PowerPoint - MR Imaging - Instituts für Medizinische Physik
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Einführung in die Grundlagen der<br />
<strong>Medizinische</strong> <strong>Physik</strong><br />
Magnetresonanztomographie<br />
Dr. phil. nat Lydia Wachsmuth
2<br />
Magnetresonanztomographie<br />
<strong>MR</strong>-Tomograph<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Nuclear Magnetic Resonance (N<strong>MR</strong>)<br />
Magnetic Resonance <strong>Imaging</strong> (<strong>MR</strong>I)<br />
Magnetresonanztomographie (<strong>MR</strong>T)
3<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Einführung Einf hrung<br />
Spinphysik<br />
Pulssequenzen<br />
Bildgebung<br />
Signalverhalten<br />
Anwendungsbeispiele<br />
Magnetresonanztomographie
4<br />
nicht-invasiv<br />
nicht-ionisierend<br />
freie Wahl der<br />
Schnittebene<br />
2D und 3D<br />
Verfahren<br />
Warum <strong>MR</strong>T?<br />
Direkte Darstellung von Weichgewebe<br />
Exzellenter Weichgewebekontrast<br />
Modifikation des Kontrastverhaltens durch<br />
Auswahl der Pulssequenzen und<br />
Aufnahmeparameter<br />
T1-Betonung T2-Betonung PD-Betonung<br />
Magnetresonanztomographie
5<br />
Historie<br />
• 1946 Entdeckung des Magnetresonanzphänomens durch Felix<br />
Bloch und Edward Purcell (1952 Nobelpreis)<br />
• bis in die 70er Jahre Weiterentwicklung der N<strong>MR</strong> v.a. zur chem.<br />
Analyse/Strukturaufklärung<br />
• 1960 Vladislav Ivanov stellt Patentantrag <strong>für</strong> ein „Free-precession<br />
proton microscope“<br />
• 1971 Raymond Damadian zeigt als erster Unterschiede in den<br />
Relaxationseigenschaften zwischen Tumor und gesundem Gewebe<br />
• 1973 erstes <strong>MR</strong>-Bild von Paul Lauterbur mit der Rückprojektion<br />
(2003 Nobelpreis zusammen mit Sir Peter Mansfield)<br />
• 1975 Einführung der Fourier-Bildrekonstruktion <strong>für</strong> <strong>MR</strong>I von Richard<br />
Ernst (1991 Nobelpreis)<br />
• seit den 80er Jahren zunehmender Einsatz in der klinischen<br />
Routine<br />
• 1993 Entwicklung des f<strong>MR</strong>I<br />
Magnetresonanztomographie
6<br />
Wellenlängenbereiche <strong>für</strong> die Bildgebung<br />
Electromagnetic Radiation<br />
ionizing radiation<br />
(molecular bonds break)<br />
non-ionizing radiation<br />
(heating)<br />
frequency (Hz)<br />
10 18<br />
10 16<br />
10 14<br />
10 12<br />
10 10<br />
10 8<br />
10 6<br />
Magnetresonanztomographie<br />
X-ray<br />
UV<br />
Visible<br />
IR<br />
Microwave<br />
RF
7<br />
Einheiten und Größenordnungen<br />
statisches Magnetfeld B 0 [T]<br />
0.2 bis 11 T (Erdmagnetfeld ≈ 5 x 10 -5 T)<br />
Hochfrequenz ω 0 [MHz]<br />
15 bis 800 MHz<br />
zeitlich veränderliche Gradienten G [mT/m]<br />
15 bis 200 mT/m<br />
Magnetresonanztomographie
8<br />
Hardware<br />
<strong>Imaging</strong> System Components<br />
Magnet incl. cooling RF Receiver<br />
Gradient Power<br />
System<br />
RF<br />
Transmitter<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Viewing Console<br />
Scan Control Unit
