Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II ... · Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II (Magnetresonanztomographie) (Physik in der Medizin) SS 2018

Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II

(Magnetresonanztomographie)

(Physik in der Medizin)

SS 2018

PD Dr.rer.nat. Wolfgang R. Nitz, Dipl.-Ing., Dipl.-Phys.

1. Vorlesungsstunde – Einführung und Überblick ..............................................71.01 Zur Person des Dozenten .....................................................................71.02 Zur Vorlesung ......................................................................................71.03 Literatur ...............................................................................................71.04 Vorlesungsstunde #1 – Übersicht (Vorlesung und Modalitäten) .........71.05 Vorlesungsstunde #2 – Historisches und Grundlagen der NMR..........81.06 Vorlesungsstunde #3 – Historisches und Grundlagen der MRT ..........81.07 Vorlesungsstunde #4 – Die „MRT-Bildgebungssequenz“ ...................81.08 Vorlesungsstunde #5 – Berechnung einer MRT-Bildgebungssequenz 81.09 Vorlesungsstunde #6 – Systemkomponenten eines MRT ....................91.10 Vorlesungsstunde #7 – Sicherheitsaspekte in der MRT .......................91.11 Vorlesungsstunde #8 – Sicherheit von Implantaten in der MRT .........91.12 Vorlesungsstunde #9 – Patientenbelastung in der MRT ......................91.13 Vorlesungsstunde #10 – Bildkontrastberechnungen (SE) .................. 101.14 Vorlesungsstunde #11 – Bildkontrastberechnungen (GRE, SSFP) .... 101.15 Vorlesungsstunde #12 – Grundlagen der MR Angiografie ................ 101.16 Vorlesungsstunde #13 – DWI, DTI, PI .............................................. 10

2. Vorlesungsstunde – Modalitäten und Indikationen ...................................... 112.1 Modalitätsüberblick und Grundprinzipien ............................................. 112.2 Indikationen – Welche Modalität für welche Erkrankung? ................... 142.3 NMR Historie und Grundlagen .............................................................. 16

2.3.1 Postulierung und experimenteller Nachweis des Kernspins ......... 172.4 Vom Kernspin zur Kernmagnetisierung ................................................ 182.5 Die Magnetresonanz .............................................................................. 192.6 Die phänomenologische Bloch Gleichung ............................................. 202.7 Die Relaxationsprozesse ........................................................................ 21

2.7.1 Die T2-Relaxation ......................................................................... 212.7.2 Die T1-Relaxation ......................................................................... 212.7.3 Die „BPP“-Theorie ....................................................................... 22

3.1 Die Anwendung der NMR in der Medizin ............................................. 233.2 Die Bestimmung der T1-Relaxationszeit ............................................... 233.3 Die Entdeckung des Spin-Echos ............................................................ 233.4 Die magnetische Suszeptibilität – und T2* ............................................ 243.5 Die Bestimmung der T2-Relaxationszeit ............................................... 253.6 Die Einführung des Diffusionsterms ...................................................... 263.7 Die Carr-Purcell (CP) Pulse Sequence ................................................... 263.8 Die Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG) Pulse Sequence .................... 263.9 Die räumliche Kodierung ....................................................................... 26

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2018 PD Dr. Wolfgang R. Nitz Version v10

4. Vorlesungsstunde: Patientenbelastung in der MRT .................................... 294.1 Die SAR-Belastung des Patienten ..................................................... 294.2 Der SAR-Monitor.............................................................................. 304.3 Die PNS – die periphere Nervenstimulation ..................................... 314.4 Magnetfeld-„Empfindungen“ ............................................................ 32

5. Vorlesungsstunde – Bildgebungssequenz ...................................................... 335.1 Gewebespezifische Parameter ............................................................... 335.2 Die MR Bildgebung .............................................................................. 34

5.2.1 Die Magnetfeldgradientenspule .................................................... 345.2.2 Die schichtselektive Anregung ...................................................... 355.2.3 Die Frequenzkodierung ................................................................. 365.2.4 Die Phasenkodierung..................................................................... 385.2.5 Die Bildgebungssequenz ............................................................... 385.2.6 Der k-Raum ................................................................................... 39

6. Vorlesungsstunde – Berechnung einer Bildgebungssequenz ....................... 436.1 Die schichtselektive Anregung .............................................................. 436.1.1 Amplituden für den Schichtselektionsgradienten .............................. 436.1.2 Berechnung des HF Pulses ................................................................ 436.1.3 Gradientenrampenzeiten.................................................................... 456.1.4 Timing ............................................................................................... 456.2 Die Frequenzkodierung ......................................................................... 46

6.2.1 Länge des Datenakquisitionsfensters ............................................ 466.2.2 Gradientenrampenzeiten ................................................................ 486.2.3 Timing ........................................................................................... 48

6.3 Die Phasenkodierung ............................................................................ 486.3.1 Das Amplitudenzeitintegral ........................................................... 486.3.2 Gradientenrampenzeiten ................................................................ 49

6.4 MPG – Das Medizinproduktegesetz ...................................................... 496.5 SDE – Sequence Development Environment ........................................ 49

6.5.1 IDEA – Integrated Development Environment for Applications . 496.5.2 ICE – Image Calculation Environment ........................................ 53

7. Die MR Sequenzfamilie (Übersicht) ........................................................ 557.1 CSE – die konventionelle Spin-Echo-Sequenz ................................. 557.2 GRE – die Gradienten-Echo-Sequenz ............................................... 557.3 TSE, FSE – die Multi-Echo Spin-Echo-Sequenzen .......................... 567.4 SPACE, CUBE, VISTA .................................................................... 567.5 FLAIR – die FLuid-Attenuated Inversion Recovery ......................... 577.6 TIR – die phasensensitive IR-TSE .................................................... 577.7 STIR – die Fettunterdrückungstechnik .............................................. 577.8 RESTORE, DRIVE, FRFSE – die TSE mit Flip-Back-Puls ............. 577.9 MP-RAGE – T1-W 3D-GRE ............................................................ 587.10 CISS – Constructive Interference Steady State ................................. 587.11 HASTE – Half Fourier Acquired Single Shot TSE ........................... 587.12 DW-SE-EPI – die diffusionsgewichtete EPI ..................................... 587.13 FLASH, FISP, DESS, CISS, trueFISP .............................................. 597.14 VIBE – die 3D GRE mit Volumeninterpolation ............................... 597.15 GRE – In-Phase, Opposed-Phase Bildgebung ................................... 597.16 TSE – in der abdominellen Bildgebung ............................................ 597.17 MRCP – Magnetresonanzcholangiopankreatographie ...................... 607.18 trueFISP – die „wahre“ FISP ............................................................ 607.19 TFL – die turboFLASH ..................................................................... 607.20 MEDIC – Multi-Echo Data Image Combination .............................. 607.21 FISP – Fast Imaging with Steady-state Precession ........................... 617.22 TGSE, GRASE – die Gradienten- und Spin-Echo Sequenz .............. 617.23 Herstellerspezifische Akronyme ....................................................... 61

Universität Regensburg, Fakultät für Physik, Masterstudiengang, Ergänzungsfach „Physik in der Medizin“Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II - Magnetresonanztomographie

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8. Vorlesungsstunde – Hardware ........................................................................ 638.1 Magnet-Technologie .......................................................................... 63

8.1.1 Magnetfeldstärke ............................................................................ 648.1.2 Magnetdesign ................................................................................. 67

8.2 Magnetfeldgradienten-Technologie ................................................... 678.3 HF-Spulentechnologie ....................................................................... 69

8.3.1 PAT – parallele Akquisitionstechniken ......................................... 708.3.1.1 mSENSE – modified SENSitivity Encoding ............................... 708.3.1.2 GRAPPA – GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition 70

8.3.2 Die Kanalapokalypse ..................................................................... 718.3.3 TX-Arrays ...................................................................................... 71

9. Vorlesungsstunde: Sicherheitsrelevante Aspekte in der MRT .................... 739.1 Statisches Magnetfeld B0 – Anziehungskräfte ................................... 749.2 Statisches Magnetfeld B0 – Torsionskräfte ........................................ 749.3 Quench – Flüssigkeiten und Gase ...................................................... 759.4 Wechselwirkung von B0 und ∠B0 mit Implantaten ............................ 759.5 Wechselwirkung mit HF .................................................................... 77

9.5.1 EKG-Elektroden ........................................................................... 779.5.2 Hüftgelenksimplantate .................................................................. 779.5.3 Menschliche Stromschleifen .......................................................... 779.5.4 Tätowierungen und permanentes Makeup ..................................... 78

9.6 Wechselwirkung von B0 und HF mit Implantaten ............................. 789.6.1 Herzschrittmacher ............................................................................... 789.6.2 Neurostimulatoren .............................................................................. 799.6.3 Cochlear Implantate ............................................................................ 799.6.4 Gefäßprothesen (Stents) ...................................................................... 809.6.5 Mechanische Kontrazeptiva ................................................................ 809.6.6 Zahnspangen und Fixierplättchen ....................................................... 809.6.7 Körperschmuck ................................................................................... 80

10. Vorlesungsstunde: Patientengefährdung in der MRT ................................ 8110.1 Die Geräuschkulisse – der Lärm – das Knattern ................................ 8110.2 Die NSF – die Nephrogene Systemische Fibrose .............................. 82

11. Vorlesungsstunde – Bildkontrastberechnungen (SE, IR) ........................... 8311.1 „Elementare“ Bildgebungssequenzen ................................................ 83

11.1.1 Spin-Echo- versus Gradienten-Echo-Sequenzen (SE, GRE) .... 8311.1.2 Das Sequenzklassifizierungsschema ......................................... 8311.1.3 Die Multi-Echo-Spin-Echo-Sequenz......................................... 8311.1.4 Die “schnelle” Spin-Echo-Sequenz (TSE, FSE) ....................... 84

11.3 Bildkontraste der SE - Sequenz ......................................................... 8511.3.1 Die PD - Wichtung .................................................................... 8511.3.2 Die T1 - Wichtung ..................................................................... 8511.3.3 Die T2 - Wichtung ..................................................................... 86

11.4 Die SE – Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung .................. 8611.4.1 Die Fettsättigung ....................................................................... 8611.4.2 Die STIR ................................................................................... 8611.4.3 Die FLAIR ................................................................................ 8711.4.4 Signalverlauf der IR – Sequenz ................................................. 87

11.5 Die TSE – Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung ................ 9311.5.1 Die TIR ..................................................................................... 9311.5.2 Die TIRM (turboFLAIR) .......................................................... 9311.5.3 Die RESTORE, DRIVE, FR-FSE ............................................. 9411.5.4 Die SPACE, CUBE, VISTA ..................................................... 94

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11. Vorlesungsstunde – Kontrastberechnungen (GRE, SSFP)........................ 9511.1 “FLASH – fast low angle shot” oder “spoiled GRE” ........................ 95

11.1.1 FLASH – Signalverhalten ........................................................ 9611.1.2 Der “Ernst-Winkel” .................................................................. 9711.1.3 Low-Angle T2-W Bildgebung ................................................. 9911.1.4 Von der 2D- zur 3D-Bildgebung .............................................. 9911.1.5 In-Phase und Opposed-Phase Bildgebung ................................ 99

11.2 “FISP – fast imaging with steady precession” ................................ 10011.3 “trueFISP – true fast imaging with steady precession” ................... 102

11.3.1 PSIF – die rückwärts ablaufende FISP ................................... 10211.3.2 CISS – constructive interference steady state......................... 10311.3.3 DESS – double echo steady state ........................................... 103

11.4 GREs mit Vorbereitung der Magnetisierung ................................... 10411.4.1 Die turbo-FLASH ................................................................... 10411.4.2 Die MP-RAGE – magnetization prepared rapid acquired gradient echo 104

11.5 Multi-Echo-GREs ........................................................................... 10511.5.1 Die MEDIC – multi echo data image combination ................ 105

11.6 Single-Shot-GREs ........................................................................... 10511.6.1 Die EPI – echo-planar-imaging .............................................. 10511.6.2 Die bEPI – blipped echo-planar-imaging ............................... 10511.6.3 Die sEPI – spiral echo-planar-imaging ................................... 10611.6.4 Die rEPI – radial echo-planar-imaging ................................... 106

11.7 Single-Shot-GREs mit Vorbereitung der Magnetisierung ............... 10611.7.1 Die SE-EPI – spin-echo-echo-planar-imaging ....................... 106

12. Vorlesungsstunde – Grundlagen der MR Angiografie ............................ 10712.1 GMR – Gradient Motion Rephasing in der ToF-MRA ................... 10712.2 MIP – Projektion der maximalen Intensität..................................... 11012.3 MTS – Magnetization Transfer Saturation ...................................... 11112.4 TONE – Tilted Optimized Nonsaturating Excitation ...................... 11112.5 ITN – Interpolation Through Nulling .............................................. 11112.6 PC-MRA – Phase Contrast MR Angiography................................. 11312.7 ceMRA ............................................................................................ 113

12.7.1 ceMRA - Grundprinzip ........................................................... 11312.7.2 ceMRA - Artefakte .................................................................. 11412.7.3 ceMRA – Risiken (NSF) ......................................................... 114

12.8 non-ceMRA ..................................................................................... 11512.8.1 Rephased - Dephased .............................................................. 11512.8.2 Pulmonalangiographie - Triggered but not Labeled ................ 11512.9.3 Aortendissektionen und Aortenisthmusstenosen ..................... 11612.9.4 Nierenarterien – Triggered and Labeled .................................. 116

12.10 FQ – Flußquantifizierung mit MR .................................................. 11712.11 Maxwell – Terme ............................................................................ 11712.12 Koronararterienbildgebung – und T2prep ....................................... 118

13. Vorlesungsstunde – DWI, DTI, PWI ......................................................... 12013.1 DWI – die diffusionsgewichtete Bildgebung .................................. 12013.2 DTI – die Diffusions-Tensor-Bildgebung ....................................... 12413.3 PWI – die perfusionsgewichtete Bildgebung .................................. 12913.4 SWI – die suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung ........................... 13113.5 fMRI – die funktionelle MR Bildgebung ........................................ 132

13.5.1 BOLD – blood oxygenation level-dependent ................................. 13213.5.2 HR – hemodynamic response function .......................................... 13313.5.3 DWI – in der fMRI ........................................................................ 13413.5.4 ASL – in der fMRI ......................................................................... 13413.5.5 T2, T2* – in der fMRI .................................................................... 13513.5.6 Paradigmen – in der fMRI ............................................................. 13513.5.7 Kartierung von Hirnfunktionen ...................................................... 136


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14. Protokollparameter in der MRT ................................................................ 13714.4.1 Parameter – die nicht im relativen SNR dokumentiert sind ..... 138

14.4.1.1 TR ....................................................................................... 13814.4.1.2 TE ....................................................................................... 13914.4.1.3 Distanzfaktor ....................................................................... 14014.4.1.4 Interpolation ........................................................................ 140

14.4.2 Parameter – die im relativen SNR dokumentiert sind .............. 14014.4.2.1 acqn - Anzahl der Mittelungen ........................................... 141

14.4.2.2 d - Schichtdicke ................................................................. 14114.4.2.4 FoVP – das asymmetrische FoV .......................................... 14214.4.2.5 Matb – die Matrixgrösse ...................................................... 14214.4.2.6 Matasym - die asymmetrischen Matrix ................................. 14314.4.2.7 GPPF - „Partial-Fourier“ ..................................................... 14314.4.2.8 GPov - das „Oversampling“ ................................................. 14314.4.2.9 PAT-Faktor ......................................................................... 14414.4.2.10 ETL - Echozuglänge ......................................................... 14414.4.2.11 SNR – Signal-zu-Rausch-Verhältnis (Zusammenfassung) ... 145

17. Stand der Technik ............................................................................... 14717.4 Anwendungsfelder - Applikationen ................................................. 147

17.4.1 Bewegungskorrektur ................................................................ 14717.4.2 Parametrische Bildgebung ....................................................... 148

17.4.2.1 SWI – Die suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung .................. 14817.4.2.2 MapIt – Die farbliche Überlagerung gewebespezifischer Information 14817.4.2.3 REVEAL – Diffusionsgewichtete abdominelle Bildgebung ... 148

17.4.3 ASL – Perfusionsmessung ohne Kontrastmittel ....................... 14917.4.4 TWIST & TRICKS – zeitaufgelöste ceMRA........................... 14917.4.5 MDS – Move During Scan ....................................................... 149

17.5 Hybrid-Technologien ....................................................................... 15017.5.1 MR-PET ................................................................................... 15017.5.2 IGT – Image Guided Therapy .................................................. 152

17.6 Arbeitsflußoptimierung .................................................................... 152

Anhang ................................................................................................................ 1532.2 Vom Atom zum Kernspin .................................................................... 153

2.2.1 Demokrit „Das Atom“ ................................................................ 1532.2.2 Rutherford’sches Streuexperiment .............................................. 1532.2.3 Bohr-Sommerfeld’sche Atommodell .......................................... 1542.2.4 Zeeman-Effekt und Einführung des Elektronenspins ................. 1542.2.4 Stern-Gerlach – Experiment: Beweis der Richtungsquantelung . 155

Referenzen ..................................................................................................... 156

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1. Vorlesungsstunde – Einführung und Überblick

1.01 Zur Person des DozentenDer Dozent, PD Dr.rer.nat. Wolfgang R. Nitz, Dipl.Ing., Dipl.Phys. ist seit 1985 bei der Firma Siemens,Healthcare Sector (seit 2015 Siemens Healthcare GmbH), im Geschäftsbereich Magnetresonanz tätig.Von 1985-2006 war der Dozent in der MR Anwendungsentwicklung tätig und betreut seit 2007 das Pa-tent- und Lizenzmanagement.

1.02 Zur VorlesungDiese Vorlesung ist an Physiker gerichtet, die eine Faszination für die medizinisch-physikalische Multi-disziplinarität empfinden, oder einfach nur ein Interesse an der kernspintomographischen radiologischenDiagnostik haben – aus Physikerperspektive.Zielsetzung der Vorlesung ist es, ein breites, primär anwendungsorientiertes Wissen zu vermitteln, wel-ches als Kommunikationsbrücke zwischen Physik und Medizin dienen kann.

Im Masterstudium wird es in der Vertiefungsphase als Ergänzungsfach (M-VE 2) mit 16 Leistungspunk-ten honoriert.

1.03 Literaturzu theoretisch und zu tiefschürfend:A. Abragam - Principles of Nuclear MagnetismCharles P. Slichter - Principles of Magnetic ResonanceErnst, G. Bodenhausen and A. Wokau - Principles of Nuclear Magnetic Resonance in one and two dimensionszu speziell:Bernstein, M.; King, KF; Zhou, XJ - Handbook of MRI Pulse SequencesE. Mark Haacke, Robert W. Brown, Michael R. Thompson, Ramesh Venkatesan - Magnetic Resonance Imaging: Physical

Principles and Sequence Designzu technisch mit geringem Anwendungsbezug – und auch noch auf Englisch:Oppelt, A - Imaging Systems for Medical Diagnosticsempfehlenswert, wenngleich mit dürftigem Anwendungsbezug (und fehlendem MR Schwerpunkt) – undhoffnungslos überaltert:Klaus Ewen - Moderne Bildgebung: Bildgebende Verfahren in der Medizin: Von der Technik zur medizinischen Anwen-

dung.

1.04 Vorlesungsstunde #1 – Übersicht (Vorlesung und Modalitäten) Das Portfolio der Siemens Healthcare GmbH

umfasst nicht nur die reinen bildgebenden Modali-täten, sondern seit einigen Jahren auch die Labord-iagnostik, die Informationstechnologie – zur Ver-netzung der bildgebenden Modalitäten, zurVerwaltung der Radiologieabteilung und Einbin-dung in das Krankenhausinformationssystem, undnatürlich alle Leistungen, die mit der Organisationder Gerätebeschaffung und Gerätewartung in Ver-bindung stehen.

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1.05 Vorlesungsstunde #2 – Historisches und Grundlagen der NMRIn dieser Vorlesung wird, basierend auf dem, wasman im Physikstudium gelernt haben sollte, diesystematische Entwicklung von der Idee desAtoms bis hin zur Postulierung und dem Beweisder Existenz des Kernspins, vorgestellt werden.

1.06 Vorlesungsstunde #3 – Historisches und Grundlagen der MRTEs wird allgemein Paul Lauterbur zugeschrieben,dass er die Entwicklung der MRT mit seiner Ver-öffentlichung im Jahr 1973 angestoßen hat. MitHilfe des CT-Rekonstruktionsalgorithmus konnteer über die Magnetfeldstärkeabhängigkeit der Fre-quenz, die Position und den Inhalt zweier mitWasser gefüllten Glasröhrchen zur Darstellungbringen.Der Durchbruch zur Bildgebung kam primär 1976,durch die Ankündigung von EMI, einen Radiol-wellenscanner auf den Markt zu bringen.

