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Quelle:Aho/Diestel 2008

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Angaben zur Quelle [Bearbeiten]

Autor     Leif Diestel
Titel    Wertigkeit der kernspintomographischen, diffusionsgewichteten Magnetresonanztomographie (DWI - EPI - MRI) in der Diagnostik primärer tumoröser Erkrankungen der Glandula Parotidea
Ort    Hamburg
Jahr    2008
Anmerkung    Dissertation Universität Hamburg
URL    http://ediss.sub.uni-hamburg.de/volltexte/2008/3868/pdf/Dissertation.pdf

Literaturverz.   

nein
Fußnoten    nein
Fragmente    3


Fragmente der Quelle:
[1.] Aho/Fragment 038 07 - Diskussion
Zuletzt bearbeitet: 2014-03-27 17:52:00 Guckar
Aho, Diestel 2008, Fragment, Gesichtet, KomplettPlagiat, SMWFragment, Schutzlevel sysop

Typus
KomplettPlagiat
Bearbeiter
Hindemith
Gesichtet
Yes.png
Untersuchte Arbeit:
Seite: 38, Zeilen: 7-31
Quelle: Diestel 2008
Seite(n): 21, Zeilen: 1ff
2.5.5 Grundlagen der diffusionsgewichteten MRT-Bildgebung

Menschliches Gewebe besteht zu einem hohen Prozentsatz aus Wasser. Die Wassermoleküle, die das MR-Signal liefern, führen mikroskopische Zufallsbewegungen (Braunsche Molekularbewegung) aus, deren Geschwindigkeit und Richtung sich beim Zusammentreffen zweier Moleküle ändert. Dies gilt auch für Moleküle, die einen längeren Weg zurückgelegt haben. Zu nennen sind in diesem Zusammenhang aber auch die Perfusion des Mikrogefäßsystems und Diffusionsvorgänge an der Zellmembran (Tomczak et al., 2000). Überwiegend findet die gemessene Molekülbewegung im Extrazellularraum statt. Hier beeinflussen vor allem die Parameter Temperatur, Zusammensetzung des Extrazellularraums und die Hydratation des Gewebes die Diffusion (Fiebach und Schellinger, 2003). Grundsätzlich stören diese Effekte das MRT-Bild durch verringerte Signalintensitäten, jedoch lässt sich die Diffusion auch als wesentlicher Bestandteil zur Bildgebung verwenden. Durch die Kombination diffusionsgewichteter MRT-Aufnahmen mit EPI-Sequenzen (Echo-Planar-Imaging) wird erreicht, dass die Aufnahmezeiten gering gehalten werden können (ca. 60 ms) mit dem Vorteil der geringeren Empfindlichkeit gegenüber Bewegungen aller Art (Uhlenbrock, 1996). Durch einen bipolaren Gradientenpuls, der bis zu 100 ms dauern kann, wird eine durch Diffusion bedingte Dephasierung ermöglicht (Tomczak et al., 2000). Diffusionsgewichtete Sequenzen werden durch die Ergänzung von Diffusionsgradienten in Spinecho-Sequenzen erzeugt (Abb. 8). Dafür wird zwischen der Hochfrequenzanregung und der Datenauslese ein bipolares Gradientenpaar eingefügt. Es entsteht ein niedrigeres Bildsignal, wenn sich die Wassermoleküle im Zeitintervall zwischen den Gradientenschaltungen bewegen und ihre Spins dephasieren (a).

2.5 Grundlagen der diffusionsgewichteten MRT-Bildgebung

Menschliches Gewebe besteht zu einem hohen Prozentsatz aus Wasser. Die Wassermoleküle, die das MR - Signal liefern, führen mikroskopische Zufallsbewegungen (Braunsche Molekularbewegung) aus, deren Geschwindigkeit und Richtung sich beim Zusammentreffen zweier Moleküle ändert. Dies gilt auch für Moleküle, die einen längeren Weg zurückgelegt haben. Zu nennen sind in diesem Zusammenhang aber auch die Perfusion des Mikrogefäßsystems und Diffusionsvorgänge an der Zellmembran [23]. Überwiegend findet die gemessene Molekülbewegung im Extrazellularraum statt. Hier beeinflussen vor allem die Parameter Temperatur, Zusammensetzung des Extrazellularraums und die Hydratation des Gewebes die Diffusion [24]. Grundsätzlich stören diese Effekte das MRT - Bild durch verringerte Signalintensitäten, jedoch lässt sich die Diffusion auch als wesentlicher Bestandteil zur Bildgebung verwenden. Durch die Kombination diffusionsgewichteter MRT - Aufnahmen mit EPI - Sequenzen (Echo- Planar-Imaging) wird erreicht, dass die Aufnahmezeiten gering gehalten werden können, ca 60 ms, mit dem Vorteil der geringeren Empfindlichkeit gegenüber Bewegungen aller Art [25]. Durch einen bipolaren Gradientenpuls, der bis zu 100 ms dauern kann, wird eine durch Diffusion bedingte Dephasierung ermöglicht [23]. Diffusionsgewichtete Sequenzen werden durch die Ergänzung von Diffusionsgradienten in Spin - Echo Sequenzen erzeugt. Dafür wird zwischen der Hochfrequenzanregung und der Datenauslese ein bipolares Gradientenpaar eingefügt. Es entsteht ein niedrigeres Bildsignal, wenn sich die Wassermoleküle im Zeitintervall zwischen den Gradientenschaltungen bewegen und ihre Spins dephasieren. (Abb. 6 a)