Kernspin = +<br />
1<br />
2<br />
,-<br />
1<br />
2<br />
Die Eigenrotation eines geladenen<br />
Teilchens verursacht ein<br />
magnetisches Moment .<br />
Die Stärke dieses magnetischen<br />
Moments ist eine stoffspezifische<br />
Größe.<br />
Gyromagnetische Konstante γ<br />
9<br />
Kernspin<br />
Atomkerne mit einer ungeraden Anzahl Protonen oder Neutronen besitzen<br />
einen mechanischen Eigendrehimpuls.<br />
I v<br />
μ v<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Periodensystem der Elemente
Element<br />
Wasserstoff<br />
Natrium<br />
Fluor<br />
Xenon<br />
Phosphor<br />
Kohlenstoff<br />
10<br />
Verwendete „<strong>MR</strong>-sichtbare“ Kerne<br />
Symbol<br />
1 H<br />
23 Na<br />
19 F<br />
129 Xe<br />
31 P<br />
13 C<br />
γ (MHz/T)<br />
42.58<br />
11.26<br />
40.05<br />
11.84<br />
17.24<br />
10.71<br />
Natürliche<br />
Häufigkeit*<br />
99.99<br />
100<br />
100<br />
26.4<br />
100<br />
1.11<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Biologische<br />
Häufigkeit*<br />
63<br />
0.041<br />
Spuren<br />
Spuren<br />
0.24<br />
9.4<br />
* Angaben in %<br />
Bildgebung<br />
Spektroskopie
Kernspins im externen Magnetfeld<br />
Spins richten sich parallel<br />
oder antiparallel zu B0 aus.<br />
B0 v<br />
N<br />
−<br />
/ N+<br />
=<br />
N-<br />
N+<br />
e<br />
Boltzmann-Verteilung<br />
antiparallel<br />
ΔE<br />
parallel<br />
−ΔE<br />
/ kT<br />
Boltzmann Konstante K = 1.3805x10<br />
ΔE<br />
11<br />
Magnetresonanztomographie<br />
-23 J/Kelvin<br />
Energiedifferenz<br />
Temperatur T (Kelvin)<br />
Spins „präzessieren“ um<br />
die Achse von B0 .<br />
B0 v<br />
0 B v v<br />
ω = γ ×<br />
μ v<br />
Larmor-Frequenz<br />
0<br />
ω v<br />
0
12<br />
Thermisches Gleichgewicht<br />
M v<br />
Nettomagnetisierung = Longitudinale Magnetisierung z<br />
Konvention: z = Patientenlängsachse<br />
0<br />
Magnetresonanztomographie<br />
M v
Durch Absorption elektromagnetischer Strahlung können Übergänge<br />
zwischen Energieniveaus erzeugt werden, wobei:<br />
13<br />
ν v<br />
=<br />
ΔE<br />
h<br />
Anregung der Spins<br />
v<br />
ν =<br />
v<br />
ω 0<br />
2π<br />
Plank‘sches Wirkungsquantum h = 6.63x10 -34 J s<br />
ω v<br />
0<br />
ω<br />
Magnetresonanztomographie<br />
γ<br />
×<br />
2π<br />
0 = B<br />
0
B v<br />
0<br />
14<br />
ω v<br />
x<br />
0<br />
Mz v<br />
z<br />
Laborsystem<br />
Anregung der Spins<br />
Mxy v<br />
y<br />
x = x´<br />
Mz v<br />
Magnetresonanztomographie<br />
z = z´<br />
α<br />
Mxy v<br />
ω v<br />
0<br />
y = y´<br />
Rotierendes Koordinatensystem
ω v<br />
x´<br />
15<br />
0<br />
B0 v<br />
z´<br />
90°<br />
ω 0<br />
v<br />
Mxy v<br />
Anregung der Spins<br />
90°-Puls<br />
N-<br />
y´<br />
N+<br />
Gleichbesetzung der Energieniveaus<br />
nur transversale Magnetisieung!<br />
ω v<br />
x´<br />
B 0<br />
v<br />
Magnetresonanztomographie<br />
0<br />
z´<br />
ω 0<br />
v<br />
180°<br />
Mz v<br />
−<br />
Besetzungsinversion<br />
180°-Puls<br />
y´<br />
N-<br />
N+<br />
nur longitudinale Magnetisierung!