1.07 Vorlesungsstunde #4 – Die „MRT-Bildgebungssequenz“Die Abfolge von Anregung, Signalkodierung undDatenakquisition nennt man eine „Sequenz“. DieRohdatenmatrix, in der die gemessenen Daten ein-sortiert werden, nennt man k-Raum. Die übliche k-Raum-Trajektorie ist zeilenweise,

wenngleich mittlerweile auch alternative k-Raum-Trajektorien durchaus gängig sind.

1.08 Vorlesungsstunde #5 – Berechnung einer MRT-BildgebungssequenzAls Physiker ist es letztendlich verpflichtend,

die Größenordnung der für eine Bildgebung not-wendigen Parameter berechnen zu können. Allesbaut auf der Tatsache auf, dass die Resonanzfre-quenz der an relativ freiem Wasser angelagertenProtonen, proportional ist zur Magnetfeldstärke.Letzte ist, unter Verwendung einer Magnetfeldgra-dientenspule, eine Funktion des Ortes. Diese Über-legung wird sowohl bei der Schichtselektiven An-regung benötigt, als auch bei räumlichenKodierung des Signals.


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1.09 Vorlesungsstunde #6 – Systemkomponenten eines MRT

Die Entwicklung kurzer Magnete und die Ein-führung größerer Patientenöffnungen hat ganz neueMärkte eröffnet.

Wie aus der nebenstehenden Abbildung zu er-kennen, haben sich mit der Eröffnung neuer Märkteneue Herausforderungen ergeben.

Schließlich steigt die SAR Belastung des Patien-ten mit der fünften Potenz des Patientenumfangs.

1.10 Vorlesungsstunde #7 – Sicherheitsaspekte in der MRT

Hinsichtlich sicherheitsrelevanter Aspekte in derMRT steht in der Regel immer der Physiker in derPflicht. Neben den offensichtlichen magnetischenAnziehungskräften gibt es noch eine ganze Reiheanderer Gefahren. Die Gefahr durch den Verlustder Supraleitung (Quench) ist als relative geringanzusehen, da bisher noch keine Person durch ei-nen „Quench“ zu Schaden gekommen ist. Viel grö-ßer ist die Gefahr durch „HF-Verbrennungen“.

1.11 Vorlesungsstunde #8 – Sicherheit von Implantaten in der MRT

Mit einer Bevölkerung, die sich zunehmend mitImplantaten ein Überleben sichert oder eine Ver-besserung der Lebensqualität erreicht, gewinnt zu-nehmen die MR Kompatibilität an Bedeutung, bzw.werden auch von den MRT-Herstellern entspre-chende Maßnahmen erwartet, damit auch bei sol-chen Patienten im Bedarfsfall eine Untersuchungdurchgeführt werden kann.

1.12 Vorlesungsstunde #9 – Patientenbelastung in der MRTMagnetfeld, Magnetfeldgradienten und die zur

Bildgebung notwendige Hochfrequenz (HF) sindunvermeidbar und belasten den Patienten (tempo-rär). Die beiden wichtigsten Parameter, die vomSystem protokolliert und limitiert werden, sind derEnergieeintrag in den Patienten durch die HF (SAR– spezifische Absorptionsrate) und die potentielleErzeugung einer peripheren Nervenstimulation –PNS, durch das Schalten von Magnetfeldgradienten(dB/dt).

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1.13 Vorlesungsstunde #10 – Bildkontrastberechnungen (SE)Auf der einen Seite haben wir die gewebespezifi-

schen MRT-Parameter, die letztlich im Bild zurDarstellung gebracht werden sollen, als Möglich-keit, normale Anatomie von pathologischen Verän-derungen zu unterscheiden.

Auf der anderen Seite haben wir sequenzspezifi-sche Parameter, die eine entsprechende „Wichtung“des Bildkontrastes erlauben.

1.14 Vorlesungsstunde #11 – Bildkontrastberechnungen (GRE, SSFP)Neben der „klassischen“ Spin-Echo Sequenz gibt

es noch eine ganze Reihe von Bildgebungsvarian-ten, die jede ihre eigene Existenzberechtigung beiverschiedensten Fragestellungen haben. Das ein-fachste Beispiel verwendet einen Verzicht auf denHF-Refokussierungspuls und eine so genannte„Kleinwinkelanregung“. Das charakterisiert dieFamilie der so genannten „Gradientenechos“.

1.15 Vorlesungsstunde #12 – Grundlagen der MR AngiografieDie Flußempfindlichkeit der NMR war schon

vor der Einführung der Bildgebung bekannt. EineAusnutzung der beobachteten Phänomene fandschon in der ersten Jahren nach Einführung derBildgebung statt und führte zum Feld der MR-Angiografie

Die siebte Vorlesungsstunde ist der MR Angio-grafie gewidmet. Hier gibt es die Unterscheidun-gen:∂ ToF-MRA, die „Flugzeitangiografie“∂ PC-MRA, die „Phasenkontrastangiografie“∂ ceMRA, die kontrastmittelgestützte MR Angi-

ografie∂ non-ceMRA, „neuere“ Techniken, die auch

ohne Kontrastmittel auskommen.

1.16 Vorlesungsstunde #13 – DWI, DTI, PI

Auch die Empfindlichkeit des NMR-Signals aufeine gewebespezifische Diffusion, war schon langevor der Bildgebung bekannt.

Die Übertragung des Konzeptes auf ein bildge-bendes MR-Verfahren im Jahre 1986, wird allge-mein Denis le Bihan zugeschrieben. Ursprünglichals weiterer gewebespezifischer Parameter zur Tu-mordifferenzierung gedacht, fanden sich schnellAnwendungen bei der Infarktdiagnostik – und überdie Richtungsabhängigkeit der Diffusion wurdespäter auch die Darstellung der Verläufe von Ner-venfasern realisiert.

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2. Vorlesungsstunde – Modalitäten und Indikationen

2.1 Modalitätsüberblick und Grundprinzipien

Der zahlenmäßig größte Markt dürfte wohl beiden Ultraschallgeräten existieren, gefolgt von denkonventionellen Durchleuchtungsgeräten, den An-griographie-Anlagen und dann erst kommt dieComputertomographie, gefolgt von der Kernspin-tomographie, auch Magnetresonanztomographiegenannt, und als teuerste Modalität das SPECT undPET. Letzteres soll in dieser Vorlesung gar nichtbehandelt werden, weil SPECT und PET nicht ineiner radiologischen Abteilung angesiedelt sind,sondern in der Nuklearmedizin.

Auch in der konventionellen Röntgendiagnostikhat es in den letzten Jahren, mit Einführung derFlachbilddetektoren, eine technologische Revoluti-on gegeben.

Vorbei sind die Zeiten der Dunkelkammer undder Silbernitratlösungen. Die Bilder gehen vomRöntgengerät direkt in das PACS (picture archivingand communication system).

Für die Röntgentechnologie selber hat sich dasPrinzip seit 1895 nicht verändert: Man beschleuni-ge Elektronen, die auftreffend auf eine Anode,Röntgenstrahlen erzeugen,

und messe, wieviel Röntgenstrahlung es durchden Patienten schafft. Die Röntgenstrahlenabsorp-tion ist proportional zur Elektronendichte, und imniederenergetischen Bereich auch noch abhängigvon der Ordnungszahl des absorbierenden Materi-als.

Im Zusammenhang mit jodhaltigen Kontrastmit-teln lassen sich sowohl diagnostische als auch the-rapeutische Gefäßaufnahmen machen.

Auch die Computertomographie lebt von derAbsorption von Röntgenstrahlen innerhalb des Pa-tienten. Im Spannungsbereich ist man allerdingslimitiert, da große Absorptionen im niederenergeti-schen Bereich, zu Bildartefakten führen würde.

Die zeitliche Limitierung der CT besteht primärin der Bewegung mechanischer Teile. Röntgenröh-re und Detektorkranz müssen um den Patientenbewegt werden. CTs der vierten Generation hatten

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einen feststehenden Detektorkranz – und mit derEBT (electron beam tomography) hat man sogarauf die Röntgenröhre verzichten können, letztlichhat sich aber doch die dritte Generation der CTdurchgesetzt: Röhre und Detektor rotieren gemein-sam um den Patienten.Auch das Prinzip der gefilterten Rückprojektionhat sich seit 1972 nicht verändert:Das System nimmt eine gleichmäßige Schwächungauf der Strecke durch das definierte Meßfeld an,und mit der Normierung ist die Schwächungsvaria-tion innerhalb der Schicht identifiziert.

Da dieser Algorithmus zu einer verschmiertenDarstellung führt, müssen die Projektionen ent-sprechend gefiltert werden, und aus diesem Grundespricht man von einer gefilterten oder gefaltetenRückprojektion.

Bei kontinuierlicher Tischbewegung und paral-lel angeordneten mehrzeiligen Detektoreinheiten,lassen sich isotropische Auflösungen erzielen, dieretrospektive eine multiplanare Bildgebungsmög-lichkeit erlauben.

Mit einer Einführung von zwei senkrecht zuei-nander stehenden Anordnungen von Röntgenröhreund Detektorsegmenten, lässt sich, durch Betreibender Röhren mit unterschiedlichen Röhrenspannun-gen, über die unterschiedlichen Energieabhängig-keiten der Schwächungskoeffizienten eine Gewe-bezuordnung realisieren (DSCT – dual source CT).

In der nuklearmedizinischen Diagnostik werdenRadiopharmaka in den Körper injiziert. Angepasstan biochemische Prozesse lassen sich gezielt be-stimmte Organe oder bestimmte Stoffwechselpro-zesse zur Darstellung bringen.

In der Szintigrafie wird, ähnlich der konventio-nellen Röntgenaufnahme, eine Projektion derStrahlungsverteilung gemessen.

Bei der SPECT, der Single Photon EmissionComputed Tomography, wird durch eine inverseRadontransformation eine Darstellung der zweidi-mensionalen Verteilung des Radiopharmakas mög-lich.

Bei der PET, der Positron Emission ComputedTomography, verwendet man zum Nachweis derAktivität die Vernichtungsstrahlung der Kombinie-rung eines Positrons mit einem Elektron.

Zwecks anatomischer Zuordnung und Korrekturder Schwächung verwendet man heutzutageSPECT und PET in der Regel kombiniert mit ei-nem CT-System (SPECT-CT, PET-CT).


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Der Ultraschall erscheint vom Anschaffungs-preis als die kostengünstigste Modalität,

allerdings sitzt in der Regel der Arzt selber amGerät, und nicht, wie bei allen anderen vorherigerwähnten Modalitäten, die medizinisch technischeAssistentin – MTA ( oder mit Röntgenschein dieMTRA).

Der Ultraschall, auch Sonographie genannt, ver-wendete akustische Schallwellen im MHz-Bereich(1 MHz – 50 MHz), um über die Schallreflektionan den Gewebegrenzflächen, eine Aussage über dieanatomischen Verhältnisse zu bekommen.Im Zusammenhang mit dem Doppler-Effekt lässtsich auch eine Flußquantifizierung durchführen,und, in Kombination mit der anatomischen Überla-gerung des Grauwertbildes, führt das zur FKDS –zur farbkodierten Doppler-Sonographie. Integriertman über das Dopplerspektrum verliert man zwardie Richtungsinformation, wird aber sehr empfind-lich auf kleiner Flüsse (Angio-Modus, Power-Doppler)

Die Kernspintomographie, auch Magnetreso-nanztomographie genannt, verwendet starke Mag-netische Felder, z.B. 1,5 T, um das Phänomen desKernspins auszunutzen.

Das Phänomen des Kernspins bzw. der Mag-netresonanz wird provoziert durch Einstrahlung ei-ner elektromagnetischen Strahlung im MHz-Bereich (42,58 Hz/T).

Durch die elektromagnetische Strahlung im Re-sonanzbereich wird der Kernspin „angeregt“,

um unmittelbach nach der Anregung seinerseitsein (schwaches) elektromagnetisches Signal zuemittieren.

Durch eine Kodierung dieses Signals lassen sichdie Amplituden räumlich zuordnen.

Die Intensität dieses Signals ist abhängig vonder Protonendichte und von der Beweglichkeit derMoleküle, in denen sie sich befinden.

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2.2 Indikationen – Welche Modalität für welche Erkrankung?

Es stellt sich natürlich berechtigterweise dieFrage: Brauchen wir wirklich alle diese Modalitä-ten – oder geht es nicht günstiger und einfacher.

In der Tat kann der Kostenfaktor nicht ganz un-berücksichtigt bleiben. Das Gesundheitssystemmuss bezahlbar bleiben.

Typische Indikation für ein konventionellesRöntgen ist immer die Situation, wo eine Projekti-on der Schwächung hinreichende Information zurDiagnose liefert. Z.B.:

∂ Lungenentzündung∂ Knochenbrüche∂ Knöcherne Veränderungen

Typische Indikation für eine DAS (DigitaleSubtraktionsangiographie) ist immer dann gegeben,wenn man mit hoher Wahrscheinlichkeit auchgleich therapeutisch vorgehen wird, z.B. bei einerP(A)VK (periphere arterielle Verschlusskrankheit).

Typische Indikationen für ein CT… immer dann, wenn man die räumliche Vertei-

lung der Schwächung zur Diagnose braucht , z. B.

∂ pulmonale Embolie∂ SHT – Schädel-Hirn-Trauma

Typische Indikationen für ein nuklear-medizinische Verfahren

… immer dann, wenn man Aussagen zum Me-tabolismus für die Diagnose braucht

∂ Herzmuskelaktivität∂ Metastasen


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Typische Indikationen für eine Sonographie… immer dann, wenn akustische Reflexion an

Grenzflächen eine ausreichende diagnostische In-formation liefert. Z.B.:

∂ Pränataldiagnostik∂ Gelenkstrukturen∂ Fluß in oberflächennahen Gefäßen

Typische Indikationen für eine MRT… immer dann, wenn auf Weichteilkontrast an-

gewiesen ist

∂ nichtinvasive Gefäßdiagnostik∂ MS – Multiple Sklerose∂ entzündliche Prozesse

Für die katalogisierten Krankheitsbilder gibt esIndikationsempfehlungen nach denen eine Modali-tät zu wählen ist, wobei dabei auch Modalitätsver-fügbarkeit und Diagnosekosten berücksichtigt sind.

So gibt es für die MRT Alleinstellungsmerkma-le, d.h. bei bestimmten Erkrankung ist die MRTohne Alternative die einzige in Frage kommendeModalität. Das ist z.B. der Fall bei entzündlichenProzessen im Gehirn, bei Entmarkungs- und beidegenerativen Erkrankungen.

Schwerpunkt der MRT in der radiologischenDiagnostik liegt seit Anbeginn der Einführung aufdem Zentralnervensystem.

Mit Einführung der ToF-MRA (1987) und derkontrastmittelgestützten ceMRA (1992) sind auchangiographische Untersuchungen am MRT in derklinischen Routine etabliert.

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2.3 NMR Historie und Grundlagen

Der theoretische Physiker Wolfgang Pauli postulierte 1924 die Existenz eines Kernspins, ein Jahr nach-dem George Eugene Uhlenbeck und Samuel A. Goudsmit das Konzept des Elektronenspins vorgestellthatten [1]. Im Jahre 1933 gelang es Otto Stern und Walther Gerlach, den Kernspin durch Ablenkung einesStrahls von Wasserstoffmolekülen nachzuweisen [2]. Im Jahre 1937 gelang Isidor Isaac Rabi an der Co-lumbia University in New York die Messung des „nuclear magnetic moments“ [3], aber erst, nachdem ervon Cornelis Jacobus Gorter unterstützt wurde, der mit ähnlichen Experimenten keinen Erfolg gehabt hat-te. Gorter war der erste, der den Ausdruck „nuclear magnetic resonance - NMR“ in Veröffentlichungenverwendete [4]. Die für die NMR ausschlaggebenden Entdeckungen werden Felix Bloch und Edward M.Purcell zugeschrieben, die 1946 den Kernspin bzw. die Magnetresonanz experimentell nachgewiesen [5],und dafür im Jahre 1952 den Nobelpreis erhalten haben.Der Spin lässt sich als einen Drehimpuls verknüpft mit einem magnetischen Moment beschreiben. Dasmagnetische Moment des Protons kann, bei einer vorgegebenen Spinquantenzahl ½, in einem Magnetfeldentweder eine parallele Ausrichtung zum Magnetfeld B0 annehmen, oder eine antiparallele. Die beidenZustände unterscheiden sich über eine Energiedifferenz, wobei die parallele Ausrichtung den energetischgünstigeren Zustand darstellt. Durch Zuführung von Energie über eine elektromagnetische Welle könnenparallel ausgerichtete Kernspins temporär in eine antiparallele Ausrichtung gebracht werden, wobei beider Rückkehr in den Grundzustand die Energie wieder in Form einer elektromagnetischen Welle freiwird. Diese bezeichnet man auch als Kernspinsignal. Da die eingestrahlte elektromagnetische Welle diegleiche Wellenlänge haben muß, als die entsprechende Energiedifferenz vorgibt

0BE √√<Χ γφ ,spricht man auch von „Magnetresonanz“.Da sich mehr Kernspins parallel zum Feld ausrichten als antiparallel, kommt es zur Ausbildung einer lon-gitudinalen Kernmagnetisierung, die nach physikalisch klassischen Prinzipien behandelt werden kann.Eine Ablenkung aus der Parallelausrichtung führt zu einer Präzessionsbewegung dieser Kernmagnetisie-rung. Die Frequenz der Präzessionsbewegung heißt auch Larmor-Frequenz und entspricht der Frequenzder vorherig diskutierten Energiedifferenz der quantenmechanischen Betrachtung. Die Projektion in dieTransversalebene wird als transversale Kernmagnetisierung bezeichnet. Wird die komplett zur Verfügungstehende longitudinale Kernmagnetisierung in eine transversale Kernmagnetisierung umgewandelt, sospricht man von einer 90° HF-Anregung. Nach einer Anregung braucht das Gewebe Zeit, damit sich wie-der eine longitudinale Magnetisierung aufbaut. Diese „Erholzeit“ wurde von Felix Bloch in seiner phä-nomenologischen Bloch Gleichung [6] mit T1 bezeichnet. Der Mechanismus der Erholung wird allgemeinals „Relaxation“ bezeichnet und die Zeitkonstante entsprechend mit T1-Relaxationszeit. Die präzedieren-de transversale Magnetisierung induziert ein Signal in einem um das Objekt angebrachten Antennensys-tem. Man beobachtet ein Verschwinden dieses Signals mit einer gewebespezifischen Zeitkonstanten, dieFelix Bloch mit T2 bezeichnete. Der zugrunde liegende Mechanismus wird als T2-Relaxation bezeichnetund die Zeitkonstante heisst entsprechend T2-Relaxationszeit. Schon 1955 wurden NMR-Studien an le-benden Zellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslich der Messung gewebespezifischer Relaxati-onszeiten [7]. Raymond Damadian vom Downstate Medical Center in Brooklyn und Donald P. Hollis vonder Johns Hopkins Universität in Baltimore untersuchten die T1- und T2-Relaxationszeiten von normalemund Krebsgewebe und kamen zu der Erkenntnis, dass Krebsgewebe längere Relaxationszeiten aufwies[8]. Damadian glaubte, die ultimative Technologie für die Krebsdiagnostik gefunden zu haben [9]. Leidergab Damadian keinen brauchbaren Hinweis, wie man den menschlichen Körper nach Krebs durchsuchenkönnte.Der amerikanische Chemiker Paul Lauterbur von der State University in New York hatte 1971 die Idee,dem statischen Magnetfeld einen Magnetfeldgradienten zu überlagern, um dem Signal eine Rauminfor-mation mitzugeben [10]. Die oben schon erwähnte Resonanzfrequenz ist eine Funktion der Magnetfeld-stärke. Überlagert man dem statischen Magnetfeld einen Magnetfeldgradienten, so wird die Magnetfeld-stärke und damit auch die Resonanzfrequenz zu einer Funktion des Ortes. Über eine Fourieranalyse desKernspinsignals lassen sich die Frequenzkomponenten extrahieren und die jeweiligen Amplituden könnenBildpunkthelligkeiten zugeordnet werden, entsprechend der örtlich vorliegenden Signalstärken.Paul Lauterbur demonstrierte das Verfahren durch die Abbildung zweier mit Wasser gefüllter Reagenz-gläser mit magnetischer Kernresonanz (NMR, nuclear magnetic resonance), in dem er dem homogenenGrundfeld magnetische Feldgradienten überlagerte und als Messsignal eine Projektion des Untersu-chungsobjektes erhielt. Durch Wiederholung des Experiments mit sukzessiv gedrehten Feldgradienten,


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konnte er mit den Rekonstruktionsalgorithmen der kurz zuvor erfundenen Röntgen-Computertomographie ein Bild des untersuchten Gegenstandes erstellen.Im April 1974 gab Lauterbur eine Präsentation in Raleigh, North Carolina, die auch von Richard Ernstaus Zürich besucht wurde. Ernst erkannte das Potential, die bis dahin verwendete Rückprojektion durcheine Kombination von Phasen- und Frequenzkodierung zu ersetzen [11], wie sie zum grossen Teil auchheute noch in der MRT verwendet wird.Die englische Firma EMI, die bereits 1973 mit der Vorstellung der Röntgen-Computertomographie dieMedizintechnik revolutioniert hatte, kündigte 1976 die Entwicklung eines „Radiowellenscanners“ an, undstellte 1978 die erste mit MRT gewonnene Abbildung eines menschlichen Kopfes vor. Diese Ankündi-gung gab der Entwicklung der MRT einen kräftigen Schub, da die medizinische Großgeräteindustrie ih-ren bei der CT gemachten Fehler nicht noch einmal wiederholen wollte. Anfang der 80iger kam es zur In-stallation der ersten MR-Produktserien für die Anwendung in der klinischen Routinebildgebung.

