal:

mit

Aufnahme im k-Raum

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Scan Zeit

DatenaufnahmeZusammenhang zwischenPhasen- und Frequenzkodier-gradient und dem zugehörigenPfad im k-Raum.(Für ein Gradientenecho)

Erinnerung:Frequenzkodierung => 1 (Bild-)Zeile!Phasenkodierung muß n malwiederholt werden für vollständiges2-dimensionales Bild.

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

k- / OrtsraumZusammenhang Parameter ink-Raum und Objektraum:

Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel

FOVy = 1 / ∆(ky)FOVx = 1 / ∆(kx)

Abtastraten:

Pixel / Voxel

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Informationsgehalt im k-Raumkleine k-Werte:

tiefe (Orts-)Frequenzen

Signal- und Kontrast-information,keine Details

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

große k-Werte:

hohe (Orts-)Frequenzen

Gewebegrenzen gutsichtbar, schlechtes SNR,keine Kontrastinfo

Auflösung und Rauschen

Protonendichte (PD)-und T2-gewichtete Bildermit gleicher Gesamtzeitfür die Scans:

Höhere räumlicheAuflösung führt zugrößerem Rauschen(geringeres SNR)

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Hohe FrequenzenDaten 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 ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince

ArtefakteEs gibt 3 Gruppen von Artefakten bei der MRI:

Bewegungsartefakte durch physiologische oder unwillkürliche Bewegungdes Patienten

=> führt zu sogenannten “Ghosts” entlang der Phasenkodierrichtung

Inhomogenitätsartefakte durch Fehlerhaftigkeit der Geräte und durchSuzeptibilitätseffekte innerhalb des Körpers

=> verursacht Intensitätsänderungen und Bildverzerrungen

Digitale Bildartefakte stammen von der Rekonstruktion des Bildes mitHilfe der Fourier-Transformation

=> viele verschiedene Arten von Bildfehlern

Bewegungsartefakte

Atmung VerdauungHerzbewegung

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

durch physiologische oder unwillkürliche Bewegung des Patienten

=> führt zu sogenannten “Ghosts” entlang der Phasenkodierrichtung

TriggerungTriggerung als mögliche Lösung:

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore,M. J. Graves, M. R. Prince

Atmung

Zeit

TR = R-R Intervall; typischerweise600-1000ms; also T1-Gewichtung

Verdauung => kontinuierliche,zufällige Bewegung, keineTriggerung möglich

Lösung:VerdauungshemmendeMedikamente (15-20min) odersehr schnelle Pulssequenzen(FSE, HASTE)

Chemische VerschiebungChemische Verschiebungs-Artefakt

Mögliche Lösung: höhere Empfängerbandbreite benutzenNachteil: dadurch auch geringeres SNR

Je nach Stärke der Verschiebung:Artefakt: helles oder dunkles Band aufgegenüberliegenden Seiten einer Struktur,oder sogar “ghost image”

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

3,5 ppm

Wasser

Fett

+ 500 Hz - 500 Hz

NM

RSi

gnal

C.V. => Fett scheint an anderer Position zu sein (Frequenzkodierung)

=> Fettsignal ist entlang derFrequenzkodierung umeinige Pixel verschoben

Partialvolumen - ArtefaktePartialvolumen-Artefakt, Überlapp-ArtefaktUnterschiedliche Gewebetypen in einem Voxel => Partialvolumen-Artfakt(Typ. Voxelgröße: 1mm*1mm*5mm)Lösung: Schichtdicke anpassen

Folge: Gewebe in Überlapp-Region kann nicht relaxieren=> Reduzierte Signalintensität

Lösung: Größere Schichtabstände

Verwandtes Problem beiMulti-Schicht-Verfahren:Überlapp der Signale vonbenachbarten Schichten.Ursache: nichtideale Pulse

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Phasenabtastungs-ArtefaktBsp.: Hineinfalten von Signalen, die außerhalb des FOV liegen, aber

detektiert werden.Lsg.: In Frequenzkodierrichtung einfach Erhöhung der Abtastrate.

In Phasenkodierrichtung istdies mit einer Erhöhung derMessßzeit verbunden unddaher nicht immer möglich.

Weitere Lösungen:

Sättigung der Signaleaußerhalb des FOV,Vergrößerung des FOV

N/2 - ghost:

SuszeptibilitätsartefakteMetall-Artefakt=> Region ohne Signal,Kante mit hoher Signalintensität,geometrische Verzerrungen

Suszeptibilitäts-Artefaktehaben ähnliche Auswirkungen,aber subtiler

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Punktartefakt im k-Raumz.B. defekte RF-Spule

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Schnelle DatenaufnahmeKonventionelle Spin-Echo-Sequenz: zu langsam für viele praktische ZweckeGrund: Zwischen 2 Phasenkodierungsschritten muss genug Zeitsein, damit sich die Gleichgewichtsmagnetisierung aufbauen kann.(-> bestimmt durch Eigenschaften des Gewebes -> unveränderbar)

Mögliche Lösungsansätze:Parallele Datenauf-nahme verschiedenerDatenzeilen:Turbo-Spin-Echo, ...