Mz v<br />
16<br />
T1-Relaxation<br />
Longitudinale Relaxation, Spin-Gitter-Relaxation<br />
z´<br />
ω 0<br />
v<br />
Mxy v<br />
y´<br />
v<br />
Mz(t<br />
)<br />
M 0<br />
t<br />
T1<br />
5 × T1<br />
x´<br />
Mz (t): longitudinale Magnetisierung zur Zeit t<br />
M0 : longitudinale Magnetisierung vor der Anregung<br />
T1: T1-Relaxationszeit (die Zeit, zu der die longitudinale Magnetisierung<br />
wieder 63% ihres Wertes vor der Anregung erreicht hat)<br />
Magnetresonanztomographie<br />
gewebeabhängig!<br />
v<br />
Mz<br />
− t<br />
1<br />
( t)<br />
= M 0( 1− eT<br />
)<br />
v
17<br />
x´<br />
T2-Relaxation<br />
Transversale Relaxation, Spin-Spin-Relaxation<br />
z´<br />
M v<br />
xy<br />
y´<br />
M 0<br />
v<br />
Mxy(t<br />
t = T2<br />
M xy (t): transversale Magnetisierung zur Zeit t<br />
M 0 : longitudinale Magnetisierung<br />
T2: T2-Relaxationszeit (Zeit, zu der die transversale Magnetisierung<br />
auf 37% ihres Wertes nach der Anregung abgefallen ist)<br />
Magnetresonanztomographie<br />
)<br />
M<br />
v<br />
gewebeabhängig!<br />
2<br />
0 T<br />
−t<br />
xy( t)<br />
M e<br />
= v<br />
t
ω v<br />
18<br />
0<br />
x´<br />
z´<br />
Mxy v<br />
e<br />
<strong>MR</strong>-Signal<br />
ω 0<br />
v<br />
T<br />
t<br />
2*<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Die transversale Magnetisierung<br />
präzediert in der xy-Ebene und<br />
induziert in der Empfangsspule<br />
eine Spannung:<br />
FID (free induction decay)<br />
− im realen, inhomogenen Magnetfeld:<br />
T2*- statt T2-Relaxation<br />
zusätzliche Spindephasierung durch<br />
makroskopische<br />
Magnetfeldinhomogenitäten<br />
T2* abhängig vom Magneten
19<br />
Schnittebenen und Koordinaten in der<br />
klinischen Bildgebung<br />
rechts<br />
links<br />
anterior<br />
Magnetresonanztomographie<br />
posterior<br />
inferior<br />
superior<br />
= Transversal
<strong>für</strong> eindeutige Ortzuordnung der <strong>MR</strong>-Signale im 3-dimensionalen Raum<br />
Ortkodierung<br />
20<br />
-1.0 m<br />
Bildgebung<br />
B 0 +20 mT<br />
B 0<br />
B 0 -20 mT<br />
Magnetresonanztomographie<br />
G z<br />
(= 20 mT/m)<br />
+1.0 m<br />
Gradient G: Magnetfeld, dessen Stärke sich linear mit dem Ort ändert.<br />
3 senkrecht zueinander stehende Gradienten<br />
z
Schichtauswahlgradient Gs (z.B. Gz <strong>für</strong> eine transversale Schicht in xy)<br />
Schaltung mit der Frequenzbandbreite Δω Δω während der Anregung:<br />
21<br />
Schichtauswahlgradient (2D)<br />
B = B0 + B1z ωz = γ B0 + γ B1z Anregung der Spins nur innerhalb Schichtdicke Δz<br />
Δω<br />
Δω<br />
ω<br />
Δz<br />
Magnetresonanztomographie<br />
G s = G z<br />
z
Phasenkodiergradient G ϕ (z.B. G y )<br />
Schaltung zwischen Anregung und Signalauslesen:<br />
Phase der Spins ϕ y abhängig vom Ort y<br />
„Phasengedächtnis“ der Spins nach dem Abschalten des Gradienten.<br />
22<br />
Phasenkodiergradient (2D)<br />
G ph = G y<br />
y<br />
y 5 ϕ 5<br />
y 4 ϕ 4<br />
y 3 ϕ 3<br />
y 2 ϕ 2<br />
y 1 ϕ 1<br />
. . . . .<br />
. . . . .<br />