2.3.1 Postulierung und experimenteller Nachweis des KernspinsDer theoretische Physiker Wolfgang Pauli pos-

tulierte 1924 die Existenz eines Kernspins, ein Jahrnachdem George Eugene Uhlenbeck und SamuelA. Goudsmit das Konzept des Elektronenspinsvorgestellt hatten [1]. Im Jahre 1933 gelang es OttoStern und Walther Gerlach, den Kernspin durchAblenkung eines Strahls von Wasserstoffmolekü-len nachzuweisen [2].

Im Jahre 1937 gelang Isidor Isaac Rabi an derColumbia University in New York die Messungdes „nuclear magnetic moments“ [3], aber erst,nachdem er von Cornelis Jacobus Gorter unter-stützt wurde, der mit ähnlichen Experimenten kei-nen Erfolg gehabt hatte. Gorter war der erste, derden Ausdruck „nuclear magnetic resonance -NMR“ in Veröffentlichungen verwendete [4].

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Die für die NMR ausschlaggebenden Entde-ckungen werden Felix Bloch und Edward M.Purcell zugeschrieben, die 1946 den Kernspin bzw.die Magnetresonanz experimentell nachgewiesen[5], und dafür im Jahre 1952 den Nobelpreis erhal-ten haben.

2.4 Vom Kernspin zur KernmagnetisierungDie Wechselwirkung des magnetischen Momen-

tes des Kernspins mit einem externen Magnetfeldführt, je nach Ausrichtung des Kernspins, zu unter-schiedlichen Energieniveaus der Kerne.

Diese Energieniveaus wiederum erlauben die Be-rechnung einer Besetzungswahrscheinlichkeit, beider herauskommt, dass sich mehr Spins parallel aus-richten werden, als antiparallel – und es dadurch zurAusbildung einer Kernmagnetisierung kommt.

Diese Ausbildung der Kernmagnetisierung bietetuns einen Ausweg aus der Quantenmechanik underlaubt uns eine Berechnung der Bewegungsglei-chung für den Spin nach klassischen Gesichtspunk-ten:


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Über die Vertauschungsregeln der Drehim-pulsoperatoren, lässt sich eine Bewegungsgleichungherleiten, die der klassischen Betrachtungsweise äh-nelt. Die Anregung und die damit verbundene Lar-mor-Frequenz lässt sich auf diesem Wege noch her-leiten.

Bei der späteren Berechnung von Anregungs-und Refokussierungswinkeln mit Hilfe einer Hoch-frequenzeinstrahlung, wird dieser Ansatz sehrschnell unübersichtlich und unanschaulich.

2.5 Die MagnetresonanzAnsonsten gilt die klassische Analogie, die klas-

sische Behandlung einer Kernmagnetisierung, die,mit einem Drehimpuls verknüpft, nach klassischenGesichtspunkten betrachtet und berechnet werdenkann.

Ist quantenmechanisch die Energiedifferenzdurch eine elektromagnetische Strahlung mit ent-sprechendem Energieinhalt überbrückbar, so gibtdie klassische Perspektive eine präzedierendeKernmagnetisierung vor, die mit der gleichen Fre-quenz präzediert, der so genannten Larmor-Frequenz.

Durch Mitführung eines B1-Vektors (magneti-sche Komponente der verwendeten elektromagneti-schen Strahlung) mit der gleichen Frequenz, lässtsich diese Kernmagnetisierung beliebig drehen.

Durch Einspeisung einer hochfrequenten Strah-lung in ein orthogonal zueinander angeordnetesAntennensystem, lässt sich die Rotation des B1-Vektors in der Transversalebene veranschaulichen.

Für die Berechnung der Einstrahldauer für einebestimmte Drehung um diesen B1-Vektor, geltendie gleichen Regeln für die Präzessionsfrequenz,wie bei der Präzession um die Richtung des stati-schen Magnetfeldes B0.

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Durch Einstrahlung einer im Resonanzbereichliegenden Hochfrequenz, lässt sich die initial lon-gitudinal ausgerichtete Kernmagnetisierung um je-den beliebigen Winkel drehen.

Sobald die Longitudinalausrichtung verlassenwird, setzt, aus Gründen der Drehimpulserhaltung,eine Präzessionsbewegung ein.

Wird aus der longitudinalen Kernmagnetisie-rung eine transversale Kernmagnetisierung, sospricht man von einer 90° Anregung.

Auch nach Abschaltung des Anregungspulsesrotiert die transversale Magnetisierung weiter, undinduziert entsprechend ihres magnetischen Momen-tes eine Spannung in ein um das Objekt angebrach-tes Antennensystem.

2.6 Die phänomenologische Bloch GleichungNach einer Anregung braucht das Gewebe Zeit, damit sich wieder eine longitudinale Magnetisierung auf-baut. Diese „Erholzeit“ wurde von Felix Bloch in seiner phänomenologischen Bloch Gleichung [6] mit T1bezeichnet. Der Mechanismus der Erholung wird allgemein als „Relaxation“ bezeichnet und die Zeitkon-stante entsprechend mit T1-Relaxationszeit. Die präzedierende transversale Magnetisierung induziert einSignal in einem um das Objekt angebrachten Antennensystem. Man beobachtet ein Verschwinden diesesSignals mit einer gewebespezifischen Zeitkonstante, die Felix Bloch mit T2 bezeichnete. Der zugrundeliegende Mechanismus wird als T2-Relaxation bezeichnet und die Zeitkonstante heisst entsprechend T2-Relaxationszeit.

Schon 1955 wurden NMR-Studien an lebenden Zellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslich derMessung gewebespezifischer Relaxationszeiten [7]. Raymond Damadian vom Downstate Medical Centerin Brooklyn und Donald P. Hollis von der Johns Hopkins Universität in Baltimore untersuchten die T1-und T2-Relaxationszeiten von normalem und Krebsgewebe und kamen zu der Erkenntnis, dass Krebsge-webe längere Relaxationszeiten aufwies [8]. Damadian glaubte, die ultimative Technologie für dieKrebsdiagnostik gefunden zu haben [9]. Leider gab Damadian keinen brauchbaren Hinweis, wie man denmenschlichen Körper nach Krebs durchsuchen könnte.


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2.7 Die RelaxationsprozesseAls T1-Relaxation wird der Prozess der Erho-

lung bezeichnet, als T2-Relaxation der Prozess derDephasierung.

Über die intramolekulare Dipol-Dipol-Wechselwirkung ist der Prozess der Dephasierungam einfachsten zu erläutern.

Je nach Orientierung des Moleküls relativ zumMagnetfeld erfolgt eine verstärkende ode abschwä-chende Überlagung durch das benachbarte magne-tische Moment.

2.7.1 Die T2-Relaxation

2.7.2 Die T1-Relaxation

Ähnlich der Argumentation, wie man sie beider Anregung verwendet hat, gilt allerdings auchfür diesen Erholprozess, dass B-Fluktuationen inResonanznähe erforderlich sind, damit eine Rück-kehr erlaubt ist. Auch bei der T1-Relaxation spieltdie molekulare Beweglichkeit eine Rolle.

In erster Linie lässt sich aber über die Energieer-haltung argumentieren. Die in das Spin-System ein-gebrachte Energie muß wieder abgegeben werden,wenn man den Zustand verlassen möchte. Manspricht dabei, von der Festkörperphysik her kom-mend, von einer Spin-Gitter-Wechselwirkung.

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Im Kopf findet man drei klassische Vertreter fürunterschiedliche T1-Relaxationszeiten:

Der Liquor kann auf keine „Gitterstruktur“ zu-rückgreifen und ist damit in seiner „Energieübertra-gung“ behindert. Auf dem anderen Ende der Skalagibt es die strukturierte Weisse Hirnsubstanz, dieeine entsprechende kurze T1-Relaxationszeit hat undin T1-gewichteten Aufnahmen hell erscheint.

Man spricht von einer Wichtung, wenn ein be-stimmter gewebespezifischer Parameter den Bild-kontrast dominiert.

Da der Wechselwirkungsprozess von den B1-Fluktuationen in Resonanznähe abhängt und sichdie Resonanzfrequenz mit der verwendeten Magnet-feldstärke verändert, beobachtet man eine gewebe-spezifische aber feldstärkenabhängige T1-Relaxationszeit.

2.7.3 Die „BPP“-Theorie

Die anschaulichen Wechselwirkungsprozesse,seien sie intramolekular oder intermolekular, fürdie Erklärung der T1- und T2-Relaxationszeiten,finden ihr quantitatives Gegenstück in der soge-nannten „BPP“-Theorie.

Bloembergen, Purcell und Pound haben hier,stark vereinfacht, eine Herleitung der Relaxations-zeiten über eine sogenannte „Korrelationszeit“durchgeführt – unter Berücksichtigung der magne-tischen Dipolmomente der Kernspins.

In biologischem Gewebe ist es natürlich eineHerausforderung, ein Modell zu entwerfen, das al-len Relaxationsprozessen gerecht wird.

Für die klinische Routinebildgebung ist aber dieKenntnis der Abläufe bei den Relaxationsprozessenvon eher untergeordneter Bedeutung.

Hier gilt generell: Flüssigkeiten sind in der T1-gewichteten Bildgebung dunkel, und in der T2-gewichteten Bildgebung hell. Da Pathologien oftmit Wassereinlagerungen verbunden sind, erhältman ein entsprechendes Kontrastverhalten.


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3. Vorlesungsstunde: Von der NMR zur MRT

3.1 Die Anwendung der NMR in der Medizin

Schon 1955 wurden NMR-Studien an lebendenZellen und Tiergewebe durchgeführt, einschliesslichder Messung gewebespezifischer Relaxationszeiten[7]. Raymond Damadian vom Downstate Me-dicalCenter in Brooklyn und Donald P. Hollis von derJohns Hopkins Universität in Baltimore untersuch-ten die T1- und T2-Relaxationszeiten von normalemund Krebsgewebe und kamen zu der Erkenntnis,dass Krebsgewebe längere Relaxationszeiten auf-wies [8]. Damadian glaubte, die ultimative Techno-logie für die Krebsdiagnostik gefunden zu haben[9].

3.2 Die Bestimmung der T1-Relaxationszeit

Nachdem die Relaxationszeiten als potentiellergewebespezifischer Parameter zur Krebsdiagnoseidentifiziert waren, konzentrierten sich die wissen-schaftlichen Arbeiten auf deren Bestimmung. Fürdie heutige Routinediagnostik spielt die Bestim-mung der Relaxationszeiten zwar keine Bedeutungmehr, aber, es werden heute noch für die „Routine-diagnostik“ so genannte „Wichtungen“ erzeugt, beidenen ein gewebespezifischer Parameter den Bild-kontrast dominiert und zur Differentialdiagnoseverwendet wird (z.B. T1-wichtung).

Zur Bestimmung einer T1-Relaxationszeit wirdentweder ein Inversionspuls verwendet und mit derVariation der Inversionszeit der Nulldurchgang er-mittelt, oder, es werden Messungen mit unterschied-licher Repetitionszeit durchgeführt.

3.3 Die Entdeckung des Spin-EchosBei der Bestimmung von T1-Relaxationszeiten

wurde von Erwin Hahn ein so genannter „Dreckef-fekt“ beobachtet, in Form eines Signals ohne dassoffensichtlich eine vorherige Anregung erfolgte.Das Phänomen beruht auf der refokussierendenWirkung eines Hochfrequenzpulses. Danach regtein Hochfrequenzpuls nicht nur an, sondern erdreht auch den „Fächer“ einer vorhandenen trans-versalen Kernmagnetisierung.

Offensichtlich gibt es zeitlich konstante und ört-lich fixierte Dephasierungsmechanismen, die miteinem solche „HF-Refokussierungspuls“ wiederrückgängig gemacht werden können – es formt sichein „Spin-Echo“.

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Nicht nur in der animierten Vorstellung des„flippenden“ Fächers leuchtet ein, dass ein 180°HF Impuls eine optimale Refokussierung darstellt.

Es sollte aber nie vergessen werden, dass esauch Refokussierungswinkel gibt, die kleiner als180° sind, und dass letztlich jeder Anregungspulsauch eine refokussierende Wirkung hat. Das ist inder späterer Diskussion der SSFP-Sequenzen einwichtiger Kernpunkt.

Der theoretisch und experimentell zu erwartendeSignalverlauf ist nebenstehend illustriert.

Den Signalabfall, der direkt nach einer Anre-gung beobachtet wird, nennt man auch den freienInduktionszerfall - FID. Er verläuft entsprechendder T2

*-Zeitkonstanten. In einem zeitlichen Ab-stand, identisch mit dem Abstand zwischen90° Anregungs- und 180° Refokussierungspuls,formt sich nach letzterem ein so genanntes „Spin-Echo“. Die Amplitude dieses Echos berührt dieKurve, die man bei einer bestimmten T2-Relaxationszeit erwarten würde.

Durch Wahl unterschiedlicher Repetitionszeitenlässt sich über die resultierenden Signalamplitudendie Erholkurve ermitteln und damit eine Berech-nung der gewebespezifischen T1-Relaxationszeitendurchführen.

Auch wenn das gemessene Signal kontaminiertist durch den Einfluß von Protonendichte und derT2-Relaxation, so ändert das nichts am Verlauf dernatürlichen Funktion und kann als additiver Teilherausgerechnet werden.

3.4 Die magnetische Suszeptibilität – und T2*In erster Näherung kann man davon ausgehen,

dass die durch einen Unterschied in der magneti-schen Suszeptibilität erzeugte Magnetfeldinhomo-genität räumlich fixiert und über die Zeit konstantist. D.h. eine Ecke eines Raumelements, welcheseine höhere Magnetfeldstärke erfährt, wird dortpermanent eine höhere Larmorfrequenz zeigen.Wohingegen eine andere Ecke permanent eineniedrigere Larmorfrequenz vorweisen kann. Unter-schiedliche Frequenzen im gleichen Raumelementführen zu einer schnelleren Dephasierung des Sig-nals, charakterisiert durch die Relaxationszeit-konstante T2

*.


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Bei der Betrachtung der Relaxation ist letztlichauch die magnetische Suszeptibilität zu berücksich-tigen. Letztere bezeichnet die Fähigkeit von Mate-rie, das Magnetfeld zu verstärken oder abzuschwä-chen. Biologisches Gewebe ist im allgemeinendiamagnetisch – mit leichten Abweichungen. DieseAbweichungen führen zu lokalen Feldinhomogeni-täten. Das kann zu unterschiedlichen Resonanzfre-quenzen im gleichen Raumelement führen, mit derKonsequenz einer schnelleren Signaldephasierung.Die in solch einer Form verkürzte Relaxationszeitwird mit T2* bezeichnet.

3.5 Die Bestimmung der T2-RelaxationszeitNachdem die Relaxationszeiten als potentieller

gewebespezifischer Parameter zur Krebsdiagnoseidentifiziert waren, konzentrierten sich die wissen-schaftlichen Arbeiten auf deren Bestimmung. Fürdie heutige Routinediagnostik spielt die Bestim-mung der Relaxationszeiten zwar keine Bedeutungmehr, aber, es werden heute noch für die „Routine-diagnostik“ so genannte „Wichtungen“ erzeugt, beidenen ein gewebespezifischer Parameter den Bild-kontrast dominiert und zur Differentialdiagnoseverwendet wird (z.B. T2-wichtung).

Zur Bestimmung einer T2-Relaxationszeit wer-den Messungen mit unterschiedlicher Echozeit(TE) durchgeführt.

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3.6 Die Einführung des DiffusionstermsDie Bestimmung der T2-Relaxationszeiten über

Messungen mit unterschiedlichen Echozeiten istnur dann valide, wenn die Wassermoleküle sichnicht bewegen, nicht diffundieren. Eine Diffusionverursacht eine Verfälschung der T2-Messung.

Um diese potentielle „Kontamination“ zu be-rücksichtigen, wurde 1956 von Henry Torrey dieBlochgleichung durch einen so genannten „Diffu-sionsterm“ erweitert (Phys. Rev. 104, 563–565(1956)). 1986 sollte diese „Diffusionswichtung“auch Einzug in die Bildgebung finden.

3.7 Die Carr-Purcell (CP) Pulse SequenceDas Problem der Kontamination der Messung

der T2-Relaxationszeit durch die Brownsche Mo-lekularbewegung, wurde mit Einführung einerMulti-Echo-Puls-Sequenz durch Herman Carr undEdward Purcell gelöst.

Die Formierung eines weiteren Echos durchAnwendung eines weiteren zusätzlichen HF-Refokussierungspulses, reduziert in signifikanterWeise die Diffusionszeit und damit die Verfäl-schung des Signalverlustes durch die gewebespezi-fische T2-Relaxationszeit.

3.8 Die Carr-Purcell-Meiboom-Gill (CPMG) Pulse SequenceBeträgt der Refokussierungswinkel bei der CP-

Sequenz nicht exakt 180°, so kommt es zur syste-matischen Reduzierung späterer Echos und damitzu einem signifikanten Messfehler. Eine einfacheModifikation der CP Sequenz führt zu einer Re-duktion des sich akkumulierenden Fehlers einesnicht perfekten HF-Refokussierungspulses. Wähltman für die Refokussierung eine andere Achse, alsfür die Anregung, so kompensiert sich der Fehlermit jedem geradzahligen HF-Refokussierungpulses.

3.9 Die räumliche KodierungDie räumliche Kodierung verwendet aus-

schließlich das Phänomen, dass die Larmorfre-quenz eine Funktion der Magnetfeldstärke ist.

Bei Variation der Magnetfeldstärke skaliert dasSpektrum der Resonanzfrequenzen entsprechend.Zwischen Fett und Wasser herrscht ein Resonanz-unterschied von etwa 3,5 ppm (das sind 217 Hz beieinem 1,5-T-System).

Bei vielen Anwendungen (Fettsättigung undSSFP Sequenzen), ist man auf eine Magnetfeldho-mogenität angewiesen, die sich in der sechstenStelle nach dem Komma nicht unterscheidet.


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Den Vorgang, ein Magnetfeld zu homogenisie-ren, nennt man auch „Shimmen“.

Eine Anekdote besagt, dass ein schlechterShimzustand Paul Lauterbur auf die Idee gebrachthat, dass ein räumlicher Magnetfeldgradient, mitder damit verbundenen örtlichen Abhängigkeit derLarmorfrequenzen, die Projektion eines Objektesermöglichen könnte – und dass man mit Projektio-nen Bilder rekonstruieren kann, war mit der geradeaus der Taufe gehobenen Computertomographieschon bewiesen worden.

Die Veröffentlichung dieser Idee gelang PaulLauterbur zwar nicht auf Anhieb, aber seine Hart-näckigkeit wurde letztlich mit dem Nobelpreis be-lohnt.

Der von Lauterbur verwendete CT-Rekonstruktionsalgorithmus, den man heute als ra-diale Abtastung bezeichnet, verursacht eine Ver-breiterung der Punktbildfunktion.

Diese Verbreiterung der Punktbildfunktion lässtsich in der Rohdatenmatrix, dem k-Raum, sehr an-schaulich erläutern. Im Zentrum der Rohdaten-matrix findet sich die grobe Struktur der Objektewieder, wohingegen im Randbereich der Rohda-tenmatrix die Information zu Detailstruktur vor-liegt. Die Datendichte im Zentrum ist unverhält-nismäßig höher, als im Randbereich. Damit kommtes zu einer relativen Unterabtastung der Detailin-formation, verbunden mit einer entsprechendenverschmierten Darstellung kleiner Strukturen (Ver-breiterung der Punktbildfunktion). Historisch wirddiese Konsequenz (in der CT) mit einer entspre-chenden Filterung reduziert. In der MRT, bei derein solches Akquisitionsschema heute als radialeAbtastung bezeichnet wird, benutzt man heute ein„regridding“.

