Magnete, Spins und Resonanzen - Fraunhofer MEVIS · MR-Highlights 3 Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß MR ist eine nichtinvasive Bildgebungstechnik. Primärer Anwendungsbereich

Magnete, Spins und Resonanzen

Eine Einführung in die Grundlagen der Magnetresonanztomographie



Eine Einführung in die Grundlagen der Magnetresonanztomographie

© Siemens AG 2003

All rights reserved

Siemens Medical Solutions

Magnetresonanztomographie

Erlangen

Index

Eine kleine Reise durch die MR-Physik 19

Über Spinerholung und Echos 63

Vom Signal zum Bild 99

Der große Spielraum der Kontraste 129

Die schnelle Bildgebung 159

MR-Systeme und ihre Komponenten 181

Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen 209

MR-Highlights 1

Begleiten Sie uns in die faszinierende

Welt der modernen MR-Bildgebung!

Diese Broschüre ist vor allem jenen

Radiologen und MTAs gewidmet, welche

die Magnetresonanztomographie klinisch

anwenden, und natürlich allen Fachärzten und

Praktikern, die eine mögliche Anwendung planen.

Darüberhinaus möge diese Broschüre allen

Interessierten ein leicht verständliches

Einstiegswerk sein.

Wir wünschen Ihnen eine lehrreiche und

angenehme Lektüre.

Siemens Medical Solutions


1

0

Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß

Umfassende Bildgebung des Herzens

MR in der Gastroenterologie

Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Diffusions- und Perfusionsbildgebung

Protonen-SpektroskopieKontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß

MR-Highlights

MR-Highlights

3


MR ist eine nichtinvasive Bildgebungstechnik. Primärer Anwendungsbereich

ist die Darstellung der Morphologie, der Gewebestrukturen in einer Serie von

Schnittbildern durch den Körper.

Die MR-Bildgebung zeichnet sich durch

drei große Vorzüge aus:

�

hervorragender Weichteilkontrast mit

hoher Bildauflösung

�

Darstellung mehrerer Schichten und

schräge Schnittführung

�

keine ionisierende Strahlung

Mit modernen MR-Systemen lässt sich der

gesamte Körper schnell von Kopf bis Fuß

untersuchen. Beispielsweise ist eine

Aufnahme der vollständigen Wirbelsäule

in nur zwei Schritten möglich.

Die Vorteile der MR-Bildgebung

Möglich gemacht wird dies durch die

Besonderheiten der MAGNETOM Familie

von Siemens. Diese Geräte besitzen ein

einzigartiges Spulenkonzept, das

Integrated Panoramic Array (IPA™).

In Kombination mit der automatischen

Tischverschiebung (Integrated Panoramic

Positioning – IPP™) erlaubt das MR-

System die schnelle Darstellung großer

Volumina.



MR in der Gastrtoenterologie



Die MR-Bildgebung ermöglicht

Bildkontraste, die aus der Kombination

mehrerer Parameter resultieren. Das sind

�

die Dichte der angeregten Kernspins,

vor allem Wasserstoffprotonen,

�

die Relaxationszeiten für

Magnetisierungen der untersuchten

Gewebe

�

und diverse weitere

Kontrastmechanismen.

Die unterschiedlichen MR-Kontraste

unterstützen bei der Gewebe-

charakterisierung und erlauben so eine

präzise Befundung.

Hochauflösende MR-Bilder mit kleinem

Bildfeld (Field of View) zeigen exzellente

anatomische Details.

MR-Highlights

5


Die MR-Bildgebung des Herzens

liefert ausgezeichnete morphologische

Darstellungen.

Die Kardiovaskuläre MR-Bildgebung (CMR) profitiert besonders von der Stärke

der Magnetresonanztomographie, Schnittbilder beliebiger Orientierung mit

hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung zu erzeugen. Voraussetzung für eine

aussagekräftige Darstellung sind leistungsfähige Gradienten, hervorragende

Pulssequenzen und eine robuste, schnelle Hardware.

Darüberhinaus bietet sie vielseitige

Informationen über die Funktion des

Herzmuskels, wie Vitalität, Auswurfvolumen,

Perfusion, Wandbewegung oder

Klappenfunktion.






Die MR-Bildgebung bietet kontrastmittel-unterstützte Methoden

zur Darstellung der Herzkranzgefäße. Zur Visualisierung der

Koronararterien stehen kontrastmittelfreie Methoden zur Verfügung

(sog. TrueFISP- und Dark-Blood-Techniken).

MR-Highlights

7

Durch das Zusammenspiel von starken Gradienten,

schnellen MR-Systemen und Care-Bolus wird ein sehr guter

Kontrast bei optimalem Kontrastmittelverbrauch erzielt.

Kontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß

Die kontrastverstärkte MR-Angiographie hat große

Fortschritte gemacht.






Protonen-Spektroskopie

Kontrastverstärkte

MR-Angiographie

unter Verwendung

starker Gradienten,

iPAT (integrated

Parallel Acquisition

Techniques) und

Arrayspulen.

Eine exzellente

Detailzeichnung der

Blutgefäße wird in

nur wenigen

Sekunden Messzeit

erreicht.

MR-Highlights

9


Neue einzigartige Pulssequenzen von Siemens

wie 3D VIBE (Volume Interpolated Breathhold

Exam) ermöglichen sowohl die Darstellung

anatomischer Details als auch dynamische

angiographische Information.

3D VIBE mit

fecal tagging

wird extensiv in der

MR-Colonographie angewendet.

Die MR-Bildgebung hat auch Einzug in die Gastroenterologie genommen.






Neue Techniken wie iPAT (integrated Parallel

Acquisition Techniques) und PACE

(Prospective Acquisition CorrEction)

beschleunigen die Untersuchung und helfen,

Bewegungsartefakte zu reduzieren.

Durch die Nachverarbeitung von

3D-Datensätzen gewinnt man Ansichten in

der virtuellen Endoskopie.

MR-Highlights

11

Orthopädie in der MR

Hochauflösende Bilder mit gutem Kontrast sind die

Grundlage für eine präzise Befundung. Hierzu kommen

einzigartige Pulstechniken zur Anwendung, wie

3D DESS (Double Echo Steady State) und MEDIC (Multi

Echo Data Image Combination).

Hochauflösende Darstellung von Gelenken und Gelenkspalten

Orthopädie in der MR




MR in der Neurologie Diffusions- und Perfusionsbildgebung


Durch eine spezifische

Wasseranregung der interessierenden

Region wird das störende Fettsignal

unterdrückt.

MR-Highlights

13

MR in der Neurologie und umfassende schnelle Diagnostik

Eine revolutionäre Anwendung der

Magnetresonanztomographie ist die

funktionelle Neurobildgebung.

Die Inline-Technologie ermöglicht die

automatische Berechnung und

Überlagerung von t-Test (Z-Score)-Bildern

auf anatomischen EPI-Bildern.

ART (vollautomatische

Bewegungskorrektur) und räumliche

Filterung helfen dabei, akkurate

Ergebnisse zu erzielen.

MR in der Neurologie




Orthopädie in der MR Diffusions- und Perfusionsbildgebung


Die moderne Technik ermöglicht die kompakte

Darstellung von Mosaikbildern, nützlich

beispielsweise zur OP-Planung.

MR-Highlights

15

Diffusions- und Perfusionsbildgebung

Die Diffusionsbildgebung mit Single-Shot-EPI-Sequenzen bietet 16 verschiedene b-Werte mit einem

maximalen b-Wert von 10 000 s/mm

2

. Das integrierte Postprocessing (Inline) errechnet ADC-Karten

(Apparent Diffusion Coefficient) und Trace-gewichtete Bilder vollautomatisch.

Diffusions- und Perfusionsbildgebung




Orthopädie in der MR MR in der Neurologie Protonen-SpektroskopieKontrastverstärkte Angiographie von Kopf bis Fuß

Perfusionsbildgebung mit Inline-Berechnung von Global Bolus Plot (GBP), Time-to-Peak

Map (TTP) und Percentage-of-Baseline-at-Peak (PBP). Die Inline-Berechnung macht die

neurologische Untersuchung zu einer schnellen Sache.

MR-Highlights

17


Die MR-Spektroskopie ermöglicht die biochemische Quantifizierung

zusätzlich zur Bildgebung.

Die klinische MR-Spektroskopie ist mittlerweile

einfach geworden.

Die moderne Spektroskopietechnik verwendet neue

Pulssequenzen mit kürzeren Echozeiten. Die neue

Auswertungssoftware bietet unter anderem farbige

Metabolitenbilder und spektrale Übersichtskarten.







19

1

Atomkerne und Spins So entsteht die Magnetisierung

Spinschwingungen im Magnetfeld

Die Spins aus dem Gleichgewicht bringen

Wie das MR-Signal entsteht

Wie funktioniert eine MR-Untersuchung?

Verfolgen wir den Vorgang bei einem Patienten.

Er wird im Kernspintomographen einem starken

Magnetfeld ausgesetzt. Im Verlauf der

Untersuchung werden magnetische Reaktionen

in seinem Körper hervorgerufen, die zu einem

messbaren Signal führen.

Um diese Reaktionen zu verstehen, möchten wir

mit Ihnen eine kleine Reise durch die MR-Physik

unternehmen. Sie werden den

KERNSPIN

als den

»Verantwortlichen« für diese moderne

Bildgebungstechnik kennenlernen und das

Wesen der

MAGNETRESONANZ

(MR) verstehen.

Eine kleine Reise durch die MR-Physik

1 Eine kleine Reise durch die MR-Physik

21

Die Atome der chemischen Elemente

bestehen bekanntlich aus einem

Atomkern und einer Elektronenhülle.

Wasserstoff ist das häufigste Element und

besitzt den einfachsten Atomkern:

Er besteht nur aus einem einzigen, positiv

geladenen,

PROTON

.

Die Magnetresonanztomographie nutzt

zur Bildgebung die

magnetischen

Eigenschaften der Wasserstoffprotonen.