Kleine Flipwinkel(kleine Änderung von M)

-> Gradienten-Echo-Sequenzen

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Allgemeine Spin-Echo SequenzAllgemeine Spin-Echo-Sequenz mit räumlicher Sättigung um unerwünschteArtefakte zu unterdrücken, Fettsignal-Unterdrückung (bzw. Sättigung) undPräparationsverfahren zur Kontrastverbesserung:

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

MesszeitInkrementierung des

Phasengradienten

Repetitionszeit TR = T1

Vielschichtanregung:

Multi Spin-EchoMulti-Spin-Echo: Innerhalb der Wiederholungszeit TR hat man Zeit fürweitere Echos, die zu anderen Schichten gehören, solange dieT2-Relaxation dies zuläßt:

Bildgebende Verfahren in der MedizinO. Dössel

GradientenechoRephasierung durch Gradient statt durch 180o-Puls

Geschwindigkeitsvorteil durch kleine Flipwinkel (statt 90o-Puls)=> kurze TR möglich!

Nach einer Reihe von RF-Pulsen stellt sich einGleichgewicht ein:Erholung nach TR gleichtexakt den Effekt derAnregung ausT2

*-, T1-, PD- und sogarin einigen Fällen T2-Gewichtung anwendbar.

MRI From Picture to ProtonD. W. McRobbie, E. A. Moore, M. J. Graves, M. R. Prince

Optimierte AnregungVerbesserung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses:

Idee: schneller pulsen, d.h. TR verkleinern?aber: Sequenz von 90° Pulsen führt zu Sättigung

Idee: kleinere Flipwinkelerlaubt schnellere Wiederholung, liefert aber kleineres Signal

Kompromiss

Ernst-Winkelcos = exp( TR/T1)

FLASH(Fast Low-Angle SHot)

n

typischeFlipwinkel

~ 1 - 5°

Schnelle BildgebungEPI: Echo-Planar-Imaging

Erzeugung einer Abfolge von Echos (vgl. CPMG)mit RF- oder mit Gx Gradienten-Pulsen

GRASE

RF

signal

readout

phase

slice

x y y

RARE

RF

signal

readout

phase

slice

x y y y y

Fluss-BildgebungPhasenverschiebung

ortsfester Spinswird refokussiert

bewegte Spins liefernPhasenverschiebung

Angiographie

bipolarer Zusatz-Gradient:Phase nur der sich bewegenden Spins ändert sich

Vergleich mit Bild ohne Zusatz-Gradient:Differenz liefert Information über Fluss

Phasenkontrast:

Fluss oder Diffusion ?

Geschwindigkeitskompensation

0,7 mm

+G G G +G

fließendes Wasser in einerTeflonröhre mit

Hyper-PolarisationPolarisation "Hyper-Polarisation"

ermöglichtBildgebungin der Gasphase,an Oberflächen,...

Kernspinpolarisation (N+ – N ) / (N+ + N )~ 105 größer als im Boltzmann-Gleichgewicht ???

Verdünntes Gas und Protonen im Wasserliefern dann etwa gleich intensives Signal !!!

Hyperpolarisierte Edelgase

3He I = 0% 32.4 MHz/T129Xe I = 26.44% 11.8 MHz/T

Spin-Austausch-TransferRb + 3He Rb + 3He

J = 1/2

J' = 1/2

Optisches PumpenA. Kastler, J. Phys. 11, 255 (1950)

Alternative: Metastabilitäts-PumpenOptische Anregung nach GasentladungVorteil: kein Alkali-Metall erforderlich

T1 Wechselwirkung mit Lagergefäß (mehrere Tage)im Gewebe T1 im sec-min BereichIn der Lunge ist 3He-T1 ~ O2-Konzentration

3He: L = 1600 Hz im Erdfeld

-1

Lungenbild mit 3He

Nichtraucher Raucher

Funktionelle MRI

B loodO xygenL evelD ependent fMRI

Desoxyhämoglobin ist magnetisch,Oxyhämoglobin nicht. BOLD misstdas Verhältnis beider Formen.

In der funktionellen NMRBildgebung (f-MRI) nutzt mandie Änderung der NMRSignale aufgrund der erhöhtenSauerstoffzufuhr.

Blutgefäß

Hämoglobin

Sauerstoff

SehnervvisuellerKortex

Funktionelle Bildgebung2 mm "Schnitte"

manuelle Aktivitätvon 12 Probanden

6 Probanden betrachtenein Schachbrett, das mit

8 Hz alterniert

BOLDSEEP

Chemische Verschiebung / ppm

In Vivo Spektroskopie1H NMR

Laktat: Marker für ZelltodN-acetyl Aspartat: Markerfür neuronale IntegritätGlutamin KomplexKreatinCholinmyo-Inositol: Myelin-Abbauprodukt, z.B. beiAlzheimer

Nicht-Medizinische Anwendungen

Fallender Wassertropfen

Phys. Rev. Lett. 87, 144501 (2001).

Strömung im Innern