Lauterbur präsentierte seine radialen Abtastungeines Objektes in Analogie zu der in der Computer-tomographie verwendeten Methode, auf einemVortrag an der Universität Zürich, und wurde vonRichard Ernst darauf aufmerksam gemacht, dassman mit der MRT, im Gegensatz zur CT, eineäquidistante Abtastung der Rohdatenmatrix durch-führen kann. Der heutige Begriff dafür ist „kartesi-sche Abtastung“. Bei der räumlichen Kodierungwird immer die Magnetfeldabhängigkeit der Reso-nanzfrequenz ausgenutzt. Eine Richtung bezeichnetman als „Frequenzkodierrichtung“. Bei der zweitenRichtung wird die Phasenlage der Magnetisierungzur Zuordnung verwendet und diese Richtungheisst entsprechend „Phasenkodierrichtung“.

Der damals eingeführte, im heutigen Sprachge-brauch allerdings nicht mehr übliche Ausdruck füreine solche Pulssequenz ist Spin-Warp.

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29

4. Vorlesungsstunde: Patientenbelastung in der MRT

4.1 Die SAR-Belastungdes Patienten

Mit jedem HF Puls wird dem Pa-tienten Energie zugeführt.

Die Energieportionen reichenzwar nicht aus, um Molekülkettenaufzubrechen, Mutation oder Radi-kale zu bilden, wie man das beiVerwendung von Röntgenstrahlunghat, aber die Wassermoleküle wer-den zum schnelleren Tummeln an-geregt. Dem Patienten wird es unterUmständen warm.

Die Energie pro Zeiteinheit wird dabei als spezifische Absorptionsrate – SAR, bezeichnet.Das schwache molekulare Di-

polmoment des Wassermolekülsversucht sich an dem E -Feld der

eingestrahlten HF zu orientieren.Dies führt zu einer Beschleuni-

gung der Molekülrotation,führt zur Erwärmungund wird als primäre Quelle der

Erwärmung des Patienten durch HFgesehen.

Die SAR ist proportional zum Quadrat der ver-wendeten Resonanzfrequenz, proportional zumQuadrat der vom HF Puls verwendeten B1-Amplitude, umgekehrt proportional zur innerenLeitfähigkeit des Patienten und – proportional zurfünften Potenz des Patientenumfangs!!!

Der Mensch braucht einen grundlegenden Ener-gieumsatz, um warm zu bleiben. Diese so genanntemetabolische Grundrate liegt etwa bei 90 W.

Die MR Sicherheitsrichtlinie IEC 60601-2-33betrachtet 2 W/kg, das sind also 160 W für eineDurchschnittsperson, als unbedenklich.

Von 2 W/kg bis 4 W/kg ist der Patient zu über-wachen. Der Energieumsatz von 320 W entsprichtetwa dem metabolischen Umsatz eines Marathon-läufers.

Über 4 W/kg hinaus darf der Patient nicht belas-tet werden und der Hersteller des MRT muss diesesüber eine entsprechende Verriegelung sicherstellen.

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Die tatsächlich einzuhaltende Tabelle ist ein we-nig unübersichtlicher. Welcher Wert aber geradegrenzwertig ist, wird vom MR System von einem sogenannten RF-watchdog überwacht.

4.2 Der SAR-Monitor

Der SAR-Monitor besteht aus zwei Pfaden:

Der 1. Pfad:

Patientenspezifische Eingaben dienen zu einerAbschätzung der potentiellen HF-Belastung.

Es geht hauptsächlich darum, welche „Einkopp-lungsfläche“ der HF zur Verfügung steht (b - Pati-entnumfang). Diese wird in erster Linie aus demGewicht berechnet, unter Berücksichtigung des Ge-schlechts und des Alters

Der 2. PfadWährend der Installation wird geprüft, welche

HF Energie „vom System“ intern verbraucht wird.Die das System verlassende Energie wird als „imPatienten verbleibend“ interpretiert. Welche Energievoraussichtlich im Patienten verbleiben könnte wirdmit dem ersten HF-Justagemessung ermittelt (Wie-viel Spannung braucht der HF-Resonator, um imPatienten eine 90° oder 180° Drehung der longitu-dinalen Kernmagnetisierung zu erreichen.


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4.3 Die PNS – die periphere NervenstimulationDas Schalten von Magnetfeldgradienten führt zu

einer Spannungsinduktion in leitenden Medien.

Auch wenn der Mensch ein schlechter Leiter ist,mit den heutigen Magnetfeldgradienten lassen sichleicht Spannungen induzieren, deren Größenord-nung in die Nähe der bioelektrischen Steuersignaleunserer Extremitätenmuskulatur heranreicht. –

Es kann zu eine „Stimulierung der Muskelnkommen. Der Effekt ist vergleichbar mit den kom-merziell erhältlichen Muskelstimulatoren, nur nichtganz so vorhersehbar und potentiell schmerzhafter.

Eine mögliche Stimulation hängt stark von der Orientierung der Magnetfeldgradientenänderung ab. Indem Zusammenhang wird auch der Begriff slew-rate verwendet, eine Parameter, der sich aus der maxi-malen Magentfeldgradientenamplitude ergibt, dividiert durch die Anstiegszeit (Je grösser die Amplitudeund je kürzer die Anstiegszeit, um so grösser die slew-rate (in T/s).

Ein entsprechender “Stimulationsmonitor” verhindert, dass der Patient mit einer solchen Situation kon-frontiert wird. Wird eine grosse Magnetfeldgradientenamplitude benötigt, so reduziert das System ent-sprechend die Rampenanstiegszeit. Wird eine kurze Anstiegszeit benötigt, so wird die Magnetfeldgradi-entenamplitude entsprechend reduziert. Liegt der Bereich zwischen 80% und 100% der so genanntenPNS, dann kommt ein entsprechendes Warnfenster.

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4.4 Magnetfeld-„Empfindungen“

In eine ähnliche Kategorie wie die periphereNervenstimulation fällt der Effekt einer zu schnellenBewegung in einem Magnetfeldgradientenfeld.

Diese Situation ist in näherer Umgebung desMagneten des MRT gegeben.

Das Magnetgradientenfeld an einem 3 T beträgtim Bereich der Patientenöffnung 4833 mT/m!

Eine hastige Bewegung im Bereich dieses Feld-gradienten führt zu einem „Schwindelgefühl“.

Neben dem gut verstandenen Effekt der Span-nungsinduktion bei einer Änderung des Magnetfel-des oder bei der Bewegung innerhalb eines Magnet-feldgradienten, stellt sich natürlich die Frage,welchen Effekt das statische Magnetfeld auf denMenschen hat.

Da die Zusammenhänge relativ komplex sind,helfen hier in erster Linie eher empirische Untersu-chungen.

Was wiederum eindrucksvoll berechenbar undals experimentell beweisbar veröffentlicht wurde, istder Einfluß eines statischen Magnetfeldes, auf unserGleichgewichtsorgan:

MRI magnetic field stimulates rotational sensorsof the brain. techn./dosim.

By: Roberts DC, Marcelli V, Gillen JS, Carey JP,Della Santina CC, Zee DS

Published in: Curr Biol 2011; 21 (19): 1635 -1640.

Die experimentelle Verifizierung der temporärenBeeinflussung des Gleichgewichtsorgans in Gege-wart eines starken Magnetfeldes ist schon ein-drucksvoll. Bei einer Magnetfeldstärke von 3,0 Tkommt es zu einer mechanischen Beeinflußung derIonen im Bereich der Schnecke, die eine leichteKopfrotation signalisieren. Diese Information wirdan die Augenmuskulatur weitergegeben, die darauf-hin die Rotation, die nicht vorhanden ist, kompen-sieren wollen.


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5. Vorlesungsstunde – BildgebungssequenzMit den frühen Untersuchungen der T1- und T2 Relaxationszeiten hinsichtlich einer möglichen Diag-

nose und Unterscheidungsmöglichkeit von gutartigen und bösartigen Raumforderungen, wurden schonfrüh der Grundlagen für die spätere Bildgebung geschaffen.

5.1 Gewebespezifische Parameter

Die drei prinzipiellen gewebespezifischen Pa-rameter, die man in der MRT zur Darstellung brin-gen möchte sind

∂ Protonendichte∂ T1-Relaxationszeit∂ T2-Relaxationszeit

Die Dichte der Protonen im Raumelement sollteim direkten Zusammenhang stehen mit der Intensi-tät des empfangenen Kernspinsignals.

Es werden in der Regel mehrere Anregungenbenötigt, um genügend Informationen zum Bild-aufbau zu erhalten. In der Zeit zwischen den Anre-gungen, der Repetitionszeit, kann sich wieder einelongitudinale Kernmagnetisierung im Gewebe auf-bauen, entsprechend der gewebespezifischen T1-Relaxation.

Direkt nach der Anregung setzt eine Dephasie-rung der erzeugten transversalen Kernmagnetisie-rung ein, entsprechend der gewebespezifischenintramolekularen Dipol-Dipol-Wechselwirkung,charakterisiert über die T2-Relaxation.

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5.2 Die MR BildgebungFür die schichtselektive Anregung und die räumliche Kodierung wird ein einziges Phänomen der Kern-spintomographie ausgenutzt: Die Larmorfrequenz ist abhängig von der Magnetfeldstärke.

Um eine örtliche Unterscheidung zu treffen, ist also eine räumliche Veränderung der Magnetfeldstärkekontrolliert umzusetzen. Dies geschieht über so genannte Magnetfeldgradientenspulen, oft auch abgekürzteinfach nur Gradientenspule genannt, die örtlich variable Magnetfelder erzeugen, die dem statischenMagnetfeld überlagert werden.

5.2.1 Die MagnetfeldgradientenspuleEin Magnetfeldgradient wird dadurch erzeugt,

dass man einen Strom durch eine entsprechend ge-wickelte Zylinderspule schickt, die in der einenHälfte so gewickelt ist, dass das entstehende Mag-netfeld das Grundmagnetfeld des supraleitendenMagneten vermindert, und auf der anderen Seite,bei entsprechender Umkehrung der Wickelrich-tung, das Magnetfeld verstärkt. Durch solcheWicklungen gehen etwa 400 Ampere, getriebenvon Spannungen bis zu 2000 Volt.

Die derzeitige Größenordnung der erreichbaren Magnetfeldgradienten liegt bei 80 mT/m. Gezeigt isthier die einfache Anordnung einer z-Gradientenspule. Etwas komplexer sind die entsprechenden Magnet-feldgradientenspulen in x- bzw. y-Richtung.

Wie bei den sicherheitsrelevanten Aspektennoch erläutert, bildet die menschliche Physiologieeine Begrenzung hinsichtlich der Gradientenstärkeund Anstiegsgeschwindigkeit eines Magnetfeld-gradientensystems.

Die Schnelligkeit eines Gradientensystemswird durch den Quotienten aus Maximalamplitudeund Anstiegszeit charakterisiert, der so genanntenSlew-Rate.

1986 waren die Gradientenspulen noch luftge-kühlt mit einer Maximalamplitude von 3 mT/mbei einer Slew-Rate von 3 T/m/s. Heute liegen wirbei Gradientenamplituden von 80 mT/m bei einerSlew-Rate von 200 T/m/s. Das Schalten der Mag-netfeldgradienten stellt auch die primäre Ge-räuschquelle bei einer MR-Untersuchung dar.

Nach Hendrik Anton Lorentz wirkt auf einenstromdurchflossenen Leiter in Gegenwart einesstarken Magnetfeldes eine mechanische Kraft, dieso genannte Lorentz-Kraft. Diese Kraft ist dieprimäre Ursache der Vibration der Magnetfeld-gradientenspule.


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5.2.2 Die schichtselektive AnregungEin Magnetfeldgradient verschafft uns die Mög-

lichkeit der schichtselektiven Anregung.Mit der örtlichen Variation der magnetischen

Feldstärke, haben wir auch eine örtliche Abhängig-keit der Larmorfrequenz, der Resonanzfrequenzen.Die Position und die Dicke einer Schicht ist cha-rakterisiert durch einen ganz bestimmten Fre-quenzbereich. Setzt sich der HF-Anregungspulsgenau aus diesen Frequenzen zusammen, so wer-den nur die Protonen in dieser Schicht an diesemOrt angeregt (oder refokussiert),

und nur aus dieser Schicht kommt das so ge-nannte „Kernspin-Signal“.

Amplitude und Einstrahldauer eines HF-Pulsessind miteinander verknüpft. Auch hier gelten die42,58 Hz/T Präzessionsfrequenz, die dazu führen,dass die Kernmagnetisierung nicht nur um B0 prä-zediert, sondern auch um die magnetische Feld-komponente der HF-Strahlung B1.

Eine weitere Randbedingung für die Länge ei-nes HF-Pulses ergibt sich aus der Anzahl der in ei-ner anzuregenden Schicht vorkommenden Fre-quenzen. Eine Integration führt zu einersogenannten SINC-Funktion.

Ein ideales rechteckiges Anregungsprofilscheint nicht realisierbar. Aus Zeitgründen kommtdie SINC-Funktion nur verstümmelt zur Anwen-dung, was zu einer Verschlechterung des Anre-gungsprofils führt. (Details s. Sequenzberechnung).

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5.2.3 Die FrequenzkodierungBei der räumlichen Kodierung wird ebenfalls

lediglich die Tatsache ausgenutzt, dass die Larmo-rfrequenz eine Funktion der Magnetfeldstärke ist.Bei dem Beispiel der transversal angeregtenSchicht, wird während der Datenakquisition einMagnetfeldgradient von links nach rechts einge-schaltet, so dass später eine Ortszuordnung erfol-gen kann, weil das Kernspinsignal von der linkenSeite des Patienten eine höhere Frequenz aufweist,als das Signal von der rechten Seite des Patienten.Die Zerlegung des Signals in seine Frequenzkom-ponenten nennt man Fouriertransformation.

Die Kodierung über die Frequenzabhängigkeitnennt man Frequenzkodierung. In der nebenste-henden Abbildung wird eine sagittal angeregteSchicht angenommen und die Frequenzkodierrich-tung ist anterior-posterior.

Das Meßfeld wird durch ein Raster in einzelneRaumelemente zerteilt. Dieses Raster heisst auchMatrix. In Frequenzkodierrichtung gilt es also, dieFrequenzen einzelnen Spalten zuzuordnen. DerFrequenzabstand zwischen zwei Bildspalten wirdauch „Bandbreite“ genannt. Er ist ein vom Benut-zer relativ frei wählbarer Parameter.

Den sequentiellen Ablauf von Gradientenschal-tungen, Hochfrequenzimpulsen und der Datenak-quisition bezeichnet man auch als „Bildgebungsse-quenz“ oder einfach „Sequenz“.

Die Analyse des Signals, mit folgender Zuord-nung der Amplitude zu einer Helligkeitsstufe einePixels, welches ein Voxel repräsentiert, nennt manFouriertransformation.

Einen numerisch relativ schnellen und elegantenmathematischen Algorithmus nennt man entspre-chend eine „schnelle Fouriertransformation –FFT“.


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Die Länge des Datenakquisitionsfensters ergibtsich aus der Fouierbedingung.

Danach darf zwischen zwei Abtastpunkten nichtmehr als eine halbe Frequenzperiode liegen, sonstist die Zuordnung nicht mehr eindeutig.

Damit ergibt sich, daß die Länge des Datenakquisi-tionsfensters umgekehrt proportional ist zu der ge-wählten Bandbreite.

Die Bandbreite war dabei der Frequenzabstandzwischen zwei räumlichen Spalten in Frequenzko-dierrichtung.

Für die Entwicklung der transversalen Magneti-sierung zweier benachbarter Raumelemente ergibtsich dabei als Ausgangsposition ein entgegenge-setztes Vorzeichen der transversalen Kernmagneti-sierungen in Frequenzkodierrichtung. Über dieLänge des Datenakquisitionsfensters dreht sich diebenachbarte transversale Kernmagnetisierung um360°, wobei gleichzeitig N Datenpunkte aufge-nommen werden, mit N als Matrixauflösung inFrequenzkodierrichtung.

Die Echozeit ist definiert als Zeit zwischen demZentrum des Anregungspulses und dem Zentrumdes Datenakquisitionsfensters. Bei einem langenDatenakquisitionsfenster ergibt sich zwangsläufigeine lange Echozeit. Mit dem Abstand zum Anre-gungszeitraum kommt es durch den sofort einset-zenden T2-Zerfall zu einem Signalverlust.

Anwendungen, die von einer kurzen Echozeitprofitieren, verwenden in der Regel eine hoheBandbreite.

Unabhängig vom Signalverhalten strahlt der Pa-tient über den ganzen Frequenzraum elektromagne-tisches Rauschen ab. Durch entsprechende Filterlässt sich dieses Rauschen minimieren. Die Filter-bandbreite entspricht der Bandbreite des Bildes.Eine niedrige Bandbreite bedeutet die Wahlmög-lichkeit eines schmalen Filters. Das Rauschen istproportional zur Wurzel der Bandbreite (des ver-wendeten Filters).

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Der Unterschied der Resonanzfrequenzen derKerne der Wasserstoffatome in Wasser- oder Fett-molekülen beträgt 3,5 ppm der verwendeten Mag-netfeldstärke. Mit Wahl der Bandbreite wird eineFrequenz auch zu räumlichen Zuordnung verwen-det. Das „Fettbild“ wird damit gegenüber dem„Wasserbild“ räumlich verschoben dargestellt. Derdadurch entstehende Artefakt heisst – Artefakt derchemischen Verschiebung. Wird bei einem 1,5 TSystem eine Bandbreite von 217 Hz gewählt, sosind Fett- und Wasserbild in Frequenzkodierrich-tung um 1 Pixel gegeneinander verschoben.

5.2.4 Die PhasenkodierungAuch bei der Kodierung in der zweiten Dimen-

sion wird nichts weiter ausgenutzt als die Tatsache,dass die Larmorfrequenz eine Funktion der örtlichvorliegenden Magnetfeldstärke ist, und durch eineVeränderung der Magnetfeldstärke über die Fre-quenz eine Rauminformation kodiert werden kann.Durch kurzes Schalten eines Magnetfeldgradientenvor der Datenakquisition, lässt sich so die Phasen-lage der transversalen Kernmagnetisierungen unddamit auch die Phasenlage des induzierten Signalskodieren.

5.2.5 Die BildgebungssequenzDie so akquirierte Datenreihe wird in einer so

genannten Rohdatenmatrix abgelegt. Die Anzahlder Meßpunkte dieser Datenreihe wird bestimmtdurch die vom Benutzer gewählte Auflösung (Mat-rixgröße in Frequenzkodierrichtung). Eine Daten-reihe heisst auch Fourierzeile, oder k-Raumzeile.Da mehrere Fourierzeilen notwendig sind, um einBild zu konstruieren, heisst die Rohdatenmatrixauch k-Raum. Die Anzahl der zu messenden Fou-rierzeilen wird bestimmt durch die gewünschteAuflösung in Phasenkodierrichtung (Matrixgrößein Phasenkodierrichtung).

Entsprechend der Fourierbedingung lassen sichzwei benachbarte Raumelemente voneinander un-terscheiden, wenn sich die benachbarten transver-salen Kernmagnetisierungen gegeneinander um360° gedreht haben.

Der erste Punkt einer k-Raumzeile repräsentiertalso die Situation, dass die transversalen Kernmag-netisierungen benachbarter Raumelemente entge-gengesetztes Vorzeichen haben.


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Entsprechend repräsentiert der letzte Punkt einerk-Raumzeile die gleiche Situation.

In Frequenzkodierrichtung entspricht der Ab-stand zwischen zwei Datenpunkten dem Abstands-raster des Analog-zu-Digitalwandlers. Das Ab-standsraster wird entsprechend der vom Benutzergewählten Bandbreite automatisch eingestellt.

Der Datenraum in Phasenkodierrichtung hat imPrinzip die gleiche Struktur. Hier ist allerdings derzeitliche Abstand zwischen den Fourierzeilen ge-geben durch die Zeit, die man zwischen den Repe-titionen, den Wiederholungen, lässt. Die Zeit heisstentsprechend Repetitionszeit – TR.

Vereinfacht und anschaulich illustriert wird fürdie erste Fourierzeile in Phasenkodierrichtung diegleiche Situation erzeugt, wie für den ersten Da-tenpunkt der Fourierzeile: transversale Magnetisie-rungen in Phasenkodierrichtung erhalten entgegen-gesetzte Vorzeichen ihrer transversalenKernmagnetisierungen.