23. Tomczak R, Krämer S, Fleiter T, Schütz A, Görich J, Brambs HJ. Diffusion und Perfusion: Grundlagen und klinische Anwendung. Röntgenpraxis 1999; 52:361-370.

24. Fiebach JB, Schellinger PD. Modern magnetic resonance techniques with stroke. Radiologe 2003; 43:251-264.

25. Uhlenbrock D. MRT und MRA des Kopfes, Indikationsstellung - Wahl der Untersuchungsparameter - Befundinterpretation. Thieme, Stuttgart New York, 1996:16-19.

Anmerkungen

Ein Verweis auf die Quelle fehlt.

Sichter
(Hindemith), Guckar

[2.] Aho/Fragment 039 01 - Diskussion
Zuletzt bearbeitet: 2014-03-27 17:53:14 Guckar
Aho, Diestel 2008, Fragment, Gesichtet, SMWFragment, Schutzlevel sysop, Verschleierung

Typus
Verschleierung
Bearbeiter
Hindemith
Gesichtet
Yes.png
Untersuchte Arbeit:
Seite: 39, Zeilen: 1-12 (komplett)
Quelle: Diestel 2008
Seite(n): 21, 22, Zeilen: 21: letzte Zeilen; 22: 1ff
[Eine hohe Signalintensität geht] hingegen von stationären Molekülen aus, bei denen die Diffusionsgradienten zu einer Fokussierung der Spins führen (b) (Fiebach und Schellinger, 2003).

39a diss Aho.png

Abb. 8: Entstehung der Diffusionssequenz durch Einfügung zweier Diffusionsgradienten in eine Spinecho–Sequenz (aus Fiebach u. Schellinger, 2003)

Die Diffusionssensitivität (b-Wert) beschreibt die Abschwächung des MR–Signals durch eine gegebene Diffusionsgradientenstärke. Sie hat die Einheit sec/mm2 und wird mit der folgender Formel errechnet:

b = γ2 G2 δ2 (_ - δ / 3)

γ = gyromagnetische Verhältnis,

G = Amplitude der Diffusionsgradienten,

δ = Länge der Gradientenpulse,

_ = Länge des Zeitintervalls zwischen den Gradientenpulsen.

Eine hohe Signalintensität geht hingegen von stationären Molekülen aus, bei denen die Diffusionsgradienten zu einer Fokussierung der Spins führen (Abb. 6 b) [24].

[Seite 22]

39a source Aho.png

Abbildung 6: Entstehung der Diffusionssequenz durch Einfügung zweier Diffusionsgradienten in eine Spin - Echo - Sequenz. Erklärung im Text. Entnommen aus Fiebach, Moderne Kernspintechniken beim Schlaganfall, Radiologe 2003; 43:251-264

Die Diffusionssensivität (b - Wert) beschreibt die Abschwächung des MR - Signals durch eine gegebene Diffusionsgradientenstärke. Er berechnet sich mit nachfolgender Formel und hat die Einheit s/mm2.

b = γ2 G2 δ2 (Δ - δ / 3)

Hierbei ist (γ) das gyromagnetische Verhältnis, (G) die Amplitude der Diffusionsgradienten, (δ) die Länge der Gradientenpulse und (Δ) die Länge des Zeitintervalls zwischen den Gradientenpulsen.


24. Fiebach JB, Schellinger PD. Modern magnetic resonance techniques with stroke. Radiologe 2003; 43:251-264.

Anmerkungen

Ein Verweis auf die Quelle fehlt.