Wasserstoff bietet zwei Vorteile:

1. Er ist elementarer Bestandteil von

Wasser und Fett und damit das

häufigste

Element im menschlichen Körper.

2. Er ist der für die Magnetresonanz

empfindlichste

Bestandteil im Körper.

Was macht die Wasserstoffprotonen für

die Magnetresonanztomographie

nutzbar?

Die Protonen besitzen eine

charakteristische Eigenschaft: den Spin.

Der

SPIN

ist eine rein

➔

quanten-

mechanische

Eigenschaft atomarer

Teilchen. Um uns dieser Eigenschaft zu

nähern, stellen wir uns vor, wir könnten

das Proton und seinen Spin »sehen«.

Dann können Sie sich den Spin etwa so

veranschaulichen:

�

als Drall einer Billardkugel,

�

als Rotation der Erde um ihre Achse,

�

als Kreiseln eines Spielzeugkreisels.

Atomkerne und Spins

Kernspintomographie und Magnetresonanz: Die Worte sagen es schon.

Wir werden uns mit dem Kernspin beschäftigen und mit seinen magnetischen

Wirkungen. Betrachten wir daher zu Beginn unserer Reise die Atomkerne im

Körper. Aller Anfang ist schwer. Lassen Sie uns die Dinge einfach angehen.

Am einfachsten ist der Wasserstoff Protonen und Billardkugeln

Atomkerne und Spins

So entsteht die Magnetisierung




Sie können sich zunächst vorstellen, ein

Proton würde wie eine Billardkugel um

seine eigene Achse wirbeln.

Das Eigentümliche am Spin eines

atomaren Teilchens ist: Er bleibt

immer

gleich

. Es variiert lediglich die Achsen-

richtung. Ein weiterer Unterschied zur

Billardkugel: Der Spin kommt

nie

zum

Stillstand, er ist dem Teilchen

eigen

.

Warum beschäftigen wir uns mit dem

Spin?

Der Spin ist die tiefere Ursache für die

Fähigkeit zur Magnetresonanz: Ein

Atomkern mit Spin ist stets

magnetisch

.

Das Eigentümliche am Spin

Unser Modell des Spins als »Rotation«

einer Kugel ist natürlich nur eine

Analogie. Sie ist nicht auf alle atomaren

Teilchen und nicht auf alle Ausprägungen

des Spins anwendbar.

Frei von jeder Analogie gilt: Der Spin ist

ein Maß für den

Quantenzustand

eines

atomaren Teilchens. Dieser lässt sich

durch komplexe Zustandsvektoren präzise

definieren. Sie müssen jedoch nicht die

Quantenmechanik studiert haben, um die

Magnetresonanztomographie zu

verstehen oder zu nutzen.

Klassische Physik oder Quantenphysik

Die MR-Bildgebung

nutzt keineswegs die

einzelnen Spins,

sondern ihr

kollektives Verhalten.

Zum Glück führt dies

zu anschaulichen

Modellen, die wir

hier verwenden

wollen. Erlauben Sie

uns daher, in dieser

Einführung

vereinfachte Modelle

heranzuziehen, ohne

die Realität allzusehr

zu »verbiegen«.

ZU

R D

ISK

USS

ION


23

Wir stellten fest: Ein Atomkern mit Spin ist

stets magnetisch. Wie kann die

Protonenkugel magnetisch sein?

Obwohl der Spin die quanten-

mechanische Eigenschaft

par excellence

ist, können wir ihm ein einfaches Modell

geben. Betrachten wir hierzu einen

Stabmagneten. Er besitzt bekanntlich

einen magnetischen

Nordpol

N und einen

Südpol

S.

Nehmen wir an, das Proton verhält sich

wie ein winziger Stabmagnet. (Das ist

eine nicht ganz zutreffende Verein-

fachung, wie wir später sehen werden.)

Stabmagnet und Spinmagnet

Man kann sich vor-

stellen, dass die

➔

rotierende Ladung

des Protons den

Spinmagnetismus

erzeugt.

Nun haben wir den Kernspin mit seiner

untrennbaren magnetischen Kraft

verknüpft. Diese magnetische Kraft

nennen wir den

SPINMAGNETEN

.

Atomkerne und Spins





Die Sache mit der rotierenden Ladung

Die klassische Schulphysik betrachtet die

elektrische

LADUNG

des Protons als

Ursache für seine magnetische Wirkung:

Bekanntlich ist eine bewegte Ladung

nichts anderes als ein elektrischer Strom.

Ein elektrischer Strom wiederum erzeugt

stets ein zugehöriges Magnetfeld.

Insbesondere erzeugt eine rotierende

Ladung stets eine magnetische Wirkung

in Richtung der Drehachse. Diese

magnetische Kraft nennt man

MAGNETISCHES MOMENT

.

Im Unterschied zum Proton hat das

elektrisch neutrale

NEUTRON

keine

Ladung. Es besitzt dennoch einen Spin

und ist daher für die Magnetresonanz

nutzbar.

Spins wirken stets in irgendeine Richtung.

Das legt nahe, unseren Spinmagneten als

einen

➔

Vektor

zu betrachten, eine

gerichtete Größe im Raum. Die willkürlich

gewählte Richtung des Spinmagneten

verläuft vom magnetischen Südpol zum

Nordpol (dargestellt durch den blauen

Pfeil).

Natürlich ist

nicht

das Proton selbst ein

Vektor, sondern sein Spin bzw. seine

magnetische Wirkung.

Wir werden im folgenden nicht die

Protonen selbst betrachten, sondern stets

ihre gekoppelten Eigenschaften: Spin und

Magnetismus. Das ist damit gemeint,

wenn wir »Spinmagnet« sagen.

Spins haben immer eine Richtung

Eine nach außen

wirksame elektrische

Ladung ist somit

keine Voraussetzung

für den Magnetismus

eines Teilchens.

Tatsächlich kann

man in der

modernen Theorie

der Elementar-

teilchen (Quarks)

auch umgekehrt den

Magnetismus als

Ursache der

elektrischen Ladung

postulieren.

ZU

R D

ISK

USS

ION


25

Das Wichtigste über Vektoren und Pfeile

Möchten Sie noch einmal rekapitulieren,

was

VEKTOREN

sind?

Viele physikalische Größen, wie

Temperatur oder Masse, sind ungerichtet.

Das heißt, sie sind durch Betrag und

Einheit ausreichend gekennzeichnet

(z.B. 21 Grad Celsius, 5 Kilogramm).

Der Spinmagnetismus ist eine gerichtete

Größe. Der Betrag des Magnetismus allein

verrät uns noch nicht seine Wirkung, wir

müssen auch seine Richtung kennen.

Es gibt eine Vielzahl physikalischer

Größen, bei denen die räumliche

Orientierung wichtig ist (z.B. Kraft oder

Geschwindigkeit). Diese Größen kann

man durch Vektoren veranschaulichen.

Ein Vektor lässt sich leicht durch einen

PFEIL

darstellen. Die Richtung des Pfeils

entspricht der Orientierung der

Vektorgröße, die Länge des Pfeils

entspricht ihrem Betrag.

Vektorgrößen lassen sich

RÄUMLICH

ADDIEREN

. Dabei muss man die Richtung

berücksichtigen. Anschaulich geht das

durch Verknüpfen der Pfeile.

Falls die Pfeile genau in die gleiche

Richtung zeigen, ergibt sich der Betrag

der Vektorsumme einfach als Summe der

Beträge (hier:

a

+

a

).

Hauptsache, die Richtung stimmt

Atomkerne und Spins





Vektoren gleichen Betrags, aber

entgegengesetzter Richtung,

KOMPENSIEREN

sich:

a

–

a

=

0

.

Ebenso wie addieren, kann man Vektoren

auch wieder zerlegen. Man kann

insbesondere jeden Vektor in

voneinander unabhängige

KOMPONENTEN

zerlegen. Das sind die Projektionen des

Pfeils auf vorgegebene Achsen im Raum,

auf das

KOORDINATENSYSTEM

.

In unserem Beispiel besteht der

Summenvektor

a

+

b

senkrecht aus

a

und

waagerecht aus

b

.

Bitte verwechseln Sie

nicht Vektor und

Pfeil. Ein Vektor ist

ein mathematisches

Modell für eine

physikalische

Erscheinung. Ein

Pfeil ist nur eine

visuelle Darstellung

eines Vektors.


27

Atomkerne mit sowohl

einer geraden Anzahl

von Protonen als auch

Neutronen besitzen

keinen resultierenden

Kernspin. Sie sind

magnetisch neutral.

Beispiele sind

Sauerstoff 16O

(8 Protonen,

8 Neutronen) oder

Kohlenstoff 12C

(6 Protonen,

6 Neutronen). Diese

Isotope sind für die

Magnetresonanztomo-

graphie nicht nutzbar.

Wir haben den Spin der Wasserstoff-

protonen betrachtet. Schauen wir uns nun

die Atomkerne anderer Elemente an.

Die KERNTEILCHEN eines Atoms sind die

Protonen und Neutronen. Sie besitzen

jeweils ihren eigenen Spin.

Atomkerne mit einer ungeraden Anzahl

von Kernteilchen besitzen einen

resultierenden Spin, den KERNSPIN.

Beispiele sind Kohlenstoff 13C, Fluor 19F,

Natrium 23Na oder Phosphor 31P. Zwei

Drittel der in der Natur vorkommenden

Isotope besitzen einen resultierenden

Kernspin und sind damit für die

Magnetresonanz nutzbar.

Welche Kerne sind für die Magnetresonanz nutzbar?

Atomkerne und Spins





Der Kernspin ist die tiefere Ursache für die

Fähigkeit zur Magnetresonanz: Ein

Atomkern mit Spin ist stets magnetisch.

Der Spin ist eine gerichtete Größe. Spins

addieren sich wie Vektoren räumlich.

Zwei Drittel der in der Natur vorkom-

menden Atomkerne besitzen einen

Kernspin, so auch der Wasserstoff. Sie

sind für die Magnetresonanztomographie

prinzipiell nutzbar.