Im Zentrum des k-Raums zeigen alle Kernmag-netisierungen (idealerweise) in die gleiche Rich-tung und es kommt zu einer maximalen Signalin-duktion. Damit ist das Gesamtsignal der Schichtdokumentiert, ohne jegliche Rauminformation.

Die erste Fourierzeile erlaubt zwar die Identifi-kation benachbarter Raumelemente in Phasenko-dierrichtung, aber noch nicht in eindeutiger Form.Zur eindeutigen Zuordnung sind weitere Pha-senkodierschritte notwendig, die weitere „Raum-frequenzen“ abtasten.

5.2.6 Der k-RaumDie Rohdatenmatrix wird auch k-Raum genannt.

Die Bedeutung dieses k-Raum lässt sich u.a.dadurch veranschaulichen, dass man nur einen Teildes k-Raums für die Rekonstruktion eines Bildesverwendet.

Dabei wird deutlich, dass die wichtigsten Infor-mationen im Zentrum des k-Raums zu finden sind.Wenige Zeilen um das k-Raum Zentrum herum be-stimmen die Grobstruktur des abzubildenden Ob-jektes, einschließlich des dominierenden Kontras-tes.

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In den äußeren k-Raumzeilen findet sich die De-tailinformation.

Die Signalamplituden in den äußeren k-Raumpunkten sind sehr gering, weil hier im Ext-remfall die Situation provoziert wird, dass dietransversalen Magnetisierungen benachbarterRaumelemente entgegengesetzte Vorzeichen ha-ben, und das induzierte Signal damit fast Null ist.Ein homogenes Phantom dürfte in diesen Punktengar kein Signal liefern.

Im k-Raum selber lassen sich also wie vorher-gehend erwähnt mehrere Extrempunkte finden, alsRandbedingung zur Fouriertransformation. In denEckpunkten finden sich jeweils Situationen, in de-nen die Phasenlage der transversalen Kernmagneti-sierungen entgegengesetzte Vorzeichen haben. ImZentrum des k-Raums zeigen alle transversalenMagnetisierungen in die gleiche Richtung und in-duzieren damit das Signal mit einer Maxi-malamplitude.

Eine Ausführungsform des Signalempfangsverwendet zwei senkrecht zueinander angeordneteAntennensysteme, in denen das Signal entspre-chend phasenverschoben induziert wird.

In imaginärer Schreibweise lässt sich hier gleichder oszillierende Anteil in der natürlichen Funktionherleiten.

Der Unterschied in Kreisfrequenzen ist dabeibestimmt durch die gewählte räumliche Auflösungund dem verwendeten Magnetfeldgradienten, derletztlich die Bandbreite vorgibt.

Der Abstand zwischen den Datenpunkten inFrequenzkodierrichtung multipliziert mit dem an-gewendeten Magnetfeldgradienten kann einem In-dex k zugeordnet werden.

Das Signal kann letztlich ausgedrückt werdenals Funktion dieses k-Werts multipliziert mit dergewählten räumlichen Auflösung.


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In der Rohdatenmatrix sind diese k-Werte ent-sprechend indiziert. Üblich ist eine 256*256 Mat-rix, wenngleich in neuerer Zeit auch größere Matri-zen gefahren werden.

Desgleichen muss eine solche Matrix nicht un-bedingt symmetrisch sein.

Darauf wird in dem Abschnitt zu den Protokoll-parametern noch näher eingegangen werden.

Eine andere Perspektive des k-Raums veran-schaulicht den Begriff der Raumfrequenz:

Jeder Datenpunkt des k-Raums repräsentiert dieIntensität mit der eine bestimmte Intensitäts-schwankung im rekonstruierten Bild vorkommt.

Je weiter der betrachtete k-Raumpunkt vom k-Raum-Zentrum entfernt ist, umso größer ist die Os-zillationsfrequenz der Intensitätsschwankung.

Die Summation und Normierung all dieser In-tensitätsschwankungen ergibt letztlich das Bild.

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6. Vorlesungsstunde – Berechnung einer BildgebungssequenzIn diesem Abschnitt geht es um die „ingenieur-

technischen“ Berechnungen einer Bildgebungsse-quenz. Dabei werden die bisher gelernten Grund-lagen verknüpft mit den typischenLeistungsparametern eines Kernspintomographen.Betrachtet wird eine einfache Gradientenechose-quenz. Um aus einer Gradienten-Echo-Sequenz ei-ne Spin-Echo-Sequenz zu machen, müsste ledig-lich der HF-Refokussierungspuls eingepasstwerden (in Gegenwart eines Schichtselektionsgra-dienten).

6.1 Die schichtselektive AnregungWie wir sehen werden, haben die historischen

Randbedingungen zum Teil auch heute noch einenEinfluss auf die Sequenzgestaltung. Bei der Anre-gung einer Schicht stellt sich als erstes die Frage,mit welchem Frequenzbereich möchte man arbei-ten. Dieser Frequenzbereich bestimmt letztlich diechemische Verschiebung in der Schicht und, wiewir noch sehen werden, die Zeitdauer der HF-Einstrahlung.

6.1.1 Amplituden für den Schichtselektionsgradienten

Die historisch bedingte Wahl der Frequenz-bandbreite eines HF-Anregungspulses, hat sich ausder verfügbaren Gradientenstärke ergeben. Manwollte mit einem 3 mT/m Gradientensystem zu-mindest eine 8 mm dicke Schicht anregen können.Bei einer 10 mm Schicht braucht man entsprechend2,4 mT/m und das ergibt eine Frequenzbandbreitevon etwa 1000 Hz.

6.1.2 Berechnung des HF Pulses

Solche SINC-Funktionen sind zum grossenTeil noch heute im Einsatz.

Zur Bestimmung der Form des HF Pulses ist eseine relativ gute Näherung, über den Frequenzbereichder Schicht zu integrieren. Die Umsetzung der Euler-schen Formel führt letztlich auf die SINC-Funktion.

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Leider hat die SINC-Funktion die unpraktischeEigenschaft, dass sie unendlich ist. In der Praxisbrauchen wir allerdings einen Startpunkt und einenEndpunkt – und ein kurzer HF-Puls ermöglicht unszudem das Signal kurz nach der Anregung zu mes-sen. Je näher wir an den Anregungszeitpunkt heran-kommen, umso grösser wird unsere Signalausbeutesein.

Wir sind also gezwungen, den idealen HF-Puls zuverstümmeln. Man nimmt etwas mehr als den erstenNulldurchgang mit und macht nicht unerheblicheKompromisse beim Schichtprofil. Das nimmt man inKauf, weil man als Nebeneffekt zu diesem Kompro-miss mit einem besseren SNR belohnt wird. UmKantenoszillationen im Randbereich der Anregungzu minimieren, filtert man den HF-Puls in der Regelmit einem Hanning- oder Hamming-Filter.

Natürlich gibt es auch wesentlich komplexereVerfahren zur Berechung eines HF-Pulses. Eines die-ser Verfahren ist das von Shinnar und Le Roux imJahre 1986 vorgestellte.

Bei diesem Verfahren wird das Profil des Anre-gungspulses unter Berücksichtigung der Bloch-Gleichung und der Verwendung von Rotationsmatri-zen bestimmt.

Mit nur wenigen Spulenkonzepten lassen sichhomogene B1-Verteilung im gesamten Schichtvolu-men erzielen. Änderungen in der B1-Amplitude ha-ben aber bei SINC-Pulsen unterschiedliche Anre-gungswinkel zur Folge. Hier greift die Klasse deradiabatischen HF-Pulse. Diese haben einheitlicheRotationswinkel im gesamten Schichtvolumen zumZiel, auch wenn das B1-Feld nicht konstant gehaltenwerden kann.

Primär gibt es im menschlichen Körper Wasserund Fett, und manchmal möchte man nur das eineoder das andere anregen. Die Resonanzfrequenz un-terscheidet sich um 3,5 ppm und eigentlich brauchenwir die Resonanzfrequenz für die Definition von Ortund Dicke der anzuregenden Schicht.

An dieser Stelle kommen die so genannten „Bi-nomialpulse“ zum Einsatz. Wie in der nebenstehen-den Abbildung ersichtlich, kann ich über eine solcheHF-Pulskombination sowohl räumlich, als auchspektral-selektiv sein.


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Im Jahre 1993 lag die Gradientenstärke schon bei30 mT/m. Bei gleicher Bandbreite für den Anre-gungspuls, hätte man mit dieser Gradientenstärkeschon Schichtdicken von 0,74 mm erreichen können.

Der Sequenzentwickler muss auch heute noch denParameterraum festlegen, den der Benutzer einstellendarf. Dieser Parameterraum ist natürlich an die Leis-tungszahlen des entsprechenden Kernspintomogra-phen geknüpft.

6.1.3 GradientenrampenzeitenVor 1997 musste der Sequenzentwickler die

Gradientenrampenzeit noch für den „schlimmstenFall“ konzipieren.

Bei einer angenommenen minimalen Schichtdi-cke von 1 mm, hätte man bei dem 1kHz HF-Pulseine Gradientenstärke von 24 mT/m gebraucht. Beieiner Gradientenanstiegszeit von 400 µs auf30 mT/m, bedeutet dies eine zu berücksichtigendeRampenzeit von 320 µs.

6.1.4 Timing

Sobald eine transversale Kernmagnetisierungerzeugt ist, wird der über den Schichtselektions-gradienten erzeugte Frequenzunterschied zu einerDephasierung der Verteilung der Kernmagnetisie-rungen in Richtung Schichtselektion führen.

Diese Dephasierung würde zu einem Signalver-lust führen und wird idealerweise wieder refokus-siert bzw. rephasiert.

In einer guten Näherung kann man annehmen,dass die transversale Kernmagnetisierung im Zent-rum des Anregungspulses schlagartig entstanden istund sich danach entsprechend der Amplitude desSchichtselektionsgradienten verteilt hat, bis zumZeitpunkt des Abschaltens dieses Gradienten.

Die Kompensation dieser Dephasierung kanndurch einen Gradientenpuls entgegengesetzter Po-larität kompensiert werden.

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6.2 Die FrequenzkodierungAmplitude und Zeitdauer des so genannten Aus-

lesegradienten ergeben sich aus der Wahl der Bild-bandbreite. Je niedriger die Bildbandbreite gewähltwird, um so größer ist der Artefakt der chemischenVerschiebung, um so enger kann ich aber den Filterwählen, der mir das Patientenrauschen einschränkt.Eine niedrige Bandbreite bedeutet aber auch einlanges Datenakquisitionsfenster und damit auch ei-ne relativ lange Echozeit.

6.2.1 Länge des Datenakquisitionsfensters

Die Länge des Datenakquisitionsfensters ergibtsich aus der Fouierbedingung.

Danach darf zwischen zwei Abtastpunkten nichtmehr als eine halbe Frequenzperiode liegen, sonstist die Zuordnung nicht mehr eindeutig.

Damit ergibt sich, daß die Länge des Datenakqui-sitionsfensters umgekehrt proportional ist zu dergewählten Bandbreite.

Die Bandbreite war dabei der Frequenzabstandzwischen zwei räumlichen Spalten in Frequenzko-dierrichtung.

Für die Entwicklung der transversalen Magneti-sierung zweier benachbarter Raumelemente ergibtsich dabei als Ausgangsposition ein entgegengesetz-tes Vorzeichen der transversalen Kernmagnetisie-rungen in Frequenzkodierrichtung. Über die Längedes Datenakquisitionsfensters dreht sich die be-nachbarte transversale Kernmagnetisierung um360°, wobei gleichzeitig N Datenpunkte aufgenom-men werden, mit N als Matrixauflösung in Fre-quenzkodierrichtung.

Die Echozeit ist definiert als Zeit zwischen demZentrum des Anregungspulses und dem Zentrumdes Datenakquisitionsfensters. Bei einem langenDatenakquisitionsfenster ergibt sich zwangsläufigeine lange Echozeit. Mit dem Abstand zum Anre-gungszeitraum kommt es durch den sofort einset-zenden T2-Zerfall zu einem Signalverlust.

Anwendungen, die von einer kurzen Echozeitprofitieren, verwenden in der Regel eine hoheBandbreite.


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Unabhängig vom Signalverhalten strahlt der Pa-tient über den ganzen Frequenzraum elektromagne-tisches Rauschen ab. Durch entsprechende Filterlässt sich dieses Rauschen minimieren. Die Filter-bandbreite entspricht der Bandbreite des Bildes. Ei-ne niedrige Bandbreite bedeutet die Wahlmöglich-keit eines schmalen Filters. Das Rauschen istproportional zur Wurzel der Bandbreite (des ver-wendeten Filters).

Der Unterschied der Resonanzfrequenzen derKerne der Wasserstoffatome in Wasser- oder Fett-molekülen beträgt 3,5 ppm der verwendeten Mag-netfeldstärke. Mit Wahl der Bandbreite wird eineFrequenz auch zu räumlichen Zuordnung verwen-det. Das „Fettbild“ wird damit gegenüber dem„Wasserbild“ räumlich verschoben dargestellt. Derdadurch entstehende Artefakt heisst – Artefakt derchemischen Verschiebung. Wird bei einem 1,5 TSystem eine Bandbreite von 217 Hz gewählt, sosind Fett- und Wasserbild in Frequenzkodierrich-tung um 1 Pixel gegeneinander verschoben.

Aus der Wahl der Bandbreite ergibt sich zwin-gend die Gradientenamplitude des Frequenzko-diergradienten.

Bei der Wahl der Bandbreite muss letztlich dieLeistungsfähigkeit des Analog-zu-Digital-Konverters berücksichtigt werden. Die geforderteAbtastrate muß von letzterem realisierbar sein.

Wie schon bei dem Parameterraum der Schicht-dicke, muss der Sequenzentwickler festlegen, wel-chen Parameterraum er hinsichtlich der Wahl desMeßfeldes zulassen kann.

Bei einer Bandbreite von 130 Hz und einer Sys-temleistungsfähigkeit von 30 mT/m könnte das Sys-tem ein Meßfeld von bis zu 52 mm erlauben.

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6.2.2 GradientenrampenzeitenDa die Größe des Messfeldes auch die maximal

verwendete Gradientenamplitude bestimmt undüber diese Amplitude die einzuplanende Rampen-zeit bestimmt wird, kann es unter Berücksichtigungder typischen Anwendungsfälle auch zu der Wahleiner niedrigeren maximalen Gradientenamplitudekommen, als das System eigentlich liefern könnte.Mit diesem Schritt lässt sich die einzuplanendeRampenzeit entsprechend kürzer wählen.

6.2.3 TimingÄhnlich wie bei der Diskussion der Dephasie-

rung bei der Schichtselektion, lassen sich bei derFrequenzkodierung die gleichen Überlegungen an-stellen. Der gewollte Unterschied in Resonanzfre-quenzen während der Datenakquisition führtzwangsläufig zu einer Dephasierung der transver-salen Kernmagnetisierungen in Frequenzkodier-richtung. Durch Anwendung eines vorauseilendenGradientenpulses entgegengesetzter Polarität, lässtsich der Rephasierungspunkt ins Zentrum des Da-tenakquisitionsfensters bringen.

6.3 Die PhasenkodierungSenkrecht zur Schichtselektionsrichtung und

senkrecht zur Ausleserichtung wird der Phasenko-diergradient geschaltet. Gilt für den ersten Daten-punkt der Fourierzeile eine Situation der entgegen-gesetzten Kernmagnetisierung in benachbartenRaumelementen, so lässt sich dies auf die ersteFourierzeile übertragen. Bei der ersten Fourierzeilewird die transversale Kernmagnetisierung benach-barter Raumelemente so eingestellt, dass sie entge-gengesetzte Vorzeichen haben.

6.3.1 Das AmplitudenzeitintegralIm Gegensatz zur Schichtselektions- oder Fre-

quenzkodierrichtung, kommt es bei der Phasenko-dierung nicht auf eine bestimmte Gradientenam-plitude an. Für die Phasenentwicklung ist dasProdukt aus Amplitude und Zeitdauer des Gradien-ten relevant.


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6.3.2 GradientenrampenzeitenBerechnung der Gradientenrampenzeit entsprechend der Maximalamplitude.

6.4 MPG – Das MedizinproduktegesetzFür die Entwicklung von Geräten, die in der

medizinischen Diagnostik und Therapie eingesetztwerden, gilt das Medizinproduktegesetz – MPG.

In den Vereinigten Staaten wird die Kontrolleüber die Medizinprodukte durch die FDA (foodand drug administration) durchgeführt. Jedes medi-zinische Gerät braucht eine FDA-Zulassung. Zudokumentieren ist, warum man etwas macht, dasses sinnvoll ist, wie man es macht und wie man ge-testet hat, dass es macht was es machen soll undwas das Ergebnis war. Das trifft auch auf die Se-quenzentwicklung zu.

6.5 SDE – Sequence Development Environment1997 wurde das so genannte „Sequence Develo-

pment Environment – „SDE“ eingeführt.Der eigentliche Quellcode ist derzeit C++.Das SDE ist nicht nur modular und flexibler, es

erlaubt auch die Anpassung von Sequenzen an un-terschiedliche Gerätekonfigurationen. Es beinhaltetgleichzeitig Testroutinen, die direkt nach der Pro-grammierung angewendet werden können, um zu-mindest den theoretisch korrekten Ablauf, noch vorder Übertragung auf das Gerät zu verifizieren.

6.5.1 IDEA – Integrated Development Environment for ApplicationsDie eigentliche Sequenzentwicklung erfolgt innerhalb eines IDEA-Tools (bei Siemens).

Sprache ist derzeit C++.Was sich in den letzten vierzig Jahren nicht geändert hat, ist die Definition von Variablen, die man in

seinem Programm verwenden möchte:

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Nach der Definition der Variablen erfolgt die Belegung. Hier legt der Sequenzprogrammierer wie seit1986 den Rahmen der Parameter fest, den der Benutzer selektieren können soll.


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Berechnung der HF-Amplitude:

Passen gewähltes TE und gewähltes TR? Wenn nicht, sind entsprechende Nachrichten dem Benutzerüber so genannte „Pop-ups“ mitzuteilen, mit Vorschlägen und Wahlmöglichkeiten:

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Überprüfung von Sequenzablauf: Wird die Spezifikation des Magnetfeldgradientensystems eingehal-ten? Liegen Anstiegszeit und Amplitude der geforderten Magnetfeldgradienten unterhalb der Schwelle,die beim Patienten eine periphere Nervenstimulation verursachen könnte?

Wenn alles klar ist, kommt es zu Ausführung der Sequenz:

Das eigentliche Sequenztiming hat eine ziemliche Ähnlichkeit mit dem alten PARGEN:


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6.5.2 ICE – Image Calculation Environment

Kommentar

Die Bildberechnung erfolgtheutzutage immer noch auf einemseparaten „Bildrechner“, aber nichtmehr herstellerspezifisch, sondernebenfalls seit Jahren angekoppeltan den PC-Markt.

Auch wenn sowohl die Sequen-zentwicklungssprache, als auch dieBildrekonstruktionssprache derzeitC++ basiert sind, so nutzt ICE, diemit dem Schritt von C auf C++möglichen Feinheiten in manchmalschwer zu durchschauender Ele-ganz aus.

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7. Die MR Sequenzfamilie (Übersicht)Es ist natürlich müßig über die „Wichtigkeit“ be-

stimmter Bildgebungssequenzen zu diskutieren.

Bevor wir uns allerdings weiter im Detail verlie-ren, sei an dieser Stelle eine Übersicht gebracht,über alle „Sequenzen“ und ihre typischen Anwen-dungen, ohne im Detail auf die Funktion einzugehen[51].

Die nebenstehende Abbildung zeigt die Se-quenzklassifizierung nach vorherigem Schema unterAuflistung der bei SIEMENS verwendeten Se-quenzakronyme. Eine Gegenüberstellung der Se-quenznamen anderer Hersteller findet sich am Endedieses Abschnitts.

7.1 CSE – die konventionelle Spin-Echo-Sequenz

Die herkömmliche Spin-Echo Sequenz wird oftauch CSE genannt und ist die grundlegende Se-quenz in der T1-gewichteten Bildgebung vor undnach Kontrastmittelgabe.

Sie fällt in der Kategorie Einzel-Echo Technikenunter der Rubrik „Spin-Echo“.

7.2 GRE – die Gradienten-Echo-Sequenz

Auf Grund der dicht beieinanderliegenden T1-Relaxationszeiten von GHS und WHS bei höherenFeldstärken, und dem damit verbundenen dürftigenKontrast in der T1-W SE-Bildgebung, hat man dieGRE „wiederentdeckt“. GRE steht Synonym fürFLASH, FISP, GRASS, SPGR, FFE oder FFE-T1.

Die GRE fällt in der Kategorie Einzel-EchoTechniken unter der Rubrik „Gradienten-Echo“.