. . . . .<br />
. . . . .<br />
. . . . .<br />
ω 1 ω 2 ω 3 ω 4 ω 5<br />
x 1 x 2 x 3 x 4 x 5<br />
Magnetresonanztomographie<br />
x
23<br />
Frequenzkodiergradient (2D)<br />
Auslese- oder Frequenzkodiergradient G r (z.B. G x )<br />
Schaltung während des Signalauslesens:<br />
Sendefrequenzen ω x der Spins abhängig vom Ort x<br />
y<br />
. . . . .<br />
. . . . .<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
ω 1 ω 2 ω 3 ω 4 ω 5<br />
x 1 x 2 x 3 x 4 x 5<br />
Magnetresonanztomographie<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
.<br />
x<br />
G r = G x
24<br />
Bildgebung 3D<br />
1. Anregung des gesamten Bildvolumens<br />
2. Schaltung der Phasengradienten Gz und Gy<br />
zwischen Anregung und Signalauslesen.<br />
3. Schaltung des Lesegradienten Gx während des<br />
Signalauslesens.<br />
Magnetresonanztomographie
Anregung<br />
Auslesen<br />
Schichtdicke<br />
Auflösung<br />
Ortkordierung<br />
G s , G ph , G r = Scheiben-, Phasen-, bzw. Lesegradient<br />
25<br />
2D / 3D - Bildgebung<br />
2D<br />
• einzelne Schicht<br />
• einzelne Schicht<br />
• max. 2 mm<br />
• nicht isotrop<br />
• G s, G ph, G r<br />
Magnetresonanztomographie<br />
3D<br />
• gesamtes Volumen<br />
• einzelne Schicht<br />
• < 1 mm<br />
• isotrop<br />
• G s (als G ph), G ph, G r<br />
Signal-to-Noise-Ratio S/N<br />
Messzeit
Rohdatenbild<br />
Frequenzraum „k-Raum“<br />
26<br />
FT<br />
Bildrekonstruktion<br />
<strong>MR</strong>-Bild<br />
Ortraum<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Rückprojektion<br />
Lauterbur PC, Nature 1973; 242: 190<br />
Fourier-Transformation
90°-Puls<br />
27<br />
x´<br />
Pulssequenzen: Spinecho (SE)<br />
z´<br />
t = 0<br />
y´<br />
x´<br />
T2*-Relaxation<br />
z´<br />
y´<br />
0 < t < TE/2<br />
180°-Puls<br />
x´<br />
z´<br />
t = TE/2<br />
Magnetresonanztomographie<br />
y´<br />
x´<br />
z´<br />
t = TE<br />
Spinecho<br />
y´
28<br />
HF<br />
G s<br />
G ph<br />
G r<br />
<strong>MR</strong>-Signal<br />
Pulssequenzen: Spinecho (SE)<br />
90° 180°<br />
FID ECHO<br />
Echozeit TE<br />
Repetitionszeit TR<br />
Magnetresonanztomographie
90° 180°<br />
29<br />
Pulssequenzen: Multislice SE<br />
TE<br />
Schicht 1<br />
90° 180°<br />
TE 90° 180°<br />
TR<br />
Schicht 2<br />
TE<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Schicht 3<br />
Schicht 1<br />
90° 180°<br />
TE
30<br />
Pulssequenzen: Schnelles Spinecho<br />
K-Raum<br />
FSE, TSE<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Mehrere 180°Pulse, deren<br />
Echos unterschiedlich<br />
phasenkodiert werden<br />
Deutlich kürzere Messzeiten als<br />
mit der SE-Technik
α<br />
31<br />
TE<br />
Pulssequenzen Gradientenecho<br />
TR<br />
FLASH, SPGR<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Anregung mit Flipwinkel<br />
α < 90°<br />
Gradientenumkehr statt 180°-Puls<br />
Kürzere Messzeit als SE-Technik<br />
3D-Bildgebung<br />
Höhere Anfälligkeit <strong>für</strong><br />
Suszeptibilitätsartefakte
32<br />
Messzeit<br />
Voxelgröße<br />
Signal-Rauschen<br />