Auf den Punkt gebracht

Zwei identische Teilchen können

innerhalb des Atomkerns nicht im

gleichen Zustand sein. Sie müssen ihre

Spinorientierungen antiparallel

ausrichten und kompensieren sich somit

paarweise zu Null. Ein solches

»Tanzpärchen« wird also nach außen

unsichtbar. Diese Regel der Natur nennt

man das PAULI-AUSSCHLIESSUNGS-PRINZIP.

Die »Einzeltänzer« erzeugen den

Kernspin.

Wie Sie erkennen können, entspricht der

Kernspin als resultierende Größe einzelner

Spins keiner »Rotation« des Atomkerns als

solchen. Diese Überlegung gilt streng

genommen auch für das einzelne Proton,

denn dessen Spin resultiert, wie man

heute weiß, aus seiner inneren Struktur

(Quarks und Gluonen).

Wie entsteht der Kernspin?

ZU

R D

ISK

USS

ION


29

Wie wir gesehen haben, können wir uns Protonen und Atomkerne, die einen

Kernspin besitzen, vereinfacht als Spinmagnete vorstellen. Was nützt uns diese

Modellvorstellung? Wir können nun erklären, wie sich diese Spinmagnete im

Magnetfeld des Kernspintomographen ausrichten und eine Magnetisierung im

Körper des Patienten erzeugen.


Spinensembles und Voxels

Natürlich messen wir bei der Magnet-

resonanztomographie nicht die Wirkung

jedes einzelnen Spins im Körper, sondern

stets ein ganzes Ensemble von Spins.

Ein ENSEMBLE ist die Gesamtheit aller

Protonenspins innerhalb eines

betrachteten Volumenelements, auch

VOXEL genannt. Ein solches Voxel könnte

ein kleiner Würfel von 1 mm Kantenlänge

sein.

Betrachten wir also im folgenden ein

Voxel im Körpergewebe des Patienten

genauer und schauen wir uns an, wie sich

das zugehörige Spinensemble verhält.


Atomkerne und Spins Spinschwingungen im Magnetfeld



Man erhält die Wirkung des Ensembles

durch räumliche Addition der einzelnen

Spinvektoren.

Im ➔ feldfreien Raum, also ohne äußeres

Magnetfeld, sind die einzelnen Spins

völlig zufällig orientiert. In der

Gesamtwirkung kompensieren sie sich

vollständig: Ihre Spins heben sich

gegenseitig auf. Daher wirkt das

Ensemble nach außen unmagnetisch.

Das Spinensemble im feldfreien Raum

Offen gesagt: Die völlig zufällige

Orientierung der Spins gilt nur im absolut

feldfreien Raum. Tatsächlich »spüren« die

Protonen stets das Erdmagnetfeld.

Es ist zwar etwa 20 000fach schwächer als

ein MR-Magnet, dennoch ist es wirksam.

Das heißt, unser Ensemble wird schon

außerhalb des Kernspintomographen

magnetisch beeinflusst, wenn auch sehr

schwach.

Magnetresonanz ist daher auch im

Erdmagnetfeld prinzipiell möglich (z.B.

zur Entdeckung unterirdischer Ölfelder).

Zur klinischen Bildgebung allerdings sind

zehntausendfach stärkere Magnetfelder

unabdingbar. Das ist der Grund, warum

ein zu untersuchender Patient im starken

Magnetfeld des MR-Magneten gelagert

wird.

Gibt es überhaupt einen feldfreien Raum?

ZU

R D

ISK

USS

ION


31

Das Spinensemble im Magnetfeld

Bringen wir den Patienten in das ➔

Magnetfeld des Kernspintomographen.

Was geschieht nun? Wir konzentrieren uns

weiterhin auf ein kleines Voxel innerhalb

seines Gewebes.

Betrachten wir die Spinorientierungen längs

der Feldlinien. Nun sehen wir, dass ein

Spinmagnet sich doch völlig anders verhält

als ein »anständiger« Stabmagnet.

Stabmagnete würden sich brav wie

Kompassnadeln parallel zum Magnetfeld

ausrichten.

Die Spinmagnete dagegen spielen

»verrückt«: Sie richten sich teils mit dem Feld

als auch gegen das Feld aus, sowohl parallel

als auch antiparallel.





Was Sie über ein Magnetfeld wissen sollten

Ein Magnetfeld, das überall die gleiche

Feldstärke besitzt, nennt man HOMOGEN.

Die Feldlinien eines homogenen Feldes

zeichnet man konsequenterweise als

parallele Geraden. Ein Magnetfeld, das

sich nicht ändert, nennt man STATISCH.

Jedes Magnetfeld besitzt eine

Kraftwirkung auf magnetische und

magnetisierbare Teilchen, also auch auf

Spinmagnete. Die Verteilung dieser

Kraftwirkung symbolisiert man durch

magnetische FELDLINIEN.

Die Stärke dieser Kraft an jedem Ort des

Raumes nennt man »magnetische

Induktion«. In der MR-Technik hat sich der

Begriff MAGNETISCHE FELDSTÄRKE

eingebürgert. Ihre Einheit beträgt 1 Tesla,

das ist etwa 20 000 mal so stark wie das

Magnetfeld der Erde.


33

Das Verhältnis der Auf- und Ab-Spins

beträgt nicht 50:50, sonst würden sich die

Spins weiterhin gegenseitig aufheben.

Statt dessen finden wir eine – wenn auch

sehr kleine – Mehrheit von ÜBERSCHUSS-

SPINS, die »aufwärts« zeigen. Spins, die

»abwärts« zeigen, sind in der Minderheit.

Die überschüssigen Spinmagnete (m)

addieren sich zu einer nach außen

wirksamen makroskopischen Wirkung –

die MAGNETISIERUNG (M) des Ensembles.

Diese Magnetisierung ist sehr schwach

(Paramagnetismus), verglichen mit dem

wohlbekannten Magnetismus des Eisens

(Ferromagnetismus).

Die Überschuss-Spins erzeugen die Magnetisierung

Nebenbei sei bemerkt: Durch das Magnetfeld

werden nicht nur die Protonen des Wasserstoffs

beeinflusst, sondern alle Atomkerne mit Spins,

ebenso die Elektronen. Wir beschränken uns hier der

Einfachheit halber auf die für die MR-Bildgebung

relevanten Wasserstoffprotonen.

Das statische Magnetfeld erzeugt im

Körpergewebe eine Vorzugsrichtung der

Spins parallel und antiparallel zu den

Feldlinien: ➔ Spin Auf und Spin Ab

sind die beiden bevorzugten

Spinorientierungen im Magnetfeld.





Ursache der Magnetisierung des

Ensembles ist eine Energieaufspaltung

der Spins im Magnetfeld. Den zwei

Spinorientierungen Auf und Ab

entsprechen zwei unterschiedliche

Energiezustände. Ein AUFWÄRTS-SPIN hat

eine niedrigere Energie (E–) als im

feldfreien Raum (E), ein ABWÄRTS-SPIN hat

eine höhere Energie (E+).

Vergleichen Sie diese Quantisierung mit

dem Stufenschalter bei einem Mixer. Man

kann die Geschwindigkeit nicht kontinu-

ierlich verändern, sondern nur in

Sprüngen.

Im Magnetfeld ist der niedrigere

Energiezustand bevorzugt: Es springen

mehr Spins in den Zustand niedrigerer

Energie (E–) als zur höheren Energie (E+).

Dieser Aufbau der Magnetisierung dauert

eine gewisse Zeit. Wenn er zu Ende

gekommen ist, ist ein festes Verhältnis

zwischen beiden Niveaus erreicht, das

Ensemble ist im energetischen

Gleichgewicht.

Spin auf – Spin ab

Das energetische

Gleichgewicht

zwischen beiden

Niveaus ist tat-

sächlich dynamisch:

Unter anderem

springen die Spins

paarweise von Auf

nach Ab und

umgekehrt (sie

machen »Flip-Flop«).

Das Verhältnis

zwischen Auf- und

Ab-Spins bleibt dabei

konstant – und damit

die nach außen

wirksame

Magnetisierung.

Sie werden sich vielleicht fragen: Wenn es

im Magnetfeld mehr Spins mit niedrigerer

Energie gibt, dann ist die Gesamtenergie

des Spinensembles doch gesunken?

Richtig! Die Protonen existieren nicht

alleine im leeren Raum. Sie sind von

einem Atomverband umgeben, auch

GITTER genannt. Die Protonen geben

während des Aufbaus der Magnetisierung

tatsächlich Energie an das Gitter ab. Das

Spinensemble »kühlt ab«, wie ein warmer

Löffel, den man in ein Glas kaltes Wasser

taucht.

Diese »Abkühlung« im Gitter ist die tiefere

Ursache für die Magnetisierung des

Spinensembles in einem Magnetfeld.

ZU

R D

ISK

USS

ION


35

Die Zahl der Überschuss-Spins ist somit relativ klein.

Dass dennoch ein messbarer Effekt zustande

kommt, liegt an der großen Zahl von Wasserstoff-

protonen im menschlichen Körper.

Beispiel: Unser Voxel von 1 mm Kantenlänge fasst

1 Kubikmillimeter Wasser, das ist 1 Mikroliter. Dieses

Volumen enthält ungefähr 6,7 ⋅1019 Wasserstoff-

protonen. Bei 1 Tesla entstehen etwa 6 ppm

Überschuss-Spins. Das heißt: Rund 400 Billionen

kleine Spinmagnete m addieren sich zur makro-

skopischen Magnetisierung M.

Die Anzahl der Überschuss-Spins hängt von

mehreren Faktoren ab:

� Sie wächst mit der Zahl der Protonen in einer

Volumeneinheit, also der PROTONENDICHTE.

� Sie wächst mit der Stärke des äußeren

Magnetfeldes.

� Sie sinkt mit steigender Temperatur.

Bei Körpertemperatur und einer Feldstärke von

1 Tesla (ca. 20 000 mal stärker als das Erdmagnet-

feld) gibt es unter 1 Million Protonen nur etwa

6 Überschuss-Spins, das sind 0,0006 %.