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Auf Grund der T2* Sensitivität bildet die GREdie Grundlage für ein Protokoll zum Nachweis vonBlutungen bzw. Blutzerfallsprodukten.

Es ist nur darauf zu achten, dass eine hinreichendlange TE-Zeit auch die Ausbildung der erwartetenArtefakte garantiert.

Die GRE Sequenzen, sei es FLASH oder FISP,bilden die Grundlage für (fast) alle MR Angiogra-phien.

(Mit der NFS-Diskussion werden auch Alternati-ven wieder interessant).

Auf die Unterschiede zwischen trueFISP, CISS,DESS, FISP, FLASH und VIBE, die alle zu denEinzelecho-Techniken zählen, soll später noch ein-gegangen werden.

7.3 TSE, FSE – die Multi-Echo Spin-Echo-Sequenzen

Die TSE wurde schon eingehend eingeführt. Siebildet die Grundlage für alle PD-W und T2-W.

Die TSE fällt in der Kategorie Multi-Echo Tech-niken unter die Rubrik „Spin-Echo“.

7.4 SPACE, CUBE, VISTA

Die SPACE wurde schon erläutert und kann imPrinzip überall dort eingesetzt werden, wo auch eineTSE eingesetzt werden kann. Sie bildet die Grund-lage für alle PD-W und T2-W. Bei anderen Herstel-lern wird die Bezeichnung CUBE bzw. VISTAverwendet.

Die SPACE fällt in die Kategorie Multi-EchoTechniken unter die Rubrik „Spin-Echo“ – auchwenn hier mit der Refokussierung der transversalenKernmagnetisierung gespielt wird.


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7.5 FLAIR – die FLuid-Attenuated Inversion Recovery

Die FLAIR fällt in der Kategorie "Multi-EchoTechniken mit Vorbereitung der Magnetisierung"unter die Rubrik „Spin-Echo“.Dieser Inversionsansatz zur Unterdrückung des Li-quorsignals kann natürlich auch mit dem SPACEAkquisitionsschema kombiniert werden.

Auch diese Sequenz wurde schon vorgestellt.Es handelt sich um eine TSE mit einem vorge-stellten Inversionspuls unter Verwendung einersehr langen Inversionszeit – zur Unterdrückungvon Gewebe mit langen T1-Relaxationszeiten.

7.6 TIR – die phasensensitive IR-TSEAuch diese Sequenz wurde schon vorgestellt. Es

handelt sich um eine TSE mit einem vorgestelltenInversionspuls, unter Verwendung einer Inversions-zeit von ca. 350 ms – zur Optimierung des Kontras-tes zwischen WHS und GHS. Bei der Bilddarstel-lung wird die Phasenlage der transversalenKernmagnetisierung berücksichtigt.

Die TIR fällt in der Kategorie Multi-Echo Techniken mit Vorbereitung der Magnetisierung unter dieRubrik „Spin-Echo“.

7.7 STIR – die FettunterdrückungstechnikAuch diese Sequenz wurde schon vorgestellt. Es

handelt sich um eine TSE mit einem vorgestelltenInversionspuls unter Verwendung einer kurzen In-versionszeit von ca. 170 ms – zur Unterdrückungdes Fettsignals.

Die STIR fällt in der Kategorie Multi-EchoTechniken mit Vorbereitung der Magnetisierung un-ter die Rubrik „Spin-Echo“.

7.8 RESTORE, DRIVE, FRFSE – die TSE mit Flip-Back-PulsAuch diese Sequenz wurde schon vorgestellt. Es

handelt sich um eine TSE mit einem „Flip-Back-Puls“ am Ende des Echozuges. Dadurch kommenalle Gewebearten, die am Ende eines Echozugesnoch nennenswerte transversale Magnetisierungvorweisen können (Liquor und andere Flüssigkei-ten), heller zur Darstellung – wird also ausschliess-lich in der T2-W angewandt.

Die RESTORE fällt in der Kategorie Multi-Echo Techniken mit Vorbereitung der Magnetisierung un-ter die Rubrik „Spin-Echo“.

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7.9 MP-RAGE – T1-W 3D-GREBei der „magnetization prepared rapid acquired

gradient echo“ – MP-RAGE, handelt es sich um ei-ne 3D-GRE, bei der in der Partitionsschleife ein In-versionspuls platziert ist, um eine T1-W aufzuprä-gen. Entsprechend kommt diese Technik in der T1-W im ZNS zur Anwendung.

Bei anderen Herstellern werden für ähnlicheTechniken die Begriffe 3D FSPGR bzw. 3D TFEverwendet.

Die MP-RAGE fällt in der Kategorie Multi-Echo Techniken mit Vorbereitung der Magnetisierung unterdie Rubrik „Gradienten-Echo“.

7.10 CISS – Constructive Interference Steady StateDie CISS, bei einem anderen Hersteller auch als

„3D PC FIESTA“ bezeichnet wird, ist ein Vorläuferder trueFISP. Die Anregungspulse können bei die-ser Technik auch als Refokussierungspulse auffrühere Anregungen angesehen werden, so dass manhier von Spin-Echo Beiträgen reden kann – undSuzszeptibilitätsunterschiede in der Schädelbasis of-fensichtlich keine Konsequenzen haben

Die CISS fällt in der Kategorie Einzel-Echo Techniken „eigentlich“ unter die Rubrik „Spin-Echo“.

7.11 HASTE – Half Fourier Acquired Single Shot TSEDie HASTE – „Half Fourier Acquired Single

Shot TSE“, erlaubt die Bildakquisition in wenigerals einer Sekunde. Nach einer Anregung wird der k-Raum mit multiplen phasenkodierten Spin-Echosgefüllt – wobei unter Ausnutzung der k-RaumSymmetrie nur die Hälfte des k-Raums gemessenund die fehlende Hälfte gespiegelt wird.In anbetracht der langen Echozeit kommt HASTEausschliesslich in der T2-W und primär in der Prä-nataldiagnostik (und der MRCP) zur Anwendung.

Bei anderen Herstellern werden ähnliche Ansätze mit den Akronymen SS-FSE bzw. SS-TSE bezeichnetDie HASTE fällt in der Kategorie Multi-Echo Techniken unter die Rubrik „Spin-Echo“.

7.12 DW-SE-EPI – die diffusionsgewichtete EPIBei der DW-SE-EPI, der diffusionsgewichteten

Spin-Echo Echo-Planaren-Bildgebung, wird inner-halb einer Spin-Echo Einhüllenden der transversa-len Kernmagnetisierung durch so genannte Diffusi-onsgradienten eine Diffusionswichtung aufgeprägtund mit einem EPI-Auslesemodul ausgelesen.

Die DW-SE-EPI fällt in die Kategorie „Hybrid-technik mit Vorbereitung der Magnetisierung“.


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7.13 FLASH, FISP, DESS, CISS, trueFISPBei FLASH wird die transversale Kernmagneti-

sierung am Ende einer Messung zerstört, „gespoilt“.Bei der FISP wird die transversale Kernmagnetisie-rung teilweise, bei der CISS, DESS und trueFISPvollständig refokussiert. Dies führt zu zunehmenderSignalintensität für Strukturen mit längerer T2-Relaxationszeit.

FLASH, FISP, DESS, CISS und trueFISP fallenin der Kategorie Einzel-Echo Techniken „eigent-lich“ unter die Rubrik „Gradient-Echo“ ... mitÜbergang zum „Spin-Echo“.

7.14 VIBE – die 3D GRE mit VolumeninterpolationBei der VIBE handelt es sich um eine 3D GRE,

bei der eine Fourierinterpolation in Partitionskodier-richtung provoziert wird. Ursprünglich für Ateman-haltetechniken im Abdomen gedacht, hat sich dasAkronym „Volume Interpolated Breathhold Exami-nation – VIBE“ angeboten.

VIBE fällt in der Kategorie Einzel-Echo Techni-ken unter die Rubrik „Gradient-Echo“.

Andere Hersteller verwenden für ähnliche Ansät-ze das Akronym LAVA-XV, bzw. THRIVE.

7.15 GRE – In-Phase, Opposed-Phase BildgebungIm Abdomen kommt bei der GRE, in der Regel

einer FLASH, das Phänomen der In-Phase – Oppo-sed-Phase Bildgebung zum tragen. Hier wird diePhasenverschiebung der transversalen Magnetisie-rung zwischen Fett und Wasser, in Abhängigkeitder Echozeit, zur Differentialdiagnostik von Raum-forderungen herangezogen.

GRE fällt in der Kategorie Einzel-Echo Techni-ken unter die Rubrik „Gradient-Echo“.

7.16 TSE – in der abdominellen Bildgebung

Erst die Einführung der Multi-Echo Spin-EchoTechniken hat zu einer Reduktion von Meßzeitengeführt, die eine T2-W in der abdominellen Bildge-bung erst möglich macht (bei angehaltenem Atem).

Die TSE fällt in der Kategorie Multi-Echo Tech-niken unter die Rubrik „Spin-Echo“.

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7.17 MRCP – Magnetresonanzcholangiopankreatographie

Die MRCP ist natürlich keine Sequenz. Aber alleSequenzen, die primär eine starke T2-W in kurzerMeßzeit erlauben, kommen für eine MRCP in Fra-ge. Darunter fallen die HASTE, die RESTORE undevtl. auch die SPACE.

7.18 trueFISP – die „wahre“ FISPDie trueFISP, auch bFFE, bSSFP oder FIESTA

genannt, ist die „wahre“ FISP, weil es dem Se-quenzkonstrukt entspricht, welches ursprünglich alsFISP beschrieben, in dieser Form aber erst einmalwegen zu großer Artefaktanfälligkeit nicht so im-plementiert wurde – eben erst Jahre später, als dieHardware den notwendigen Reifegrad erreicht hatte.Die trueFISP eignet sich hervorragend für dynami-sche Aufnahmen, wie es in der Herzbildgebung ge-fordert ist.

Die trueFISP fällt in der Kategorie Einzel-Echo Techniken unter die Rubrik „Gradienten-Echo“ (mitsignifikanten refokussierten Anteilen (Spin-Echos).

7.19 TFL – die turboFLASHDie turboFLASH – TFL, ist eine FLASH, bei der

ein vor der Gesamtmessung platzierter Inversions-oder Sättigungspuls, eine T1-Wichtung aufprägt.Mit einer solchen Kontrastmanipulation lassen sichz.B. Gewebearten mit bestimmter T1-Relaxationszeit ausblenden, was bei der Perfusions-bestimmung des Herzmuskels ausgenutzt wird.

Die turboFLASH fällt in der Kategorie Einzel-Echo Techniken mit Vorbereitung der Kernmagne-tisierung unter die Rubrik „Gradienten-Echo“.

Der TFL ähnliche Techniken werden bei anderen Herstellern unter der Bezeichnung FSPGR bzw. TFEgeführt.

7.20 MEDIC – Multi-Echo Data Image CombinationDie MEDIC ist eine Multi-Echo Gradienten-

Echo Sequenz, bei der die multiplen Gradienten-echos nicht mit einer zusätzlichen Phasenkodierungversehen werden, sondern „einfach“ zwecks Mitte-lung als zusätzliche Akquisition mitgenommenwerden, und, da spätere Echos berücksichtigt wer-den, eine zusätzliche T2-Wichtung beinhaltet.

Die MEDIC fällt in der Kategorie Multi-EchoTechniken unter die Rubrik „Gradienten-Echo“.

Andere Hersteller bezeichnen ähnliche Techniken mit MERGE bzw. M-FFE.


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7.21 FISP – Fast Imaging with Steady-state PrecessionIm Gegensatz zur FLASH wird bei der FISP am

Ende eines Echos die transversale Magnetisierungin Phasenkodierrichtung refokussiert. Dadurchkommt es zu einer Signalerhöhung für alle Gewebe-arten, die eine längere T2-Relaxationszeit haben.Dies gilt allerdings nur für den Fall sehr kurzer Re-petitionszeiten und nur bei Verwendung relativ gro-ßer Anregungswinkel. Sind diese Voraussetzungennicht gegeben, so erhält man einen FLASH-ähnlichen Kontrast.

Andere Hersteller führen für diese Art Sequenz die Bezeichnung GRASS bzw. FFE. Die FISP fällt inder Kategorie Einzel-Echo Techniken unter die Rubrik „Gradienten-Echo“ (mit refokussierten Anteilen(SE)).

7.22 TGSE, GRASE – die Gradienten- und Spin-Echo SequenzTheoretisch und praktisch lassen sich multiple

Gradienten-Echos unter einer Spin-Echo Einhüllen-den akquirieren. Das entsprechende Akronym nenntsich TGSE – „turbo Gradient-Spin-Echo“ oderGRASE – „Gradient- and Spin-Echo“. Man hat sichvon dieser Kombination eine höhere Empfindlich-keit auf Blutzerfallsprodukte erhofft.

Die TGSE fällt in der Kategorie „Multi-EchoTechniken“ in die Rubrik „Hybride“.

7.23 Herstellerspezifische AkronymeTeilweise aus historischen Gründen, haben die Hersteller für „ihre“ Sequenz natürlich entsprechendeMarkennamen eingeführt, so dass Vergleichstabellen notwendig sind, um auf Ähnlichkeiten hinzuweisen.Für die Hersteller Philips und GE sind diese Vergleichstabellen untenstehend angegeben.

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8. Vorlesungsstunde – Hardware

8.1 Magnet-TechnologieDas Phänomen des Kernspins ist nur in Gegenwart eines „starken“ Magnetfeldes beobachtbar. Es gibtderzeit drei primäre Möglichkeiten ein Magnetfeld zu erzeugen.

Ein Magnetfeld mit einer maximalen Ober-grenze von etwa 0,35 T lässt sich durch „zu-sammenkleben“ von Permanentmagneten reali-sieren. Die Herstellungskosten für solch einSystem sind „relativ“ gering. Die Betriebekos-ten sind ebenfalls gering (kein Helium, geringeStromkosten). Nachteilig für ein solches Systemsind die geringe Feldstärke (niedriges SNR), dietemperaturabhängig der Feldstärke (Bildqualitätund Artefakte) und das Gewicht (ca. 14 T)

Eine zweite Möglichkeit besteht natürlich darin,wie von Hans Christian Oersted gefunden, ei-nen Strom durch eine Zylinderspule zu schi-cken, um bei Bedarf ein entsprechendes Mag-netfeld zu erzeugen.

Auch bei einer solchen Methode ist die Stär-ke des Magnetfeldes limitiert, auch hier findetsich eine Temperaturempfindlichkeit der Feld-stärke und die Betriebekosten sind entsprechendder notwendigen Stromversorgung signifikant.Das von der Firma FONAR vertriebene resisti-ve System hat ein Gewicht von 40t.

Die Entdeckung des Phänomen der Supralei-tung wird Heike Kamerlingh Onnes zugeschrie-ben. Bei diesem Phänomen verschwindet derresistive Widerstand komplett! Nach demHochfahren des Magnetfeldes (Einspeisung vonz.B. 400 A), werden Anfang und Ende der Zy-linderspule miteinander verknüpft und derStrom fließt permanent, ohne Verluste!Der größte Marktanteil wird durch supraleiten-de Systeme abgedeckt. Die Herstellungskostensind zwar relativ hoch, aber ansonsten gibt esnur Vorteile:

Mit Maßnahmen zur Eindämmung des Helium-verbrauchs reduzieren entsprechend die Betrie-bekosten. Das Gewicht ist relativ moderat (4 tfür ein 1,5 T System). Die Feldstärke wird voneiner Änderung der Raumtemperatur nicht be-einflusst und die erzeugbare Feldstärke ist rela-tiv beliebig.

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8.1.1 MagnetfeldstärkeDas elektromagnetische Rauschen, welches

seinen Ursprung im Patienten hat, steht in linea-rer Abhängigkeit zur verwendeten Magnetfeld-stärke.

Das induzierte Kernspinsignal ist eine Funk-tion der Änderung der (transversalen) Kern-magnetisierung über der Zeit – also proportionalzu Resonanzfrequenz und der Größe der (trans-versalen) Kernmagnetisierung.

Die transversale Kernmagnetisierung wirdmit einem HF Anregungspuls aus der longitudi-nalen Kernmagnetisierung erzeugt.

Ist der verwendete Impuls ein 90° HF Anre-gungsimpuls, so wird aus der longitudinalenKernmagnetisierung eine transversale Kern-magnetisierung.

Die longitudinale Kernmagnetisierung ist ei-ne Funktion der Besetzungswahrscheinlichkeitder Niveaus. Die longitudinale Kernmagnetisie-rung steigt linear mit der verwendeten Magnet-feldstärke.

Das Verhältnis von Signal-zu-Rauschen istdamit annähernd linear mit der verwendetenMagnetfeldstärke.

Eine sehr gute Übersichtsarbeit zu 3T An-wendungen im Vergleich mit 1,5 T Anwendun-gen findet sich in

Kuhl, C. K. et al. Radiology 2008;246:675-696

In diesem Beitrag findet sich auch die neben-stehende Abbildung, die verdeutlicht, dass sichder Kontrast zwischen Grauer und WeisserHirnsubstanz von 1,5T auf 3T verschlechtert,wenn nicht parallel kontrastverbessernde Maß-nahmen getroffen werden.

Die mit der Erhöhung der Feldstärke einher-gehende Verlängerung der T1-Relaxationszeiten wirkt sich positiv auf die Ef-fektivität von T1-verkürzenden Kontrastmittelnaus. Wie aus der nebenstehenden Abbildung zuersehen, treten kontrastmittelaufnehmendeStrukturen bei einer höheren Feldstärke wesent-lich deutlicher in Erscheinung.

Artefakte, die ihren Ursprung in lokalen Än-derungen der magnetischen Suszeptibilität ha-ben, sind eine Funktion der Feldstärke.

Als Konsequenz ist natürlich die Darstellungvon Blutung bei der Verwendung einer höherenFeldstärke offensichtlicher.


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Von der Zunahme der T1-Relaxationszeiten,plus der Zunahme des SNR mit der Verwen-dung höherer Feldstärke, profitieren natürlichauch die Flugzeit-Angiographien – ToF-MRA.

Bei der Feldstärke von 7T zeigen sich bei derToF-MRA sogar Gefäßstrukturen, die mit dem„Goldstandard“, der DSA, nicht in dieser Deut-lichkeit dokumentiert werden.

Eine andere Arbeit zu 3T Anwendungen imVergleich mit 1,5 T Anwendungen findet sichin

Sommer, T. et al. Radiology 2005;234:718-725

In diesem Beitrag wird argumentiert, dassdie Verwendung einer höheren Feldstärke diediagnostische Sicherheit bei Erkrankungen derHerzkranzgefäße nicht beeinflusst. Für denÜberweiser dürfte die bessere Bildqualität beihöherer Feldstärke (trotzdem) attraktiv sein.

Die chemische Verschiebung skaliert linearmit der Feldstärke. Was in der MR Spektrosko-pie ein gewünschtes Phänomen ist, kann bei3,0 T zu einem unerwünschten Artefakt führen.

Da die Frequenzinformation zur räumlichenZuordnung verwendet wird, führt eine Ver-schiebung von Fett- und Wasserbild zu den be-kannten Artefakten der chemischen Verschie-bung. Die Verwendung höherer Bandbreitewürde dem entgegenwirken, würde aber auchgleichzeitig eine Rauscherhöhung bedeuten, dader Bildfilter auf eine größere Bandbreite einge-stellt werden müsste.

Unterschiede in magnetischer Suszeptibilitätmanifestieren sich über die dadurch bedingtenMagnetfeldinhomogenitäten. Letztere sind eineFunktion aus dem Produkt der verwendetenMagnetfeldstärke und der vorliegenden magne-tischen Suszeptibilät des entsprechenden Gewe-bes. Dort, wo der Unterschied in der magneti-schen Suszeptibilität bei der Bildgebungausgenutzt wird, wie z.B. beim BOLD-Imagingin der fMRI (Blood oxygenation level depen-dent functional MRI).

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Was in der fMRI eine willkommene Er-scheinung ist, wird bei Gegenwart metallischerImplantate als lästiger Artefakt in Kauf ge-nommen.

Da der Signalverlust eine Funktion des Fre-quenzsspektrums innerhalb eines Raumelemen-tes ist, hilft zur Artefaktreduktion eine höhereräumliche Auflösung und die Verwendung kur-zer Echozeiten.

Mit der Verwendung einer höheren Feldstär-ke wie 3,0 T kommen die geometrischen Di-mensionen der verwendeten elektromagneti-schen Wellen in die Größenordnung derPatientenausdehnung. Durch entsprechendeWechselwirkungsprozesse kommt es zu B1-Inhomogenitäten, die zu entsprechenden Ab-schattungen führen.