Bildqualität<br />
T =<br />
TR<br />
V<br />
=<br />
FOV<br />
SD × N<br />
S / N ≈ V Nph<br />
Nac<br />
BW<br />
S / N ≈<br />
TR<br />
N<br />
Magnetresonanztomographie<br />
ph N N<br />
X X ac(X<br />
part<br />
r × Nph<br />
)<br />
−1
Gewebeparameter<br />
Protonendichte PD,<br />
T1-Relaxationszeit*,<br />
T2-Relaxationszeit*<br />
Pulssequenz<br />
Scanparameter<br />
Repetitionszeit TR,<br />
Echozeit TE,<br />
Fettunterdrückung,<br />
Flipwinkel, Echozuglänge, ...<br />
Signalverhalten<br />
* durch Kontrastmittel beeinflussbar<br />
33<br />
Magnetresonanztomographie
34<br />
Gewebeparameter *<br />
Gewebe T 1 (s) T 2 (ms)<br />
Liquor 0.8 - 20 110 - 2000<br />
Weisse Substanz 0.76 - 1.08 61-100<br />
Graue Substanz 1.09 - 2.15 61 - 109<br />
Hirnhaut 0.5 - 2.2 50 - 165<br />
Muskel 0.95 - 1.82 20 - 67<br />
Fett 0.2 - 0.75 53 - 94<br />
*bei 1.5 Tesla<br />
Fletcher LM et al, Magnetic Resonance in Medicine 1993; 29: 623-630<br />
Magnetresonanztomographie
v<br />
Mz(t<br />
)<br />
35<br />
Betonungen in der SE-Technik<br />
Kurze T1<br />
Lange T1<br />
v<br />
Mxy(t<br />
)<br />
Kurze T2<br />
TR TE<br />
S = PD (1 - e -TR/T1 ) e -TE/T2<br />
Protonendichte-Betonung TR >>T1, TE T1, TE T2<br />
Magnetresonanztomographie<br />
≈<br />
Lange T2<br />
≈
Betonung<br />
TR<br />
TE<br />
signalreich<br />
signalarm<br />
36<br />
Betonungen in der SE-Technik<br />
T1<br />
400-600<br />
10-20<br />
Gewebe mit kurzer<br />
T1: Fett, weisse<br />
Substanz<br />
Gewebe mit langer<br />
T1: Flüssigkeit,<br />
Liquor<br />
T2<br />
2000-3000<br />
70-120<br />
Gewebe mit langer<br />
T2: Flüssigkeit,<br />
Liquor<br />
Gewebe mit kurzer<br />
T2: Muskel<br />
Magnetresonanztomographie<br />
PD<br />
2000-3000<br />
10-20<br />
Gewebe mit hoher<br />
PD: Fett<br />
Gewebe mit<br />
niedriger PD
Anwendungsbeispiel: Infarktdiagnostik<br />
37<br />
Magnetresonanztomographie
38<br />
Anwendungsbeispiel: Cardiac <strong>MR</strong>I<br />
Larson AC et al. , Magnetic Magnetresonanztomographie<br />
Resonance in Medicine 2004; 51(1): 93-102
39<br />
Anwendunsbeispiel:Gelenke<br />
SE (1500 / 20), scan time 13 min GRE (400 / 7,5 / 75°), scan time 3 min<br />
2.4 T, SD 1 mm, 150 x 75 µm<br />
Hodgson RJ et al., Investigative Radiology 1995, 30(9): 522-531<br />
Magnetresonanztomographie
40<br />
Anwendungsbeispiel: Gelenke<br />
FSE FSE + FS<br />
Verbesserung des Bildkontrastes durch Fettunterdrückung.<br />
<strong>MR</strong>I of the musculoskeletal system, TH Berquist ed.<br />
Magnetresonanztomographie
Anwendungsbeispiel: Tumordiagnostik<br />
41<br />
pre KM<br />
4:01 post KM<br />
Leberhämangiom (2D GRE, T1, KM-Anflutung)<br />
Magnetresonanztomographie<br />
2:24 post KM<br />
4:33 post KM
42<br />
<strong>MR</strong>-Kontrastmittel<br />
Paramagnetische Ionen beschleunigen Relaxationsprozesse benachbarter<br />
Protonen durch das starke magnetische Moment ihrer ungepaarten<br />
Elektronen<br />
Verkürzung der T1-Relaxation<br />
Aufgrund ihrer Toxizität werden paramagnetische Ionen, z.B. Gd 3+ , Mn 2+<br />