In Prozent lässt sich das nur mit vielen Nullen nach

dem Komma ausdrücken. Verhältnisse im Bereich

1 zu 1 Million nennt man auch PARTS PER MILLION

(ppm). Wir können also einfacher sagen: Bei 1 Tesla

beträgt der Anteil der Überschuss-Spins etwa 6 ppm.

Eine kleine Überschussrechnung

Protonen

Überschuss-Spins

Wir haben gesehen: Die kleine Mehrheit der

Aufwärts-Spins ist der Überschuss, der die

Magnetisierung eines Ensembles in Feldrichtung

ergibt. Wie groß ist denn die Zahl der Überschuss-

Spins?





Unser Modell der Auf- und Ab-Spins ist

noch unvollständig. Es erklärt die

Entstehung der Magnetisierung längs der

Feldlinien, nicht aber, wie diese Spins ein

MR-Signal erzeugen können. Daher

werden wir dieses Modell verfeinern

müssen.

Zugegebenermaßen haben wir die

Verhältnisse im Magnetfeld etwas

vereinfacht. Die einzelnen Spins sind

keineswegs – auch wenn das manchmal

geglaubt wird – streng Auf oder Ab

ausgerichtet. Aus quantenmechanischen

Gründen nehmen die Protonen eine

Überlagerung ihrer beiden Spinzustände

ein (erst bei einer Beobachtung bzw. einer

Messung springt ein Spin definitiv in den

Auf- oder Ab-Zustand).

Wenn der menschliche Körper einem

starken Magnetfeld ausgesetzt wird,

entsteht im Gewebe eine schwache

Magnetisierung in Richtung der

Feldlinien.

Ursache sind die im Gewebe wirkenden

Kernspins. Die Spins richten sich mit dem

Magnetfeld aus, allerdings ungleich

verteilt.

Die meisten Kernspins heben sich

gegenseitig auf. Die Überschuss-Spins

ergeben in ihrer Summe die nach außen

wirksame Magnetisierung.

Auf den Punkt gebracht Sehr diskret und dennoch kontinuierlich ...

Vergleichen Sie dies

mit der Gang-

schaltung eines

Autos. Obwohl Sie

beim Fahren immer

in genau einen Gang

schalten (oder die

Automatik tut das),

ändert sich die

Geschwindigkeit des

Autos kontinuierlich.

Ebenso der Spin des

Protons: Er besitzt

genau zwei diskrete

Eigenzustände Auf

und Ab, doch kann

kontinuierlich quer

dazu stehen.

ZU

R D

ISK

USS

ION


37

Wissen Sie noch, wie Sie mit einem

Spielzeugkreisel gespielt haben? Wenn

Sie den rotierenden Kreisel anstießen,

kippte er ein wenig zur Seite. Er fiel aber

nicht um, sondern begann zu »kegeln«.

So ist die Bewegung eines Kreisels: Seine

Drehachse beschreibt einen Kegel um die

Richtung der Schwerkraft.

Diese Art der Bewegung nennt man

PRÄZESSION.


Sie haben gesehen, dass die Spinmagnete sich völlig anders verhalten, als

gewöhnliche Stabmagnete, die sich im Magnetfeld in genau einer Richtung

orientieren würden. Spinmagnete wären deshalb als Kompassnadeln

unzuverlässig. Doch sie haben eine Besonderheit, welche die Magnetresonanz

ermöglicht: sie schwingen.

Ein Spielzeugkreisel





Und so ist die Bewegung eines Spins:

Wenn ein Spin einem Magnetfeld

ausgesetzt ist, muss er ebenso wie ein

Kreisel um die Richtung des Feldes einen

Kegel ausführen. Der Spinmagnet verhält

sich wie ein magnetischer Kreisel. Das ist

die SPINPRÄZESSION.

Beachten Sie bitte, dass nicht das Proton

selbst kreiselt, sondern nur sein Spin bzw.

Spinmagnet (m). Um dies zu unter-

streichen, lassen wir die Kugel endgültig

verschwinden...

Magnetische Kreisel im Körper


39

Die Geschwindigkeit, mit der ein Spin um

eine äußere Feldrichtung kreiselt, seine ➔

Frequenz, ist für die Magnetresonanz von

großer Bedeutung. Sie hängt ab

� vom Kerntyp und

� von der Stärke des angelegten

Magnetfeldes.

Je stärker das Magnetfeld ist, um so

schneller ist das Kreiseln der Spins. In

einem Magnetfeld von 1 Tesla ist die

Kreiselfrequenz der Kernspins genau

doppelt so hoch wie in einem 0,5 Tesla-

Feld.

Diese Kreiselfrequenz der Spins nennt

man auch LARMORFREQUENZ.

Radiofrequenzen im Magnetfeld

Welche Bedeutung hat die Larmor-

frequenz für die Magnetische Resonanz?

Der Clou ist:

Ebenso wie Funk- oder Radiosignale kann

man Signale von einer Gruppe von

Spinkreiseln empfangen, wenn man

hierzu die technischen Voraussetzungen

schafft.

Zu diesem Zweck muss die Technik des

MR-Gerätes auf die Larmorfrequenz der

Spins abgestimmt sein. Ungefähr so, wie

Sie den Abstimmknopf eines Radiogerätes

drehen, um einen bestimmten Sender zu

empfangen.





Umdrehungen können wir auf einer

Zeitachse darstellen. So erhalten wir eine

Wellenlinie mit »Bergen« und »Tälern«.

Das ist eine SINUSKURVE. Eine Schwingung

doppelter Frequenz stellen wir durch eine

entsprechend gestauchte Sinuskurve dar.

Was ist eine FREQUENZ? Das ist sozusagen

die »Drehzahl« einer periodischen

Bewegung.

Sie kennen das von Ihrem Fahrzeug,

wenn Sie einen Blick auf den Drehzahl-

messer werfen. Der Drehzahlmesser zeigt

beispielsweise 3 000 Umdrehungen pro

Minute an. Das ist nichts anderes als eine

Frequenz.

3 000 U/min sind dasselbe wie 50 Umdre-

hungen pro Sekunde. Für Umdrehung pro

Sekunde verwendet man auch die Einheit

HERTZ (Hz), in diesem Fall beträgt die

Frequenz also 50 Hz.

Von Frequenzen, Drehzahlen und

Sinuskurven

Zwischen Berg und Tal


41

Die Larmorfrequenz ω wächst propor-

tional mit dem Magnetfeld B. Es gilt die

Formel:

ω = γ B

(Den konstanten Faktor γ nennt man das

»gyromagnetische Verhältnis« der

Atomkerne.)

Im Erdmagnetfeld präzedieren die Spins

relativ langsam, mit etwa 2 000 Hz

(2 kHz.)

Präzession präzise gefasst

Die Spinpräzession ist bei den hohen

Feldstärken der MR-Geräte hochfrequent.

Das bedeutet, die Spins präzedieren in der

Sekunde mit mehreren Millionen

Schwingungen.

Bei 1,0 Tesla beträgt die Larmorfrequenz

der Wasserstoffprotonen etwa 42 MHz,

bei 1,5 Tesla 63 MHz. Eine solche Schwin-

gungsfrequenz im Megahertz-Bereich

haben auch Radiowellen (UKW bzw. FM).

Da die Stärke des Magnetfeldes des Tomo-

graphen bekannt ist, kennt man auch die

Larmorfrequenz der Protonenspins. Das

MR-Gerät wird auf diese Frequenz

abgestimmt. Die verwendeten HF-Spulen

bauen sozusagen eine »Funkverbindung«

mit den Spins auf.





Die xy-Ebene kommt ins Spiel

Lassen Sie uns für das Folgende eine

kleine »Sprachregelung« vereinbaren:

In einem üblichen xyz-Koordinatensystem

legen wir per definitionem die Z-ACHSE in

die Richtung des Magnetfeldes.

Die Ebene quer zu den Feldlinien nennen

wir die XY-EBENE.


43

Im Grundzustand: Völlig außer Phase

Konzentrieren wir uns auf die Überschuss-

Spins eines Ensembles. Wir stellen sie

vereinfacht als ein kreiselndes »Sixpack«

dar. Alle Spins präzedieren mit gleicher

Frequenz um die Richtung des äußeren

Magnetfeldes – allerdings nicht im

Gleichklang, sondern völlig zufällig

orientiert.

Anders gesagt: Die Spins besitzen alle die

gleiche Frequenz, aber ihre ➔ Phasen-

lagen sind völlig beliebig. Daher heben

sich ihre Komponenten quer zum Magnet-

feld, also parallel zur xy-Ebene, statistisch

auf. Wir beobachten nur unsere konstante

Magnetisierung M längs der z-Achse.

Solange die Spins solcherart außer Phase

schwingen, geben sie kein nach außen

beobachtbares Signal ab.

Fassen wir zusammen. Das ist der GRUNDZUSTAND

der Kernspins im Magnetfeld:

1. Die Auf- und Ab-Spins sind im energetischen

Gleichgewicht, die Überschuss-Spins erzeugen die

konstante Magnetisierung.

2. Die Spins präzedieren außer Phase, ihre Wirkung

in der xy-Ebene ist Null.





Über Phasen, Uhrzeiger und Jetlags

Eine PHASE ist so etwas wie die Winkel-

richtung eines Uhrzeigers. Sie gibt die

zeitliche Verschiebung einer Schwingung

oder Drehung gegenüber einer anderen

an.

Wenn Ihre Uhr eine Stunde »vorgehen«

würde, hätte sie eine »Phasenverschie-

bung« von 1 Stunde gegenüber der

Ortszeit. Das können Sie korrigieren,

indem Sie Ihre Uhr richtig stellen. Der

kleine Zeiger bewegt sich dabei um 30°

zurück. Die Zeitverschiebung zwischen

San Francisco und New York von

3 Stunden ist dagegen von dauerhafter

Natur. Über große Entfernungen können

Sie diese zeitliche Phasenverschiebung

nach einem Flug als »Jetlag« spüren. Die

meisten Schwingungen wie z.B.

Radiowellen enthalten solche »Jetlags«.