Was im homogenen Phantom als dramati-scher Artefakt zu sehen ist, ist innerhalb des Pa-tienten in abgeminderter Form zu erkennen.Auch hier kommt es zu B1-Inhomogenitäten,die zu entsprechenden Abschattungen führen.

Hier ergeben sich Herausforderungen, für diesich vermarktbare Lösungen finden.

Mit der Verwendung hoher Feldstärken wer-den, wegen des zunehmenden Signal-zu-RauschVerhältnis, Fehlzuordnungen signalreicherStrukturen als lästige Bewegungsartefakte zurKenntnis genommen.

Auch hier wird eine Herausforderung durchdie Entwicklung kompensierender Technikenerfolgreich gemeistert. Die radiale Akquisitionerlaubt eine inline Detektion einer Bewegung,mit einer prospektiven als auch retrospektivenKorrektur der eingelesenen Daten.

In ihren jeweils implementierten Lösungenheißen diese Akquisitionsschemata des radialabgetasteten k-Raums BLADE, PROPELLERoder MultiVane.


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Eine weitere Herausforderung stellt sich überdie Tatsache, dass die vom Patienten absorbier-te Energie proportional ist zum Quadrat derverwendeten Resonanzfrequenz.

Hier gibt es mehrere Lösungsansätze, diesich primär auf die Modifikation der B1-Amplitude konzentrieren, deren Amplitudeebenfall quadratisch in die SAR-Gleichung ein-geht.

8.1.2 Magnetdesign

Die Entwicklung kurzer Magnete und dieEinführung größerer Patientenöffnungen hatganz neue Märkte eröffnet.

Wie aus der nebenstehenden Abbildung zuerkennen, haben sich mit der Eröffnung neuerMärkte neue Herausforderungen ergeben.

Schliesslich steigt die SAR Belastung desPatienten mit der fünften Potenz des Patienten-umfangs.

Der Markt wird sich aber weiter an diesemneuen Maßstab messen müssen, da die Bequem-lichkeitsfaktoren einfach überwiegen.

8.2 Magnetfeldgradienten-TechnologieMagnetfeldgradienten werden gebraucht für

die Vorbereitung der schichtselektiven Anre-gung, für die räumliche Kodierung und für dieDarstellung des gewebespezifischen ParametersDiffusion.

Mußten man im Jahre 1986 noch mit einerluftgekühlten Gradientenspule mit einer Gradi-entenstärke von 3 mT/m auskommen mit einerSlewrate von 3 T/m/s,

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so sind wir heute bei 45 mT/m mit einerSlewrate 200 T/m/s.

Die Schnelligkeit eines Magnetfeldgradien-ten etabliert sich in kürzeren Rampenzeiten undführt über entsprechend verkürzte Echos undEchozuglängen direkt zu einem positiven Ein-fluß auf die Bildqualität.

Die Stärke eine Magnetfeldgradientensystemskann zwar zusätzlich zur Echozeitverkürzungbeitragen über die Anwendungen, wo es nur aufAmplitudenzeitintegral ankommt und nicht aufdie absolute Magnetfeldgradientenamplitude.

Letztlich ist allerdings der Patient selber derlimitierende Faktor.

dB/dt – die Änderung des Magnetfeldes überder Zeit induziert in spulenähnlichen Geomet-rien Spannungen.

Der menschliche Körper ist zwar eineschlechter Leiter, aber er bietet solche Schleifen– und mit der derzeitigen Technologie lassensich theoretisch Spannungen induzieren, die inden Bereich der biochemischen Spannungen zurMuskelstimulation hereinreichen. Der Effektnennt sich periphere Nervenstimulation – PNS,und wird über entsprechende Stimulationsmoni-tore abgefangen.

Aus dieser Herausforderung ergeben sichneue Lösungsansätze, die derzeit im akademi-schen Bereich evaluiert werden.

Verwendet man zum Beispiel eine bipolareMagnetfeldgradientenverteilung innerhalb desBildbereichs, wie in der nebenstehenden Abbil-dung skizziert, so kann man zwar die PNS ver-meiden, aber man endet in der Doppeldeutig-keits-Domäne. Die zu beseitigen, kennt manaber schon aus der parallelen Bildgebung. Ent-sprechend heisst die Technik:

PatLoc – parallel acquisition technique usinglocalized gradients.


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8.3 HF-Spulentechnologie

Ein drittes Standbein für die Kennzeichnungder Leistungsfähigkeit eines MR Systems liegtin der HF-Spulentechnologie.

Es war schon in den Anfängen der NMR be-kannt, dass die Platzierung einer Oberflä-chenantenne möglichst dicht an der Signalquel-le, für das Signal-zu-Rausch Verhältnis nur vonVorteil sein kann.

Mit der Einführung neue Anwendungen, wieder ceMRA der Becken-Bein Region, habensich neue Herausforderungen ergeben, denenmit einer entsprechenden Spulenentwicklungbegegnet wurde.

Um dem Anwender die Arbeit zu erleichtern,wurde sogar Konzepte entwickelt, die es erlau-ben Spulen und Spulensegmente interaktivezwischen den Messungen elektronisch abzu-wählen oder zuzuschalten, so dass eine Umlage-rung erspart bleibt.

Mit zunehmender Vielzahl von Spulenele-menten wurde der Ausdruck „imaging matrix“eingeführt.

Die grundlegende Idee, die dahinter steckt istdie, dass ein reduziertes Aufnahmevolumen denEmpfang von elektromagnetischem Rauschenvermindert. Die Verwendung vieler Einzelspule(array von Bildmatrizen) kompensiert dabei denVerlust der Abdeckung des gewünschten Bild-gebungsvolumens.

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8.3.1 PAT – parallele Akquisitionstechniken

8.3.1.1 mSENSE – modified SENSitivity Encoding

Mit der Einführung von räumlich verteiltenOberflächenspulen, wurde letztlich auch dieIdee geboren, diese Information der räumlichenVerteilung in der räumlichen Kodierung zuverwenden, und damit auf die damit verbunde-nen Kodierschritte zu verzichten.

Der Verzicht auf Kodierschritte lässt sichvergleichen mit der Anwahl eines rechteckigenBildbereichs – und hat entsprechende Einfal-tungsartefakte zur Folge. In den von den Einzel-spulen „parallel“ empfangenen Signalen habendiese Einfaltungen entsprechend der Positionund Lage der Spulen unterschiedlicheIntensitäten. Diese Unterschiede im Bildraumkönnen, in Kombination mit den zu bestimmen-den Spulenprofilen, zu einer Korrektur der Ar-tefakte herangezogen werden. Das entsprechen-de Akronym heisst SENSE – für SENSitivityEncoding.

8.3.1.2 GRAPPA – GeneRalized Autocalibrating Partially Parallel Acquisition

Was immer als Korrektur im Bildraum möglichist, sollte auch mit anderen Möglichkeiten im k-Raum möglich sein. Hier lässt sich damit argu-mentieren, dass die fehlenden, nicht gemesse-nen Fourierzeilen, retrospektive aus der räumli-chen Verteilung der Oberflächenspulen ermitteltwerden können. Der entsprechende Algorith-mus nennt sich GRAPPA – GeneRalized Auto-calibrating Partially Parallel Acquisition.

Für alle diese “parallele Akquisitionstechniken” gilt, dass bei gleichbleibender räumlicher AuflösungMeßzeit eingespart wird, und sich damit das SNR entsprechend verschlechtert:

PATSNR 1~


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8.3.2 Die Kanalapokalypse

Der Ausblick auf weitere Verbesserungen inder Bildqualität und die ausbaufähige Verwen-dung räumlicher verteilter Signalaufnehmerzwecks Einsparungen in der räumlichen Kodie-rung treibt derzeit die Entwicklung entspre-chend komplexer Spulen.

Nebenstehend eine experimentelle 128-Kanal Thoraxspule.

Nebenstehend eine experimentelle 96-KanalKopfspule für ein 3 T System.

Die Ergebnisse sind natürlich faszinierend.Die Antwort, die man sich mit Hilfe solcher ex-perimentellen Spulen erhofft, folgt der Frageder Wirtschaftlichkeit einer potentiellen kom-merziellen Nutzung.

8.3.3 TX-ArraysNeben der Verwendung räumlich verteilter

Oberflächenspulen zwecks Verbesserung in derBildqualität und potentiellen Einsparungen anMesszeit, hat sich natürlich frühzeitig die Fragegestellt, ob auch im Sendefall Arrays einen Vor-teil bringen würden.

Eine Anordnung mehrerer Sendespulen heißtanalog zu den Empfangsspulen ein Sende-Array, ein – TX-Array.

Es scheint, dass mit zunehmender Bedeutunghöherer Magnetfelder für die Bildgebung, dassmit Hilfe der TX-Array – Technologie gleichmehrere Herausforderungen potentiell gemeis-tert werden können.

Im Vordergrund stehen dabei die vorherigerwähnten B1-Inhomogenitäten, die mit einemTX-Array hervorragend adressiert werdenkönnten (Schlagwort B1-Shimming).Von der Homogenisierung der B1-Feldverteilung würden im Prinzip alle Anwen-dungen profitieren. Andere Überlegungen be-ziehen sich auf

∂ geometrisch völlig frei festlegbare re-gionale Sättiger

∂ fokussierte HF Energie∂ gezieltes ASL∂ „Parallele Anregung“∂ räumliche Kodierung ohne Gradienten

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7.2 MagnetfeldgradientenspulenWie

7.2.1 SpulendesignWie

7.2.2 Leistungselektronik und AnsteuerungWie

7.3 HF-SendeantennenWie


7.3.2 Leistungselektronik und AnsteuerungWie

7.4 HF-EmpfangsantennenWie


7.4.2 Empfangselektronik und Ansteuerung7.5 Bildverarbeitungskette

Wie


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9. Vorlesungsstunde: Sicherheitsrelevante Aspekte in der MRT

Die wesentlichen Interaktionspunkte in derMRT, die bei sicherheitsrelevanten Diskussionenberücksichtigt werden müssen, sind:

∂ das starke statische Magnetfeld B0

∂ der Verlust an Supraleitung (Quench)∂ die HF -Belastung und –

Wechselwirkung∂ das Schalten der Magnetfeldgradienten∂ die Toxizität der verwendeten Kon-

trastmittel

Die FDA Datenbasis verzeichnet für den Zeit-raum 1995-2005, 389 anzeigepflichtige Unfälle.Davon betrafen nur 10% die offensichtliche Anzie-hungskraft durch das starke Magnetfeld. Bei 70%aller Unfälle handelte es sich um HF Verbrennun-gen.

Die gesetzlich vorgeschriebenen Warntafelnwarnen vor der 0,5 mT Linie vor den Gefahren inder Nähe des Kernspintomographen:

∂ Vorsicht starkes Magnetfeld∂ Vorsicht Hochfrequenz

∂ kein Zutritt für Herzschrittmacherpati-enten

∂ keine offene Flamme∂ Vorsicht bei Implantaten∂ mechanische Uhren können funktions-

unfähig werden∂ ferromagnetische Behälter wie Feuerlö-

scher oder Sauerstoffflaschen können zuProjektilen werden

∂ das gleich gilt für Scheren, Skalpelle,Schlagringe und Hausschlüssel

∂ jegliche Kodierung aus Bank- und Kre-ditkarten werden permanent gelöscht

Sollte eine Gefahrensituation eingetroffen sein, bei der das statische Magnetfeld als lebensbedrohenderFaktor bleibt, so lässt sich dieses Magnetfeld durch Betätigung des “Quench-Schalters“ ausschalten.

Die Betätigung dieses Schalters führt zu einem Verlust der Supraleitung. Die Windungsdrähte derMagnetspule werden damit „normalleitend“ und zeigen einen Widerstand, mit den bekannten damit ver-bundenen Leistungsverlusten. Die Drähte werden warm und diese Wärme wird in das Heliumbad abge-geben, welches verdampft und damit die im Magnetfeld gespeicherte Energie planmässig abführt.

Die Kosten für eine erneute Betriebnahme eines supraleitenden Magneten liegen in der Größenord-nung von € 20.000. D.h. der „Quench-Knopf“ sollte wirklich nur bei einer lebensbedrohenden Situationbetätigt werden.

Die in diesem Handout zur MR-Sicherheit gemachten Aussagen entsprechen dem Stand der Technik undden öffentlich zugänglichen Informationen zum Zeitpunkt der Anfertigung. Sie entbinden den Benutzernicht von seiner Sorgfaltspflicht der permanenten Aktualisierung seines Wissens und der damit verbunde-nen Entscheidung zur Zulassung eines Patienten zu einer MRT Untersuchung.

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9.1 Statisches Magnetfeld B0 – AnziehungskräfteDie Kraft auf ein ferromagnetisches Objekt ist

abhängig von der Streufeldverteilung in der Nähedes Magneten [49].

Aus der Physik kann die Kraft abgeleitet werdenaus der Zunahme an Energie.

Die Energie selber ist dabei das Produkt ausmagnetischem Moment des ferromagnetischen Ob-jektes multipliziert mit der Magnetfeldstärke.

Das magnetische Moment des ferromagnetischenMomentes ist dabei eine Funktion der örtlichenFeldstärke

D.h. die resultierende Kraft ist das Produkt ausStreufeldverteilung (mT/m) und der tatsächlichenMagnetfeldstärke am derzeitigen Ort.

In den Handbüchern findet man die entsprechen-de Skala in T2/m.

Mit einer 200 g Haushaltsschere lässt sich derhorizontale Zug an einem 1.5 T System messen.Danach zieht die Schere am „schlimmsten“ Punkt,direkt an der Patientenöffnung, mit einer horizonta-len Zugkraft die etwa dem 20fachen der Gewichts-kraft entspricht. Das sind in diesem Fall 4 kg.

Für ein 3 T System hochgerechnet, würde dieseZugkraft bei 12 kg liegen.

9.2 Statisches Magnetfeld B0 – TorsionskräfteWährend die Anziehungskräfte im Isozentrum

des Magneten verschwinden, so sind dort die Torsi-onskräfte maximal.

Jedes asymmetrische ferromagnetische Objektwird sich mit großer Gewalt mit seiner Längsachseparallel zum Magnetfeld ausrichten wollen. DieHaushaltsschere wird immer mit der Spitze voran indas Magnetfeld hineinfliegen. Platten werden immerihre Oberfläche parallel zu den Magnetfeldlinienausrichten – und in ihrer Flugbahn wie eine Sensewirken.

Ferromagnetische Aneurysmenclips werden sichin eine parallele Position twisten.

UF ∠<


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9.3 Quench – Flüssigkeiten und GaseVon der Häufigkeit her hätte der Quench-Fall ei-

gentlich keine Berechtigung an erster Stelle erwähntzu werden, aber im Fluß der Erklärung, als Überlei-tung von der Einleitung sei es berechtigt.

Das Phänomen der Supraleitung lebt von extremtiefen Temperaturen und aus diesem Grunde liegendie supraleitenden Magnetfeldwicklungen in einemflüssigen Heliumbad bei – 269°C.Der Verlust an Supraleitung kann provoziert sein,wie im vorherigen „Notfall“ beschrieben, er kannaber auch spontan auftreten, was in der Regel beim

Hochfahren des Magneten schon einmal passieren kann. Daneben ist ein “Quench” extrem selten.In je-dem Fall geht die Magnetfeldenergie in das flüssige Heliumbad, welches verdampft und planmässig dieMagnetfeldenergie abführt. Das gasförmige Helium ist dabei immer noch extrem kalt und wird über dasQuenchrohr ins Freie abgeblasen. Sollte der Fluß durch das Quenchrohr behindert sein, so besteht die Ge-fahr der Sauerstoffverdrängung im Untersuchungsraum. Auch bei freiem Austritt werden alle im Bereichder Gasleitung liegenden Objekte extrem kalt und es besteht die Gefahr von Erfrierungen im Fall einerBerührung

9.4 Wechselwirkung von B0 und ∠B0 mit ImplantatenDas statische Magnetfeld B0 stellt mit seiner

Kombination aus Anziehungs- und Torsionskraftdie größte Gefährdung bei ferromagnetischen Im-plantaten dar.

http://www.mrisafety.com/ist die offizielle Webseite des Instituts für MagneticResonance Safety und ist in den meisten Fällen hilf-reich und zuverlässig, was die Identifikation ferro-magnetischer Implantate und ihre Gefährdung an-geht. THE LIST“ gibt Auskunft über bishergetestete Fabrikate, und wenn sie nicht getestet sind,

so finden sich allgemeine Informationen zur Ge-fährdungseinschätzung. Orthopädische Implantategelten generell und allgemein nicht als Kontraindi-kation für eine MR Untersuchung.

Die bekannten Fabrikate sind alle aus nicht fer-romagnetischen Materialien.

Ausnahme bilden die Knochenschrauben, dieaber so fest im Knochen sitzen, dass die Kräfte, dieim Verhältnis zu ihrer Gewichtskraft stehen, ver-nachlässigbar sind.

Auf Grund der dramatischen Feldverzerrungen inder Umgebung der Schrauben, sollte man aber keineBildgebung in diesem Bereich versuchen.

Magnetische Gefäßanastomosen dürften ähnlichden Aneurysmenclips eine Gefährdung darstellen,sind aber so selten wie die mittlerweile wieder ausder Mode gekommenen magnetischen Implan-tataufbauten zur magnetischen Fixierung von Zahn-prothesen.

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Bei vier Herzklappen gibt es Veröffentlichung,die die erwähnte Unbedenklichkeit leicht ein-schränken.

Danach kann es in einem Fall zu Funktionsstö-rungen kommen, zum Zeitpunkt, da der Patient indas MR geschoben wird [50].

Mechanische Herzklappen sind ferromagnetisch,aber die Kräfte, die durch das pulsierende Blut aufdiese Klappe ausgeübt werden, sind um eine Grö-ßenordnung größer, als die Kräfte durch das stati-sche Magnetfeld.

Mechanische Herzklappen gelten nicht als Kont-raindikation für eine MRT.

In drei weiteren Fällen kann auf Grundlage derLenzschen Regel die Klappenfunktion behindertwerden.

Die Lenzsche Regel kommt zum Beispiel beimICE zum Tragen – in der Wirbelstrombremse.

Das gleiche Phänomen verzögert die Klappen-bewegung der mechanischen Herzklappe. Als Aor-tenklappe liegen die Widerstände unterhalb einerpotentiellen Klappenfehlfunktion, als Mitralklappeliegt der Widerstand evtl. über den Kräften, dienormalerweise ein Öffnen der Klappen ermögli-chen.

Bei bestimmten Implantaten, wie z.B. Liquor-shunts, ist die MR-Kompatibilität auf entsprechen-den Datenblätter gekennzeichnet. Hier findet manz.B. Angaben wie: arbeitet zuverlässig bis 70G/cm.

Hier wirkt sich also ein Magnetfeldgradient aufdie Funktionsweise aus.

70 Gauss entsprechen 7 mT – cm in m umge-rechnet entspricht das also 700 mT/m. Damit sindalso die in der Bildgebung verwendeten Gradientenvernachlässigbar. Zu beachten ist allerdings, dassdie lokale Magnetfeldänderung des Magneten selbermit 7 T/m an der Patientenöffnung, für die Passage-zeit den Liquorshunt außer Funktion setzt !

Die künstliche Hüftgelenksprothese, als klassi-sches Zeichen auf der Warntafel zu finden, gilt nichtals Kontraindikation für die MRT!

Auch hier kommen ausnahmslos nicht-ferromagnetische Materialien zur Anwendung.


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9.5 Wechselwirkung mit HF

9.5.1 EKG-ElektrodenMR-kompatible EKG Elektroden sind explizit

getestet, zugelassen und stellen keine Sicherheitsri-siko dar.

Für nicht-MR-kompatible EKG-Elektroden gilt:

Jeder elektrisch leitende ausgedehnte Leiter kannin der Nähe der sendenden Körperspule als Antennefungieren und als Kopplungsmedium für die ver-wendete elektromagnetische (HF) Strahlung dienen.

Es können sich dabei Spitzenspannungen vonüber 3000 V aufbauen, die über einen Ableitstromin den Patienten mit einem entsprechenden Funken-flug Verbrennungen verursachen können.

9.5.2 Hüftgelenksimplantate

Bei einer Magnetfeldstärke von 3 T und bei beid-seitig implantierten Hüftgelenksprothesen gibt eseinen Bericht, dass es während der MR Untersu-chung zu einem Funkenflug zwischen den Ober-schenkeln gekommen ist, der mit entsprechendenpunktuellen Verbrennungen verbunden war.

9.5.3 Menschliche Stromschleifen

Menschliches Gewebe leitet Strom zwarschlecht, aber es leitet. So kann der Patient unge-wollt selber Stromschleifen bilden, - bevorzugt mitkleinen Funkenstrecken, die zu entsprechendenVerbrennungen führen.

Der Kontakt von nackter Haut mit nackter Hautist zu vermeiden.