chelatisiert<br />
GdDTPA (Magnevist) negativ geladen<br />
ProHance, Omniscan ungeladen<br />
Eine neue Klasse von <strong>MR</strong>T-Kontrastmitteln, USPIO (ultrasmall<br />
superparamagnetic iron oxide)<br />
Verkürzung der T2-Relaxation<br />
Magnetresonanztomographie
43<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Anwendungsbeispiel:<br />
f<strong>MR</strong>I<br />
BOLD blood oxigenation level<br />
dependent<br />
Baudewig J et al., Magnetic Resonance<br />
<strong>Imaging</strong> 2003, 21(10): 1121-1130
44<br />
Anwendungsbeispiel: Angiographie<br />
Aorta und Nieren Herzkranzgefäße<br />
De Koning PJH, <strong>MR</strong>M 2004, 50(6):1189-1198<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Huber ME, <strong>MR</strong>M 2003, 49(1): 115-121
Anwendungsbeispiele: Spektroskopie<br />
1 H<br />
Ugurbil K et al.,<br />
<strong>MR</strong>I 2003,<br />
21(10): 1263-<br />
1281<br />
Henry PG et al.,<br />
<strong>MR</strong>M 2004, In<br />
press<br />
45<br />
13 C<br />
Magnetresonanztomographie<br />
31 P<br />
Lei H et al., <strong>MR</strong>M 2003, 49:<br />
199–205.
Risiken:<br />
• Herzschrittmacher, ferromagnetische Gefäßclips, etc.<br />
Kontraindikationen <strong>für</strong> <strong>MR</strong>-Untersuchung!<br />
Nebenwirkungen:<br />
• Anziehung von ferromagnetischen Metallteilen<br />
• Geräusche (durch das Gradientenschalten)<br />
• Schwindel, Erwärmung des Patienten, ...(?)<br />
Grenzwerte <strong>für</strong> B 0, dB/dt, SAR (spezifische Absorptionsrate)<br />
EU: ICNIRP (International Commission on Non-Ionizing Radiation Protection)<br />
USA: FDA<br />
46<br />
...zu Risiken und Nebenwirkungen...<br />
Magnetresonanztomographie
47<br />
Zukunftsperspektiven<br />
• Verbesserung der räumlichen und zeitlichen<br />
Auflösung bei optimaler Bildqualität<br />
z.B. Feldstärke, Gradienten, Spulen<br />
• quantitative <strong>MR</strong>T<br />
z.B. Morphometrie, T1-, T2-Maps, Diffusion,<br />
Perfusion<br />
• nichtinvasive Gefäßdiagnostik (<strong>MR</strong>-Angiographie)<br />
<strong>für</strong> alle Gefäßregionen<br />
• dynamische Studien<br />
z.B.: Kontrastmittelakkumulation<br />
• funktionelle Studien<br />
z.B.: Herzbewegung, Hirnaktivität<br />
• Molecular <strong>Imaging</strong><br />
• <strong>MR</strong>T-gesteuerte und -überwachte Intervention<br />
z.B.: Biopsie<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Ganzkörperscan Siemens Avanto<br />
TIM (total imaging matrix)
48<br />
Literatur: www.cis.rit.edu/htbooks/mri<br />
Magnetresonanztomographie
49<br />
T2 Messung<br />
Magnetresonanztomographie
Pulssequenz: Inversion Recovery (IR)<br />
S = PD ((1 - 2e -TI/T1 ) + e -TR/T1 ) e -TE/T2<br />
TI = T 1 ln2<br />
50<br />
T1-Messung<br />
Magnetresonanztomographie<br />
Inversion Delay<br />
0.05 s 0.15 s 0.3 s 0.5 s<br />
0.8 s 1.2 s 1.6 s 2.0 s
Magnetisierungstransfer (MT)-<strong>Imaging</strong><br />
• Knorpel zeigt einen starken MT-Effekt.<br />
• Der MT-Quotient beschreibt diesen Effekt quantitativ.<br />
51<br />
Magnetresonanztomographie
Change language