Wie Sie später sehen werden, nutzt man

gezielt Frequenz- und Phasen-

verschiebungen zur Erzeugung eines

MR-Bildes aus.

Wie spät ist es?


45


In einem Magnetfeld präzedieren die

Spins wie Kreisel um die Achse der

Feldrichtung.

Die Präzessionsfrequenz der Spinvektoren

hängt von der Stärke des angelegten

Magnetfeldes ab. Bei den verwendeten

Feldstärken liegt sie im hochfrequenten

Radiowellenbereich.

Im Grundzustand sind Auf- und Ab-Spins

im energetischen Gleichgewicht, die

Überschuss-Spins erzeugen die konstante

Magnetisierung längs der z-Achse. Die

Spins präzedieren außer Phase, ihre

Magnetvektoren heben sich quer zum

Feld (xy-Ebene) gegenseitig auf.





Quantenmechanische Unbestimmtheit

Unser Vektormodell des Spins

kennzeichnet einen Spin in einem

überlagerten Zustand von Auf und Ab,

der Querzustände zulässt.

Der Querzustand eines Spins ist

unbestimmt, wenn man seine

z-Komponente kennt, und umgekehrt.

Wegen des Unbestimmtheitscharakters

der Spinzustände arbeitet die Quanten-

mechanik mit den Erwartungswerten von

Spinoperatoren. Der Erwartungswert ist

der im Mittel zu erwartende Wert über

eine lange Messreihe. Er verhält sich

glücklicherweise im Magnetfeld wie ein

präzidierender Vektor. Dies ermöglicht

unsere veranschaulichende Darstellung.

ZU

R D

ISK

USS

ION


47

Im Grundzustand kreiseln die Spins im Magnetfeld und halten ein energetisches

Gleichgewicht aufrecht. Dies erzeugt eine konstante Magnetisierung im Körper.

Das Wesen der Magnetresonanz besteht darin, die Magnetisierung aus ihrer

Ruhelage auszulenken, indem man gezielt das Gleichgewicht der Spins stört.






Die modernen,

zur MR-Bildgebung

verwendeten

HF-Spulen senden

einen HF-Puls als

zirkular polarisierte

Welle. Diese enthält

ein rotierendes

Magnetfeld.

Der HF-Puls

Wie bringt man die Spins aus dem Gleichgewicht,

ändert ihre Auf-Ab-Verteilung, ihre Phasenlagen,

ihre Orientierung?

Beispielsweise, indem man sie durch eine Magnet-

welle anregt. Die Welle ist kurz und hochfrequent

(HF), darum nennt man sie ➔ HF-Puls.

Wie soll man sich einen HF-Puls

vorstellen? Denken Sie beispielsweise an

eine magnetische Frisbee-Scheibe,

die plötzlich quer durch das statische

Magnetfeld fliegt.

Was macht die Frisbee-Scheibe? Sie wirkt

als rotierender Magnet, der gezielt das

homogene Magnetfeld stört.

Magnetische Frisbee-Scheiben


49

Wieso »stört« der HF-Puls die Spins?

Wenn er die »falsche« Frequenz hat,

überhaupt nicht.

Entscheidend ist: Um die Spins aus dem

Gleichgewicht bringen zu können, muss

der HF-Puls in ➔ Resonanz mit den Spins

sein. Das heißt, der rotierende Magnet

muss sich genauso schnell drehen wie die

magnetischen Spinkreisel.

Diese Resonanzbedingung bedeutet

physikalisch:

Die Schwingfrequenz des HF-Pulses muss

mit der Larmorfrequenz der Spins

übereinstimmen.

Die Magnetische Resonanzbedingung





Die Resonanzanregung bei MR können

wir mit der Schwingung von Stimm-

gabeln vergleichen. Eine angeschlagene

Stimmgabel beginnt zu schwingen und

erzeugt einen bestimmten Ton. Die

Tonhöhe entspricht der Schwingfrequenz

der akustischen Welle.

Eine zweite Stimmgabel wird genau dann

durch die Schallwelle in Schwingung

versetzt, wenn ihre Eigenfrequenz mit der

Frequenz der akustischen Welle, also der

Tonhöhe, übereinstimmt: Die beiden

Stimmgabeln sind in RESONANZ.

Im Einklang sein

Stimmgabeln in Resonanz


51

Was geschieht nun genau bei der Magnetresonanz?

Behelfen wir uns zunächst wieder mit einer

anschaulichen Analogie.

Stellen Sie sich bitte vor, »Sie sind« der rotierende

Magnet (d.h. der HF-Puls). Nun müssen Sie unbe-

dingt mit den kreiselnden Spins in Resonanz treten.

Hierzu laufen Sie um das Spinkarussell und werfen

Steine in eine rotierende »Spinwaage«. Sie haben

nur begrenzte Zeit. Wenn Sie zu schnell oder zu lang-

sam um das Spinkarussell laufen, gerät die Sache

außer Tritt. Dann können Sie immer nur nach einer

kompletten Umdrehung die Waage wieder einholen

und einen Stein hineinwerfen. Wenn Sie dagegen im

Gleichtritt mit der Spinwaage laufen, können Sie die

ganze Zeit Steine in die Waagschale füllen.

Im Gleichtakt mit dem Spinkarussell

»Steter Tropfen höhlt den Stein«: Die Spinwaage gerät

aus dem Gleichgewicht. Wir sehen die Magnetisierung

einfach umkippen.





Die Magnetisierung wird um so weiter kippen und

umklappen, je stärker die Energie des anregenden

HF-Pulses ist. Den Endwinkel der Kippung nennt

man den KIPPWINKEL oder Flipwinkel (α).

Pulse und Kippwinkel

Ein 180°-PULS klappt die

Magnetisierung in die ➔

entgegengesetzte

Richtung der z-Achse.

Ein 90°-PULS kippt

die Magnetisierung

genau in die

➔ xy-Ebene.


53

Wie stellt sich das Kippen der

Magnetisierung aus der Sicht der Spins

dar? Versetzen wir uns in die Lage der

Spins.

Zur Erklärung der Wirkung des

180°-Pulses erlauben wir uns ein

vereinfachtes Bild.

Angenommen, »Sie sind« einer der

Überschuss-Spins unseres »Sixpacks«.

Der HF-Puls überträgt Energie auf Sie,

und »zwar so gehörig, dass Sie einen

Handstand machen«.

180° – Der Handstand der Überschuss-Spins

ZU

R D

ISK

USS

ION

Vor dem 180°°°°-Puls





So auch die Spins: sie »flippen«, d.h. sie

springen vom Auf-Zustand in den energie-

reicheren Ab-Zustand. (Der Handstand ist

der labilere und energiereichere Zustand.)

Nach einem 180°-Puls sind alle

Überschuss-Spins vom Auf-Zustand in den

Ab-Zustand gesprungen.

Die Magnetisierung zeigt nun in die

Gegenrichtung.

Wie sich später zeigt, ist auch für das

Spinensemble dieser Zustand der labilere.

Es wird wieder in das energetische

Gleichgewicht zurückkehren.

Nach dem 180°°°°-Puls


55

Durch einen 90°-Puls entsteht eine

Magnetisierung in Querrichtung, in der

xy-Ebene. Hier reicht unser Bild der

flippenden Spins nicht aus. Wir müssen

etwas genauer hinschauen.

Solange der HF-Puls andauert, wirken

zwei Magnetfelder zugleich: das statische

Feld und kurzzeitig das rotierende

HF-Feld. Durch einen Trick können wir das

statische Feld verschwinden lassen:

Wir begeben uns mit den Spins auf das

Spinkarussell. Hier »spüren« die Spins

effektiv nur noch das rotierende HF-Feld

(den Frisbee-Magneten). Da es in

Resonanz mit den Spins rotiert, erscheint

seine Achse für die Spins statisch (sie zeigt

in unserem Beispiel nach vorne). Wie

reagieren die Spins auf diesen Magnet-

vektor? Natürlich, sie präzidieren um

dessen Wirkungsachse.

Die ursprüngliche Längsmagnetisierung

in z-Richtung wird so durch einen 90°-Puls

in die xy-Ebene verteilt. Heben sich die

xy-Komponenten der Spins nun wieder

wegen Phasenungleichheit auf?

90° – Phasen in Gleichklang bringen

Vor dem 90°°°°− Puls

Am Ende des 90

°°°°− Pulses

Sicher nicht, denn dann wäre am Ende eines

90

°

-Pulses die Magnetisierung

in allen Richtungen

Null

. Unser Bild demonstriert jedoch: Die xy-Kompo-

nenten der Spins zeigen nicht mehr »wild« in alle

Richtungen, sondern weitgehend in die gleiche

Richtung (in unserem Beispiel nach rechts).





Nach dem 90°°°°-Puls

Der 90

°

-Puls bringt die Phasen der Spins

also in Gleichklang. Nach dem gemein-

samen Kreiseln der Spinvektoren um die

Achse des HF-Pulses konzentrieren sie

sich in horizontaler Richtung. Es ist

ungefähr so, als hätte sich das ganze

Sixpack nach rechts »gelegt«.

Nun sind die z-Komponenten der

einzelnen Spins unbestimmt. Über das

gesamte Ensemble heben sie sich

statistisch auf. Die Längsmagnetisierung

ist Null.

Nach dem Puls spüren die Spins nur noch

das statische Magnetfeld und kreiseln

weiter um die z-Achse. Da sie phasen-

kohärent präzedieren, erzeugen sie in

Summe eine Magnetisierung in der

xy-Ebene, eine

Quermagnetisierung

, die

genauso groß ist wie die ursprüngliche

Längsmagnetisierung. Die Magneti-

sierung ist um 90

°

gekippt.


57

Ein HF-Puls bringt das Spinensemble aus

dem Gleichgewicht. Er muss hierzu die

Resonanzbedingung erfüllen: Die

Schwingfrequenz des HF-Pulses muss mit

der Larmorfrequenz der Spins überein-

stimmen.

Ein 90

°

-Puls kippt die Magnetisierung in

die xy-Ebene. Ein 180

°

-Puls klappt die

Magnetisierung in die entgegengesetzte

Richtung der z-Achse.