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9.5.4 Tätowierungen und permanentes Makeup

Der zugrundeliegende Mechanismus ist nochnicht voll verstanden. In 1,5 % aller Tätowierungkommt es zu Komplikationen in Form von dramati-scher Hautreizung, bis hin zur Bläschenbildung.

Es gibt Empfehlungen, solche Tätowierungenmit einem nassen Tuch abzudecken – es gibt aberkeine Arbeiten darüber, ob und warum das funktio-niert.

9.6 Wechselwirkung von B0 und HF mit Implantaten

Brücken und Stäbe zur Wirbelsäulenstabilisie-rung stellen allgemein keine Kontraindikation füreine MR Untersuchung dar.

Bei 3 T ist bei größerer Ausdehnung Vorsichtgeboten, da die Dimensionen an die Wellenlängeder verwendeten elektromagnetischen Strahlungherankommen und es hier im Resonanzfall zur Er-wärmung des Implantats kommen kann.

Die Wahrscheinlichkeit eines solchen Vorfalls istextrem gering, aber nicht Null.

9.6.1 Herzschrittmacher

Es gibt in der Literatur nicht wenige Arbeiten,in denen auf eine Komplikationslose Untersu-chung von Herzschrittmacherpatienten hingewie-sen wird. Die meisten der bisher publizierten Ar-beiten sind experimenteller empirischer Natur undnicht analytisch.

Ältere Herzschrittmacher können durch das star-ke Magnetfeld in ihrer Funktion beeinträchtigt wer-den. Da es auch heute noch immer wieder zu Todes-fällen kommt, gelten Herzschrittmacher alsKontraindikation für eine MRT.

Für bestimmte Herzschrittmachermodelle scheint das Problem der Funktionsbeeinträchtigung gelöst. Derderzeit noch offene Punkt ist die potentielle Einkopplung der E- und B-Felder der verwendeten elektro-magnetischen Hochfrequenz. Gerade im Bereich ausserhalb des Isozentrums können E-Feld Komponen-ten in die als Antenne wirkende Herzschrittmachzuleitung einkoppeln. Das Risiko ist niedrig, aber nichtNull.


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9.6.2 Neurostimulatoren

Es gibt Veröffentlichungen, die auf eine Reiheerfolgreicher MRTs in Verbindung mit Neurosti-mulatoren hinweisen.

In der Literatur finden sich dokumentierte Vor-fälle die eine Kontraindikation von Neurostimulato-ren für eine MRT implizieren. Es besteht eine, wennauch geringe Wahrscheinlichkeit, dass elektromag-netische Felder in die als Antenne wirkenden Elekt-roden einkoppeln und diese direkt erwärmen oderdurch Ableitströme zu Veränderungen im angren-zenden Gewebe führen.

Im Mai 2005 hat sich die amerikanische Gesund-heitsbehörde genötigt gesehen, einen Warnbriefherauszugeben, der darauf hinweist, dass es ver-mehrt Berichte zu Unfällen gibt, bei denen Patientenmit Neurostimulatoren nach einer MRT Untersu-chung neurologische Defizite aufweisen, bis hinzum Koma.

9.6.3 Cochlear Implantate

In der Literatur gelten Cochlear-Implantate alsKontraindikation – primär auf Grund der verwende-ten ferromagnetischen Materialien.

Es gibt jedoch Firmen, die eine MR Kompatibili-tät zertifizieren, mit entsprechenden Vorschlägenzur Fixierung.

Es liegt hier in der Verantwortung des Arztes,eine Entscheidung zu treffen und sich gegebenen-falls über eine Patientenerklärung von Ansprüchenfrei zu halten.

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9.6.4 Gefäßprothesen (Stents)

Stents stellen in keinem Fall und zu keinem Zeit-punkt eine Kontraindikation für eine MRT dar.

Selbst auf die im Peripheriebereich selten ge-wordenen ferromagnetischen Stents wirken aufGrund des geringen Gewichtes nur vernachlässigba-re Kräfte.

Dies gilt auch für die ferromagnetischen Koro-narstents.

9.6.5 Mechanische Kontrazeptiva

Mechanische Kontrazeptiva sind größtenteils ausKunststoff und damit völlig unbedenklich im MR.

Bei leitenden Spiralstrukturen ist bei einer Hoch-feld-MRT die Ausdehnung zu berücksichtigen.

Hier spielt wieder die geringe Wahrscheinlich-keit einer Einkopplung des HF Feldes in die leitendeStruktur eine Rolle.

9.6.6 Zahnspangen und Fixierplättchen

Zahnspangen sind von ihren Dimensionen her zuklein, als dass eine Einkopplung mit dem HF Feldeine Rolle spielen sollte.

Die verwendeten Fixierplättchen können ferro-magnetisch sein. Auf Grund des geringen Gewich-tes sind aber die wirksam werdenden Kräfte ver-nachlässigbar.

Es gibt bisher keine dokumentierten Vorfälle.

9.6.7 KörperschmuckDie Dimensionen üblichen Körperschmucks rei-

chen nicht aus, um hinsichtlich ferromagnetischerAnziehung oder Torsion eine Gefährdung darzustel-len.

Die Dimensionen üblichen Körperschmucks rei-chen auch nicht aus, um über eine potentielle HFEinkopplung zu einer Erwärmung zu führen.

Es gibt keine Berichte zu Vorfällen in Bezug aufKörperschmuck.


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10. Vorlesungsstunde: Patientengefährdung in der MRT

10.1 Die Geräuschkulisse – der Lärm – das KnatternDie Schnelligkeit eines Gradientensystems wird

durch den Quotienten aus Maximalamplitude undAnstiegszeit charakterisiert, der so genannten Slew-Rate. 1986 waren die Gradientenspulen noch luft-gekühlt mit einer Maximalamplitude von 3 mT/mbei einer Slew-Rate von 3 T/m/s. Heute liegen wirbei Gradientenamplituden von 45 mT/m bei einerSlew-Rate von 200 T/m/s.

Das Schalten der Magnetfeldgradienten stelltauch die primäre Geräuschquelle bei einer MR-Untersuchung dar.

Nach Hendrik Anton Lorentz wirkt auf einenstromdurchflossenen Leiter in Gegenwart einesstarken Magnetfeldes eine mechanische Kraft, dieso genannte Lorentz-Kraft. Die Kraft auf eine Spu-lenwicklung lässt sich abschätzen und liegt bei etwa2,827 kN. Das entspricht einer Gewichtskraft von288 kg.

Bei einer gewünschten Magnetfeldänderung von10 mT im äußeren Bereich des Bildgebungsvolu-mens braucht man etwa 13 Windungen, die von 600Ampere durchflossen werden. Allein auf diese 13Windungen wirkt entsprechend eine Kraft von 3,74Tonnen.

Die Kräfte verteilen sich natürlich radial – undsind noch um den Faktor 10 unterhalb der Kräfte,die für die mechanische Integrität der Magnetfeld-gradientenspule kritisch wären. Es bleibt trotzdembeeindruckend, in welcher Größenordnung dieseKräfte die Magnetfeldgradientenspule vibrieren las-sen.

Die Dauer für einen Schichtselektionsgradientenliegt z.B. bei 2,5 ms. Die Wiederholfrequenz vonZug zu keinem Zug liegt damit bei 200 Hz.

Das ergibt einen Ton zwischen „a (220 Hz) und„g(196 Hz). Bei einer Bandbreite von 195 Hz/pixelbeträgt die Einschaltdauer eines Frequenzkodiergra-dienten 5,128 ms. Die Frequenz von Kraftwirkungzu keiner Kraftwirkung wäre damit 97,5 Hz,welchesdicht am „G (98 Hz)“ liegt.

Unglücklicherweise sind das alles unterschiedli-che Frequenzen mit teilweiser diskontinuierlicherPeriodizität, so dass letztlich nur ein „Knattern“ üb-rig bleibt.

Nach der MR Sicherheitsrichtlinie IEC 60601-2-33, darf kein Gerät auf den Markt gebracht werden,welches zu irgend einem Zeitpunkt an irgendeinerStelle mehr wie 140 dB produziert.

Am Ohrbereich des Patienten liegt der maximalzulässige Geräuschpegel bei 99 dB(A). Wie dieserWert erreicht wird, bleibt dem Untersuchendenüberlassen.

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10.2 Die NSF – die Nephrogene Systemische Fibrose

Nach dieser Studie haben 5 von 9 terminal nie-reninsuffiziente Patienten Symptome der Nephro-genen Systemischen Fibrose entwickelt.

Mit dieser Arbeit ist die Unbedenklichkeit ga-doliniumhaltiger Kontrastmittel in Frage gestelltworden.

Die Nephrogene Systemische Fibrose wurde alsKrankheitsbild erstmals im Jahre 2000 publiziert.

Im Jahre 2006 wurde durch eine Veröffentli-chung des AKH Wien auf einen Zusammenhang mitGd-haltigen Kontrastmitteln verwiesen.

In einer Routinesitzung vom 5. Mai 2009 hatdas Bundesministerium für Arzneimittel und Me-dizinprodukte entsprechend der Empfehlung des

Interessanterweise scheinen einige gadolinium-haltige Kontrastmittel weniger betroffen zu sein, alsandere.

CHMP (Committee for Human use of MedicalProducts) eine Klassifizierung der derzeitigen Gd-haltigen Kontrastmittel in drei Risikogruppen be-kanntgegeben.

Die Einstufung ist in den rechtsstehenden Gra-phiken aufgeführt:

Unter Berücksichtigung der Anzahl der Untersu-chungszahlen und den Mengen an verabreichtenKontrastmitteln, ins Verhältnis gesetzt zu den bisherbekannten Fällen, kann das Risiko eine NSF Er-krankung als äusserst gering eingestuft werden.

Mögliche Risiken gadoliniumhaltiger Kontrastmittelsollten trotzdem nicht unterschätzt werden.


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11. Vorlesungsstunde – Bildkontrastberechnungen (SE, IR)

11.1 „Elementare“ Bildgebungssequenzen

11.1.1 Spin-Echo- versus Gradienten-Echo-Sequenzen (SE, GRE)Die so eingeführte Spin-Echo-

Bildgebungssequenz war 1985 die erste in der kli-nischen Routinebildgebung eingeführte und ange-wendete, und kommt auch heute noch unverändertin der T1-gewichteten Bildgebung zur Anwendung.Sie ermöglicht die Rephasierung oder Refokussie-rung des Signals in den Bereichen wie der Schä-delbasis oder bei Blutungen, wo Unterschiede inder magnetischen Suszeptibilität ansonsten zurAuslöschung führen würden.

Zur Charakterisierung von Blutungen ist der de-phasierende Effekt der Suszeptibilitätsgradientenerwünscht. In dem Fall kommen u.a. so genannteGradienten-Echo-Sequenzen zum Einsatz, dieüber das Dephasierungsphänomen eine solche Cha-rakterisierung erlauben.

Nachteilig und diagnostisch unbrauchbar sinddie durch die Dephasierung verursachten Signal-auslöschungen im Bereich der Schädelbasis.

11.1.2 Das Sequenzklassifizierungsschema

Eine erste grobe Unterteilung der Sequenzenlässt sich über die Zuordnung zur Gruppe der Gra-dienten-Echos und der Spin-Echos durchführen.

Eine weitere Unterteilung kann dann erfolgenüber die bisher diskutierten Einzelecho-Techniken:

∂ eine Fourierzeile pro Anregungund die an dieser Stelle einzuführenden Multi-echo-Techniken:

∂ mehrere Fourierzeilen nach einer An-regung.

11.1.3 Die Multi-Echo-Spin-Echo-SequenzDie Anwendung eines 180° HF-

Refokussierungspulses lässt sich theoretisch belie-big oft wiederholen. Mit jeder Refokussierung wirdein Echo erzeugt, welches einer entsprechendenFourierzeile zugeordnet werden kann. Auf dieseWeise lassen sich mit einer Anregung Bilder mitunterschiedlicher Echozeit akquirieren. Durch Ana-lyse des Signalabfalls in den einzelnen Bildpunk-ten, lässt sich an dieser Stelle ein mittlerer T2-Wertbestimmen.

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11.1.4 Die “schnelle” Spin-Echo-Sequenz (TSE, FSE)Die Ähnlichkeit der Bildkontraste – gerade bei

den späten Echos – führte 1987 zur Entdeckungund 1992 zum Durchbruch der heute in der klini-schen Routine zur Anwendung kommenden„schnellen“ Spin-Echo-Sequenz.

Bei dieser Technik werden die multiplen Echosnicht für die Generierung weiterer Bilder verwen-det, sondern die einzelnen Echos werden jeweilsphasenkodiert und damit weiteren Fourierzeilenzugeordnet.Die Meßzeitverkürzung, die man auf diese Weiseerhält, ist proportional zu der Anzahl der verwen-deten Echos (TurboFaktor, EPI-Faktor oderEchozuglänge – ETL).

Der Kontrast entspricht nicht etwa dem Mittel-wert der Wichtungen aller Fourierzeilen, sondernes wird die Wichtung dominieren, die für die zent-ralen k-Raum-Zeilen vorliegt. Durch Veränderungder Reihenfolge der Phasenkodiertabelle lassensich so, bei gleicher Sequenz, einmal T2-gewichtete Bilder

und zum anderen PD-gewichtete Bilder erzeu-gen.

Die heute in der klinischen Routine gefahrenenPD- und T2-gewichteten Protokolle, basieren (fast)ausschließlich auf diesem Sequenztyp.

Die Kodierung und Sortierung der Fourierzeilenlässt sich auch so arrangieren, dass mit einer Anre-gung sowohl PD-, als auch T2-gewichtete Bildergeneriert werden können. Einige Fourierzeilenkönnen auch kopiert in beiden k-Räumen verwen-det werden. So etwas nennt man dann „Echo-Sharing“.


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11.3 Bildkontraste der SE - Sequenz

Eine Spin-Echo-Sequenz verfügt hinsichtlich einer Steuerung des Bildkontrastes über zwei prinzipielleParameter:

∂ TR – die Repetitionszeit, als Zeit zwischen den Repetitionen einer Anregung und∂ TE – die Echozeit, als Zeit zwischen Anregung und Datenakquisition (zeitliches Zentrum des

Anregungspulses und Zeitpunkt der maximalen Signalinduktion)Der Bildkontrast ergibt sich entsprechend der

Lösungen der Bloch-Gleichung.Je länger man wartet, nach einer Anregung, um

so größer wird die longitudinale Kernmagnetisie-rung, die mit dem nächsten Anregungspuls in einesignalinduzierende transversale Kernmagnetisierungumgewandelt wird.

Je schneller ich nach der Anregung messe, um sogrößer wird das detektierte Signal sein.

11.3.1 Die PD - Wichtung

Mit Wahl einer langen Repetitionszeit lässt sichim Bildkontrast keine Unterscheidung verschiede-ner T1-Relaxationszeiten mehr feststellen. Der T1-Einfluss ist damit unterdrückt.

Mit Wahl einer kurzen Echozeit wird der T2-Einfluss unterdrückt und damit bleibt kontrastbe-stimmend die Dichte der Protonen pro Raumele-ment. Das Bild aus einem solchen Protokoll nenntman protonendichtegewichtet Pd-W.

11.3.2 Die T1 - Wichtung

Mit Wahl einer kurzen Repetitionszeit wirdGewebe mit einer kurzen T1-Relaxationszeit hy-perintens zur Darstellung kommen, wohingegenGewebe mit einer langen T1-Relaxationszeit hy-pointens erscheint. Man spricht bei der Wahl voneiner kurzen Repetitionszeit und einer kurzenEchozeit von einer T1-gewichteten Bildgebung.

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11.3.3 Die T2 - Wichtung

Mit Wahl einer langen Repetitionszeit wird derEinfluß der T1-Relaxation auf den Bildkontrast un-terdrückt.

In Verbindung mit einer langen Echozeit kommtGewebe mit einer langen T2-Relaxationszeit hy-perintens zur Darstellung. Man spricht in diesemFall von einer T2-gewichteten Bildgebung.

11.4 Die SE – Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung

11.4.1 Die Fettsättigung

Die „einfachste“ Form der Manipulation derMagnetisierung vor der Bildgebung, ist die Unter-drückung des Fettsignals über eine so genannte„Fettsättigung“. Dabei wird das Fett spektral ange-regt und die so erzeugte transversale Magnetisie-rung sofort dephasiert. Die unmittelbar folgendeBildgebungssequenz wird im Fett keine longitudi-nale Kernmagnetisierung zur Anregung vorfindenund damit kommt Fett nicht zur Darstellung.

Voraussetzung für eine erfolgreiche Fettsätti-gung ist eine hohe Magnetfeldhomogenität.

11.4.2 Die STIR

Fett hat nicht nur eine charakteristische Reso-nanzfrequenz, sondern auch eine relativ kurze T1-Relaxationszeit, im Vergleich zu anderem Gewebe.Nach einer Inversion der longitudinalen Kernmag-netisierung zu Beginn einer Messung, werden alleKernmagnetisierungen wieder eine Parallelausrich-tung anstreben – mit einer Geschwindigkeit, diedurch ihre T1-Relaxationszeit charakterisiert ist.

Fett wird als erstes Gewebe den Punkt errei-chen, wo die longitudinale Komponente der Kern-magnetisierung gerade durch den Nulldurchganggeht (Übergang paralleler zu antiparalleler Aus-richtung). Wird an dieser Stelle die Bildgebungsse-quenz gestartet, so findet sich im Fettgewebe keineanregbare longitudinale Kernmagnetisierung. Fettkommt mit diesem Ansatz nicht zur Darstellung.


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11.4.3 Die FLAIRAuf dem anderen Ende der Skala der T1-

Relaxationszeiten findet sich der freie Liquor.Wählt man eine lange Inversionszeit, so erreichtman den Zeitpunkt, wo die longitudinale Kern-magnetisierung des Liquors gerade durch denNulldurchgang geht. Eine Bildgebungssequenz zudiesem Zeitpunkt gestartet wird keine anregbarelongitudinale Kernmagnetisierung im Liquor vor-finden und Liquor kommt damit nicht zur Darstel-lung.

11.4.4 Signalverlauf der IR – Sequenz

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11.5 Die TSE – Sequenz mit Vorbereitung der Magnetisierung

11.5.1 Die TIRDie so eingeführte Manipulation der Kernmag-

netisierung vor der eigentlichen Bildgebung, lässtsich auf den schon eingeführten Multi-Echo-Ansatzübertragen.

Nach einer Inversionszeit lässt sich der Echozugeiner TSE auf die so vorbereitete longitudinaleKernmagnetisierung anwenden.

So lässt sich z.B. mit einem IR-Ansatz der T1-Kontrast zwischen Grauer und Weisser Hirnsub-stanz optimieren.

11.5.2 Die TIRM (turboFLAIR)Das liquorunterdrückte Protokoll verwendet In-

versionszeiten zwischen 2 und 2,5 Sekunden undwürde ohne Verwendung einer Multi-Echo-Spin-Echo-Sequenz zu unpraktikablen Meßzeiten füh-ren. Aus diesem Grund kommt dieser Ansatz in derklinischen Routine nur in Kombination mit einerMulti-Echo-Spin-Echo-Sequenz zum Einsatz[12-15].

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11.5.3 Die RESTORE, DRIVE, FR-FSEDie Nachbereitung einer longitudinalen Kern-

magnetisierung kann auch als Vorbereitung für dienächste Anregung gesehen werden.

Die RESTORE Technik verwendet einen „Flip-back“-Puls am Ende des Echozuges, um die in derTransversalebene verbliebene Kernmagnetisierungin die longitudinale Ausrichtung zu bringen. Damitsteht für Gewebe mit langen T2-Relaxationszeitenzu Beginn der nächsten Anregung mehr longitudi-nale Kernmagnetisierung zur Verfügung und dieses

Gewebe kommt damit kontrastreicher zur Darstellung [16,17].

11.5.4 Die SPACE, CUBE, VISTADas Prinzip der Phasenkodierung in der Ebene

lässt sich auch zwecks weiterer „Partitionierung“einer Schicht verwenden. Bei diesem Ansatz wirdnicht eine Schicht, sondern ein Volumen angeregt.

Die bisher eingeführte 2D-Technik wird dann zueiner 3D-Technik. Kombiniert mit der TSE-Sequenz lässt sich, unter Verwendung von Refo-kussierungswinkel, die kleiner als 180° sind, sogar

zeigen, dass man eine Bildqualitätsverbesserung erreichen kann, wenn man mit unterschiedlichen Refo-kussierungswinkeln dafür sorgt, dass man gerade im Zentrum des k-Raums ein optimales SNR hat [18,19]

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Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II ... · Bildgebende Verfahren in der radiologischen Diagnostik II (Magnetresonanztomographie) (Physik in der Medizin) SS 2018