Sichter
(Hindemith), Guckar

[3.] Aho/Fragment 040 01 - Diskussion
Zuletzt bearbeitet: 2014-03-27 17:57:11 Guckar
Aho, Diestel 2008, Fragment, Gesichtet, SMWFragment, Schutzlevel sysop, Verschleierung

Typus
Verschleierung
Bearbeiter
Hindemith
Gesichtet
Yes.png
Untersuchte Arbeit:
Seite: 40, Zeilen: 1-22
Quelle: Diestel 2008
Seite(n): 22, 23, Zeilen: 22: 7ff; 23: 1ff
Der Signalabfall bei einem zugewiesenen b-Wert lässt sich durch nachfolgende Gleichung errechnen, dabei ist S die Signalintensität bei festgelegtem b-Wert und S0 die Signalintensität ohne Diffusionswichtung (Susumu und Barker, 1999; Habermann et al., 2005):

S / S0 = e - γ2 G2 δ2 (_ - δ / 3) ADC

= e – b ADC

Durch die Messung der Diffusion mit unterschiedlichen b-Werten bestimmt man den apparenten Diffusionskoeffizienten (ADC - apparent diffusion coefficient). Der T2-Effekt, welcher in den Diffusionssequenzen miterfasst wurde, wird auf diese Weise eliminiert. Der ADC-Wert wird mit der Einheit mm²/s angegeben (Fiebach und Schellinger, 2003).

Ein hoher ADC-Wert bedeutet eine hohe Diffusionsgeschwindigkeit mit hohem Signalabfall und geringe Signalintensität. Ein niedriger ADC-Wert entspricht demzufolge einer niedrigen Diffusionsgeschwindigkeit und niedrigem Signalabfall mit hoher Signalintensität.

Mit dem Begriff „Diffusion“ wurde im vorangegangenen Text eine isotrope Diffusion angenommen, also eine von der Raumachse unabhängige Bewegung. Zu erwähnen ist hingegen auch die anisotrope Diffusion, bei der die Wassermoleküle entlang der Längsachse einer Struktur, z.B. eines Axons, gerichtet diffundieren. Um klinisch relevante Diffusionsstörungen ausschließen zu können, sollten Diffusionsgradienten in mindestens drei Raumrichtungen eingesetzt werden (Tomczak et al., 2000; Fiebach et al., 2003).

Der Signalabfall bei einem zugewiesenem [sic] b - Wert lässt sich durch nachfolgende Gleichung errechnen, dabei ist (S) die Signalintensität bei festgelegtem b - Wert und (S0) die Signalintensität ohne Diffusionswichtung [1,26].

S / S0 = e -γ2 G2 δ2 (Δ - δ / 3) ADC

= e – b ADC

Durch die Messung der Diffusion mit unterschiedlichen b - Werten bestimmt man den apparenten Diffusionskoeffizienten (ADC - apparent diffusion coefficient). Der T2 - Effekt, welcher in den Diffusionssequenzen miterfasst wurde, wird auf diese Weise eliminiert. Der ADC - Wert wird mit der Einheit mm2/s angegeben [24].

[Seite 23]

hoher ADC-Wert - hohe Diffusionsgeschwindigkeit - hoher Signalabfall - geringe Signalintensität

niedriger ADC-Wert - … - hohe Signalintensität

Mit dem Begriff „Diffusion“ wurde im vorangegangenen Text eine isotrope Diffusion angenommen, also eine von der Raumachse unabhängige Bewegung. Zu erwähnen ist hingegen auch die anisotrope Diffusion, bei der die Wassermoleküle entlang der Längsachse einer Struktur, z.B. eines Axons, gerichtet diffundieren. Um klinsch [sic] relevante Diffusionsstörungen ausschließen zu können, sollten Diffusionsgradienten in mindestens drei Raumrichtungen eingesetzt werden [23,24].


1. Susumu Mori, Barker PB. Diffusion Magnetic Resonance Imaging: Its Principle and Applications. New Anatomical Record 1999; 257:102-109.

23. Tomczak R, Krämer S, Fleiter T, Schütz A, Görich J, Brambs HJ. Diffusion und Perfusion: Grundlagen und klinische Anwendung. Röntgenpraxis 1999; 52:361-370.

24. Fiebach JB, Schellinger PD. Modern magnetic resonance techniques with stroke. Radiologe 2003; 43:251-264.

26. Habermann CR, Gossrau P, Graessner J, et al. Diffusion-weighted echo planar MRI: a valuable tool for differentiating primary parotid gland tumors? Fortschr Roetgenstr, 2005;177:940-945.

Anmerkungen

Ein Verweis auf die Quelle fehlt.

Man beachte, dass die Formel sowohl in der Quelle, als auch in kopierter Form in der untersuchten Arbeit durch das nicht Hochstellen von Exponenten auf unterschiedliche Weise schwer zu interpretieren ist.

Sichter
(Hindemith), Guckar

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