59

Wir können die Magnetisierung wie einen

Vektor in zwei zueinander senkrechte

Komponenten zerlegen:

Die

LÄNGSMAGNETISIERUNG

M

z

ist der

Anteil des Vektors in Richtung der

z-Achse, also entlang des äußeren

Magnetfelds.

Die

QUERMAGNETISIERUNG

M

xy

ist die

Komponente des Vektors, die in der

xy-Ebene um das äußere Magnetfeld

rotiert. Wie schnell rotiert sie? Die

rotierende Quermagnetisierung ist die

Summe der Spinvektoren, die in gleicher

Phase in der xy-Ebene kreiseln – mit der

Larmorfrequenz. Also rotiert auch die

Quermagnetisierung mit der Larmor-

frequenz.


Gestört durch einen HF-Puls kippt die Magnetisierung und erzeugt eine

Komponente in der xy-Ebene. Lassen Sie uns nun betrachten, wie die

umgeklappte Magnetisierung ein Signal erzeugen kann.

Die Magnetisierung zerlegen





Die Quermagnetisierung wirkt wie ein rotierender

Magnet. Man kann eine Spule in dieses rotierende

Magnetfeld bringen. Es erzeugt naturgemäß

in der

Spule eine

➔

elektrische Spannung

.

Der zeitliche Verlauf dieser Spannung ist das

MR-SIGNAL

. Das MR-Signal ist um so stärker, je

größer die Quermagnetisierung ist. Es fällt relativ

schnell ab.

Da die Quermagnetisierung nach dem Ende des

HF-Pulses

�

frei

rotiert,

�

dabei ein Signal

induziert

und

�

wieder

abfällt

,

nennt man dieses MR-Signal den

FREIEN

INDUKTIONSABFALL

, kurz

FID

(free induction decay).

Den Grund für den Signalabfall erläutern wir im

nächsten Kapitel.

Die Quermagnetisierung erzeugt das MR-Signal


61

Aus der Elektrotechnik ist bekannt: Ein

sich in seiner Stärke oder Richtung

änderndes Magnetfeld erzeugt in einer

Spule eine elektrische Spannung. Das ist

die elektromagnetische Induktion.

Wissenswertes über die elektromagnetische Induktion

Wir nutzen die Induktion im Alltag häufig. In einem

Fahrraddynamo beispielsweise rotiert ein durch das

Rad angetriebener Magnet. Damit ändert sich

ständig die Richtung seines Magnetfelds. Diese

Magnetfeldänderung erzeugt (induziert) in der

Dynamospule eine elektrische Spannung. Es kann

ein Strom fließen, der die Fahrradlampe leuchten

lässt. Je schneller der Dynamomagnet rotiert, um so

höher ist die induzierte Spannung, und um so heller

leuchtet die Fahrradlampe.

Die Spannung wächst





Ein HF-Puls bringt das Spinensemble

aus seinem ursprünglichen Gleich-

gewicht.

Nach dem Ende eines 90

°

-Pulses ist

die Längsmagnetisierung in die

xy-Ebene gekippt. Sie rotiert als

Quermagnetisierung mit der

Larmorfrequenz.

Die rotierende Quermagnetisierung

erzeugt das MR-Signal, das schnell

wieder ab fällt (FID).

Sie haben gesehen, wie eine zunächst

unmagnetische Probe in einem statischen

Magnetfeld magnetisiert wird. Aus

energetischen Gründen baut sich in

Richtung des äußeren Feldes eine

Magnetisierung auf.

Das energetische Gleichgewicht ist

dynamisch

: Die einzelnen Kernspins

wechseln spontan ihren Energiezustand.

Die Gesamtzahl der Überschuss-Spins

bleibt jedoch gleich und hält somit die

konstante Magnetisierung aufrecht.

Zusammenfassung

63

2

Relaxation verstehen

Die Längs-magnetisierung baut sich auf (T

1

)

Die Quermagnetisierung zerfällt (T

2

)Das Spinecho (T

2*) Das Gradientenecho

Nach einem 90°-Puls ist die

Längsmagnetisierung Null, sie rotiert als

Quermagnetisierung in der xy-Ebene.

Bleibt dieser Zustand bestehen? Nein.

Die Quermagnetisierung geht relativ schnell

wieder verloren, deshalb fällt das MR-Signal ab.

Wir werden sehen, dass die Längsmagneti-

sierung nach dem 90°-Puls wieder zu ihrer alten

Größe anwächst – so, »als wäre nichts

geschehen«.

Diesen Vorgang nennt man RELAXATION.

Über Spinerholung und Echos

2 Über Spinerholung und Echos

65

Man könnte glauben, wenn die

Quermagnetisierung zerfällt und die

Längsmagnetisierung sich wieder

aufbaut, dann bedeutet dies: Die

Magnetisierung, sich selbst überlassen,

kippt wieder in die z-Richtung zurück ...

Das stimmt jedoch nicht.

Die Quermagnetisierung Mxy zerfällt

schneller, als die Längsmagnetisierung Mz

sich wieder aufbaut. Beide Prozesse

verlaufen ➔ exponentiell.

Der Aufbau der Längsmagnetisierung

dauert eine gewisse Zeit (T1). Innerhalb

kürzerer Zeit ist die Quermagnetisierung

schon verschwunden (T2).


Nach jeder Störung durch einen HF-Puls nehmen die Spins wieder ihren

Grundzustand ein, sie »erholen« sich. Wir werden feststellen, dass wir diese

RELAXATION durch zwei voneinander unabhängige Prozesse beschreiben können,

indem wir Längsmagnetisierung und Quermagnetisierung getrennt betrachten.

Längs und Quer


Die Längs-magnetisierung baut sich auf (T1)

Die Quermagnetisierung zerfällt (T2)

Das Spinecho (T2*) Das Gradientenecho

Vergleichen wir dies mit einer fallenden

Kiste. Wenn man sie von einem hohen

Turm aus abwirft, fällt sie mit wachsender

Geschwindigkeit auf den Erdboden

nieder. Ursache ist die Schwerkraft der

Erde. So weit so gut.

Wenn man die Kiste von einem Flugzeug

aus abwirft, wirken zwei »Kräfte«

zugleich: 1. die Schwerkraft, 2. die

Bewegungsenergie in Flugrichtung.

Die tatsächliche Bewegung der Kiste

ist eine Überlagerung der beiden

voneinander unabhängigen

Bewegungen. Während die Kiste immer

tiefer fällt, fliegt sie kaum noch in

Flugrichtung weiter.

Eine fallende Kiste


67

Viele natürliche und soziale Prozesse

haben einen mathematisch einfachen

Verlauf: sie sind EXPONENTIELL. Die

Vermehrung von Bakterien, die Abnahme

radioaktiver Strahlung, der Zinseszins, all

dies verläuft exponentiell. So auch die

Spinerholung. Grund genug, sich damit

zu beschäftigen.

Der Zinseszins ist ein Beispiel für

ungebremstes Wachstum. Angenommen,

Sie besitzen Aktien oder Fonds im Wert

von 10 000 Euro, die im Schnitt mit 10 %

verzinst sind. Dann ist Ihr Vermögen nach

10 Jahren auf etwa 26 000 Euro

gewachsen, nach 20 Jahren auf

67 000 Euro, nach 50 Jahren beträgt es

ganze 1,2 Millionen Euro.

Zinseszins und exponentielles Wachstum

Bergauf und bergab





Ein Beispiel für exponentielle Abnahme

ist eine Währungsinflation. Stellen Sie

sich vor, Sie hätten 100 000 Euro Bargeld,

und die Inflationsrate betrüge satte 10 %.

Dann wäre Ihr Geld nach 10 Jahren nur

noch etwa 34 000 Euro wert, nach

20 Jahren etwa 12 000 Euro und nach

50 Jahren ist Ihr Geld praktisch wertlos.


69

Eine RELAXATION ist ein dynamischer

Prozess: Ein System kehrt aus einem

Nichtgleichgewichtszustand in sein

Gleichgewicht zurück.

Der Verlauf bremst ab, bis ein

Sättigungswert erreicht ist:

Die Relaxation ist um so stärker,

je weiter das System noch im

Nichtgleichgewicht ist. Je näher das

Gleichgewicht bzw. die Wachstumsgrenze

rückt, um so schwächer wird die Relaxation

(die Kurve flacht mit der Zeit ab).

Ungefähr so, wie ein gespanntes

Gummiband weniger stark zurückschnellt,

wenn es weniger gespannt ist.

Was ist eine Relaxation?

Wenn die Relaxation exponentiell verläuft, kann man sie

durch ihre ZEITKONSTANTE T beschreiben:

Nach der Zeit T ist die relaxierende Größe auf etwa 63 %

ihres Endwerts angewachsen. Nach 2T beträgt sie bereits

86 %, nach 3T etwa 95 % des Endwerts. Nach der Zeit 5T ist

der Prozess fast ganz abgeschlossen und der

Gleichgewichtszustand erreicht.

Gleichgewicht

Nichtgleichgewicht





Fassen wir zusammen: Während die Längsmagnetisierung

sich aufbaut, zerfällt die Quermagnetisierung.

Die Quermagnetisierung nimmt wesentlich rascher ab,

als die Längsmagnetisierung anwächst.

Bergab geht ‘s schneller als bergauf

Die T2-Konstante ist also im Normalfall

bedeutend kürzer als die T1-Konstante.

Die Zeitkonstanten heißen T1 und T2.

Längs – Bergauf – T1

Quer – Bergab – T2


71

Der Aufbau der Längsmagnetisierung ist ein

exponentieller Prozess. Das ist die

LÄNGSRELAXATION. Ihre Zeitkonstante nennt

man T1.

Nach Ablauf der Zeit T1 ist die

Längsmagnetisierung Mz auf etwa 63 % ihres

Endwerts angewachsen. Nach 5 mal T1 hat

sie sich vollständig aufgebaut.

Ist die Zeitkonstante T1 überall gleich? Im

gesamten Körper, für alle Gewebe? Nein, zum

Glück nicht. Die T1-Konstante hängt vom

betroffenen Gewebe ab, sie ist gewebe-

spezifisch.

Die Längsmagnetisierung baut sich auf (T1)

Nach einer gewissen Zeit erholt sich die Längsmagnetisierung wieder vollständig von der

Störung durch den HF-Puls. Das Spinensemble strebt im statischen Magnetfeld seinem

energetischen Gleichgewichtszustand zu.

Zurück in den Gleichgewichtszustand


Relaxation verstehen Die Quermagnetisierung zerfällt (T2)


Fett

weiße Substanz

graue Substanz

Liquor

T1-Konstanten unter der Lupe

Verschiedene Gewebearten zeigen unterschiedliche

Relaxationszeiten. Dies ist der Schlüssel zu dem großen

Bildkontrast, der mit MR erreicht werden kann.

Wieso geschieht dies?

Die Energie der angeregten Spins geht durch

Wechselwirkung mit dem ➔ Gitter wieder verloren.

Einfache Merkregel:

Fett hat kurzes T1,

Wasser hat langes T1.

Wie die Tabelle zeigt, ist die T1-Konstante auch

feldstärkeabhängig.

T1-Konstanten (in ms)

0,2 Tesla 1,0 Tesla 1,5 TeslaFett 240Muskel 370 730 863Weiße Substanz 388 680 783Graue Substanz 492 809 917Liquor 1400 2500 3000


73

Fett

weiße Substanz

graue Substanz

Liquor

Die Protonen wechseln

ihren Spinzustand bei

Resonanz. Wodurch

springen sie nach Ende

des HF-Pulses wieder ins

Gleichgewicht zurück?

Tatsächlich »spüren« die

Protonen permanent

lokal schwankende

Magnetfelder, die durch

die Molekularbewegung

hervorgerufen werden

(»magnetisches Rau-

schen«). Diese winzigen

Magnetfeldschwankun-

gen überlagern das

äußere Magnetfeld. Den

stärksten Einfluss haben

jene magnetischen Feld-

schwankungen, die mit

dem Kreiseln (Larmor-

frequenz) der Protonen

übereinstimmen und

quer zum Hauptfeld

schwingen. Sie wirken

wie kleine HF-Pulse und

lassen die Spins

»flippen«.

Die Spin-Gitter-Relaxation

ZU

R D

ISK

USS

ION




Die Umgebung eines Protons besteht oft

aus größeren Molekülen (Lipide) und

Makromolekülen (Proteine).

Wasserstoffprotonen innerhalb eines

relativ gering beweglichen Fettmoleküls

ebenso wie Protonen, die an Protein

angelagert sind, spüren die lokalen

Feldschwankungen stark: Sie wechseln

schnell ihren Spinzustand. Fettgewebe

beispielsweise zeigt daher eine relativ

kurze T1-Relaxation.

In Flüssigkeiten ist die Molekular-

bewegung des Wassers bedeutend

schneller als die meisten Feld-

schwankungen. Resonanzen mit

schwingenden Magnetfeldern sind

seltener und schwächer: Die Protonen

wechseln nicht so schnell ihren

Spinzustand. Reines Wasser und die

Gehirnflüssigkeit (Liquor) zeigen daher

eine relativ lange T1-Relaxation.

Woher kommen die Feldschwankungen?

Sie entstehen durch magnetische

Dipolfelder von ungepaarten Elektronen

und anderen Kernen.

Wieso »Spin-Gitter-Relaxation«? Die

Umgebung eines Protons nennt man

»Gitter«, auch bei Flüssigkeiten, obwohl

ursprünglich die Gitterstrukturen in

Festkörpern gemeint sind. Da das

Spinensemble während der

Längsrelaxation Energie an das Gitter

abgibt, nennt man den T1-Prozess auch

SPIN-GITTER-RELAXATION. Dieser Prozess

findet nicht nur nach der Störung durch

einen HF-Puls statt, sondern bereits beim

Aufbau der Längsmagnetisierung,

nachdem der Patient in das Magnetfeld

gebracht wurde.

Wir haben gezeigt: Die T1-Konstante

hängt von der Größe der Gewebe-

moleküle, ihrer Mobilität und der Art ihrer

Umgebung ab. Sie gibt an, wie schnell ein

Spinensemble innerhalb eines bestimm-

ten Gewebes seine überschüssige

magnetische Energie an das Gitter

abgeben kann.


75

Da verschiedene Gewebetypen

unterschiedliche T1-Relaxationen zeigen,

kann die MR-Bildgebung diese

Unterschiede als Bildkontrast darstellen.

Wie dies genau geschieht, erläutern wir in

einem folgenden Kapitel.

Dies ist der diagnostische Nutzen:

Pathologisches Gewebe besitzt eine

andere Wasserkonzentration als das

umgebende Gewebe und damit andere

Relaxationskonstanten. Die Relaxations-

unterschiede werden als Kontrast im

MR-Bild sichtbar.

T1

Ein Vorgeschmack auf den T1-Kontrast

Im T1-Kontrast

erscheint

Liquor dunkel




Nach einer Störung kehrt das

Spinensemble in sein energetisches

Gleichgewicht zurück. Die

Längsmagnetisierung baut sich in

wenigen Sekunden wieder vollständig

auf. Dieser Vorgang ist die

Längsrelaxation.

Die Längsrelaxation folgt einem

exponentiellen Wachstumsverlauf, der

durch die Zeitkonstante T1 charakterisiert

ist. T1 ist ein Maß für den Aufbau der

Längsmagnetisierung.

Die T1-Konstante ist gewebeabhängig.

Diese Eigenschaft wird für den Kontrast

im MR-Bild ausgenutzt.


Ursache für die T1-Relaxation sind lokale

Magnetfeldschwankungen, die durch die

Molekularbewegung hervorgerufen

werden. Am stärksten wirken

Magnetfeldschwingungen im Bereich der

Larmorfrequenz. Unter ihrem Einfluss

wechseln die Protonen ihren Spinzustand.


77

Direkt nach

dem HF-Puls

kreiseln die Spins

phasenkohärent,

sie verhalten sich wie

ein einziger großer

Magnet, der in der

xy-Ebene rotiert.

Wegen

unvermeidlicher

Wechselwirkungen

geht die Kohärenz

zwischen den

kreiselnden Spins

wieder verloren.

Die Spins geraten

außer Phase, die

Quermagnetisierung

nimmt ab.

Nach einem 90°-Puls entsteht eine rotierende Quermagnetisierung, die das

MR-Signal erzeugt. Dieses Signal, der Freie Induktionszerfall (FID), klingt schnell

wieder ab. Das heißt, die Quermagnetisierung geht wieder verloren.

Offensichtlich geraten die Spins wieder außer Phase.

Die Spins geraten außer Phase



Relaxation verstehen Die Längs-magnetisierung baut sich auf (T1)


Für das Verständnis der MR-Bildgebung ist

dieser Vorgang grundlegend: Die Spins

DEPHASIEREN, d.h. die rotierende

Quermagnetisierung wird wieder in ihre

einzelnen Spinmagnete »aufgefächert«

und daher immer kleiner. Das MR-Signal

klingt exponentiell ab.

Das ist die QUERRELAXATION. Ihre

Zeitkonstante nennt man T2. Wie wir

später sehen werden, ist diese Zeit nur

ideal. Praktisch fällt der FID schneller ab.

Die Phasenkohärenz der Spins ist nach der

Zeit T2 auf ca. 37 % gesunken, nach 2 mal

T2 auf ca. 14 % und nach 5 mal T2 ist sie

fast vollständig verschwunden.

Wir können dies

mit einer Gruppe von

Wettläufern vergleichen.

Während des Starts sind

sie noch auf einer Linie.

Zum Beispiel Wettläufer ...


79

Nach dem Start laufen die Wettläufer wegen ihrer

unterschiedlichen Geschwindigkeiten immer weiter

auseinander. Als Zuschauer stellen Sie fest, dass die

auf der Startlinie noch vorhandene Ordnung unter

den Läufern – sagen wir ruhig Kohärenz – während

des Rennens schnell verloren geht.




Fett

weiße Substanz

graue Substanz

Liquor

Auch die Zeitkonstante T2 ist gewebespezifisch.

T2-Konstanten unter der Lupe

Es gilt das gleiche

wie bei der T1-Konstante:

Fett hat kurzes T2,

Wasser hat langes T2.

Die T2-Konstanten sind weitgehend unabhängig

von der Feldstärke.

T2-Konstanten (in ms)

Fett 84Muskel 47Weiße Substanz 92Graue Substanz 101Liquor 1400


81

Die Relaxationsprozesse, die die Zunahme

der Längsmagnetisierung bestimmen,

führen auch zum Abfall der Quer-

magnetisierung (vergleichbar der

fallenden Kiste, die auf jeden Fall der

Schwerkraft unterworfen ist). Da die

Quermagnetisierung schneller abnimmt,

als die Längsmagnetisierung zunimmt,

muss ihrem Zerfall ein weiterer

Mechanismus zugrunde liegen (die Kiste

wird zusätzlich mit der Geschwindigkeit

des Flugzeugs abgeworfen).

Die Zusatzprozesse sind vor allem ➔ Spin-

Spin-Wechselwirkungen innerhalb des

Ensembles.

Was ist bei der Querrelaxation anders?

Obwohl die Wechselwirkung zwischen den Spins nicht

die einzige Ursache für die Querrelaxation ist, hat sich

der Begriff SPIN-SPIN-RELAXATION eingebürgert.

Wie dargestellt, sind schwankende Magnetfelder in der

Nähe der Larmorfrequenz verantwortlich dafür, dass die

Protonen ihre Spinzustände ändern. Dies ist die Ursache

für die Längsrelaxation. Sie hat auch ihre Querwirkung:

Beim Ändern eines Spinzustandes geht stets auch die

Phase verloren. Flippende Spins verlieren ihre Phasen-

kohärenz, die Spinkreisel beginnen zu dephasieren. Das

heißt, die dynamischen Prozesse der Längsrelaxation

verursachen auch die Querrelaxation.

Die Spin–Spin-Relaxation

ZU

R D

ISK

USS

ION




Die kreiselnden Spinmagnete geraten

wegen dieser leicht unterschiedlichen

Präzessionsfrequenzen zusätzlich außer

Tritt. Wie unterschiedlich schnelle

Wettläufer, die auseinander laufen. Ihre

gemeinsame Wirkung wird schwächer

und verschwindet, noch ehe sich die

Längsmagnetisierung wieder aufgebaut

hat.

Innerhalb eines Voxels können

unterschiedliche Gewebetypen

zusammentreffen. Die Querrelaxation ist

dann das Ergebnis einer komplexen

Zusammenwirkung und lässt sich nur

noch sehr angenähert durch eine simple

Exponentialkurve beschreiben.

Darüberhinaus ändert der Wechsel eines

Spinzustandes das lokale Feld um einen

kleinen Betrag. Die z-Komponente des

Spins zeigt ja nun in die Gegenrichtung.

Benachbarte Protonen spüren dann eine

lokale Magnetfeldänderung in z-Richtung,

die etwa 1 Millitesla beträgt.

Was bedeutet dies für die Spins? Wenn das

statische Magnetfeld lokale Unterschiede

aufweist, sind auch die Kreiselfrequenzen

(Präzession) in diesem Bereich

unterschiedlich. Die Präzessions-

frequenzen der angeregten Spins streuen

aus diesem Grunde um etwa 40 kHz um

die normale Larmorfrequenz.


83

Da verschiedene Gewebetypen

unterschiedliche T2-Relaxationen zeigen,

kann die MR-Bildgebung diese

Unterschiede als Bildkontrast darstellen.

Wie dies genau geschieht, erläutern wir in

einem folgenden Kapitel.

Ein Vorgeschmack auf den T2-Kontrast

Im T2-Kontrast

erscheint Liquor

hell, im

Gegensatz zum

T1-Kontrast.

T2

T1




Unmittelbar nach der Anregung durch

einen HF-Puls verlassen die Kernspins den

angeregten Zustand wieder und kehren in

ihren Grundzustand zurück:

1. Es entsteht wieder das energetische

Gleichgewicht zwischen Auf- und Ab-

Spins, die Überschuss-Spins erzeugen die

Längsmagnetisierung.

2. Die Spins kreiseln wieder außer Phase,

so dass keine Quermagnetisierung

beobachtbar ist.


Die Querrelaxation folgt einer

exponentiellen Abklingkurve, die durch

die Zeitkonstante T2 charakterisiert ist.

T2 ist ein Maß für die Dephasierung der

Kernspins.

Auch die T2-Konstante ist gewebeab-

hängig und trägt zum Kontrast im Bild bei.


85

Der wahre Zerfall des FID

Die rotierende Quermagneti-

sierung erzeugt in einer Spule

das MR-Signal (FID). Eigentlich

könnten wir erwarten, dass es

mit der Konstante T2 abfällt.

Tatsächlich fällt der FID wesentlich

schneller ab, mit einer kürzeren

effektiven Zeitkonstante T2*.

Das Spinecho (T2*)

Das MR-Signal ist abgeklungen, die Quermagnetisierung scheint zerfallen.

Doch nun kommt der magische Augenblick: Wir holen das MR-Signal zurück.

Durch einen Trick erzeugen wir ein Spinecho.

Es sind vor allem lokale Feldvariationen, die durch

den Körper des Patienten verursacht werden, und

technische Inhomogenitäten des Magneten.

Diese statischen Magnetfeldunterschiede tragen

zusätzlich zur Auffächerung der Spins bei: Sie

dephasieren schneller als die T2-Relaxation.

Warum ist das so?

Das statische Magnetfeld, das die Spins

spüren, ist keineswegs überall gleich, es

ist INHOMOGEN. Im Gegensatz zu den

Prozessen, die den T2-Abfall verursachen,

haben wir es hier mit rein statischen

Magnetfeldunterschieden zu tun, die

räumlich und zeitlich konstant sind.

Das Spinecho (T2*)



Das Gradientenecho

Der Umkehrtrick

Wozu kümmern wir uns dann

überhaupt um die T2-Konstante?

Die Phasenkohärenz der Spins

scheint doch schon in der T2*-Zeit

unwiderruflich zerstört.

Doch das ist ein Irrtum.

Erinnern Sie sich an unsere auseinander-

laufenden Wettläufer? Wir können

sie wieder in Reihe bringen:

Nach einer bestimmten Zeitspanne

sollen alle Läufer einen Umkehrbefehl

erhalten – das heißt, sich um 180°

drehen und zurücklaufen.


87

Die schnellsten Läufer sind nun die

letzten. Vorausgesetzt, sie behalten ihre

Laufgeschwindigkeit exakt bei, werden

sie nach der gleichen Zeitspanne die

langsameren Läufer genau auf der

Startlinie wieder eingeholt haben. Fast

wie in einem Film, der rückwärts gelaufen

ist.

Als Zuschauer hätten Sie möglicherweise

geglaubt, dass die auf der Startlinie noch

vorhanden gewesene Ordnung während

des Rennens völlig verloren gegangen sei.

Nun können Sie feststellen, dass die

Ordnung durch den Umkehrtrick

wiederhergestellt ist. Wir erleben ein

»Echo« des Starts.

Die Ersten werden die Letzten sein ...

Echo

Das Spinecho (T2*)



Das Gradientenecho

Da die statischen

Magnetfeldunterschiede räumlich und

zeitlich konstant sind, können wir ihren

Einfluss ebenfalls durch einen

Umkehrtrick rückgängig machen.

Wir machen es nicht exakt wie bei den

Läufern, denn dann müssten wir das

ganze Magnetfeld umpolen (die Spins

würden in umgekehrter Richtung

kreiseln).

Statt dessen geben wir den Umkehrbefehl

durch einen 180°-Puls! Durch den

180°-Puls werden die Spins sozusagen

wie ein »Omelett gewendet«: Die

Phasenreihenfolge der Spins wird dabei

umkehrt, die Kreiselrichtung bleibt gleich.

Spins wie ein Omelett wenden

Resultat: Die schnelleren Spinkreisel (1) liegen jetzt

hinter den langsameren (3) – und holen sie wieder

ein ...


89

Spinecho

Das also ist der Effekt des 180°-Pulses:

Die auseinander-gelaufenen Spins

geraten wieder in Phase, und es entsteht

ein neues MR-Signal – das SPINECHO.

Der 180°-Puls wird nach der Laufzeit τ

hinter dem 90°-Puls geschaltet. Das

Spinecho-Signal steigt zunächst an und

erreicht nach der doppelten Laufzeit (2τ)

sein Maximum. Diesen Zeitraum nennt

man die ECHOZEIT (TE). Das Spinecho fällt

danach wieder ab.

Hier kommt das Echo

Das Spinecho (T2*)



Das Gradientenecho

Wenn wir mehrere 180°-Pulse

hintereinander folgen lassen,

entstehen mehrere Spinechos,

erzeugt durch eine MULTIECHO-

SEQUENZ. Die Amplitude der

Echos ist kleiner als die des FID.

Je größer die Echozeit ist,

desto kleiner wird das Echo.

Das können wir so lange wiederholen,

bis die Quermagnetisierung durch die

T2-Relaxation unwiederholbar

verloren gegangen ist.

Wichtig: Das Spinecho-Signal selbst

nimmt mit T2* ab, seine Stärke

(Amplitude, Maximum) jedoch mit T2.

Allgemein gilt:

T2* < T2 < T1

Echos hintereinander packen

Da der FID gleich nach dem 90°-Puls abfällt, lässt

sich seine Stärke schlecht messen. Daher verwendet

man bevorzugt die Echos zur Bildgebung.


91

Der FID fällt mit der sehr kurzen

Zeitkonstanten T2* ab. Ursache für den

schnellen Abfall sind statische

Magnetfeldunterschiede, die räumlich

und zeitlich konstant sind. Sie lassen die

Spins rasch dephasieren.

Durch einen 180°-Puls können wir das

MR-Signal wieder zurückholen. Das ist das

Spinecho.

Durch mehrere 180°-Pulse hintereinander

erzeugen wir mehrfache Echos. Das ist so

lange möglich, wie die T2-Relaxation noch

anhält.

Es gilt:

T2* < T2 < T1


Die Stärke des FIDs lässt sich schlecht

messen. Daher werden Echos für die

Bildgebung bevorzugt.

Das Spinecho (T2*)



Das Gradientenecho


93

Das Gradientenecho

Ein Echo des FIDs kann man auf mehrere Arten erzeugen.

Die MR-Bildgebungstechnik kennt zwei grundlegende Verfahren. Das Spinecho

haben wir bereits kennengelernt. Nun werden wir seinen »Bruder« betrachten:

das Gradientenecho.

Das Magnetfeld ändern

Angenommen, wir verzichten auf den

umkehrenden 180°-Puls. Dann gibt es

natürlich auch kein Spinecho. Wie

erhalten wir dennoch ein MR-Signal?

Direkt nach dem HF-Puls ändern wir das

Magnetfeld so, dass es in einer Richtung

kleiner wird, in der Gegenrichtung größer.

Diese Änderung nennt man einen ➔

Gradienten.

Die ursprüngliche Feldstärke (B0) ist nur

noch an einer Stelle erhalten, »vor« und

»nach« dieser Stelle ist die Feldstärke

kleiner bzw. größer. Wie Sie noch wissen,

ist die Kreiselfrequenz der Spins direkt

proportional zur Feldstärke: Die Spins

kreiseln nun längs der Feldänderung

verschieden schnell.

Das Gradientenecho



Das Spinecho (T2*)

Ein Gradient ist eine Steigung,

vergleichbar der Steigung einer

Straße. Mathematisch

betrachtet, definiert ein

Gradient die Stärke und die

Richtung der Veränderung

einer Größe im Raum.

Auf die MR-Technik

übertragen:

Ein MAGNETISCHER

FELDGRADIENT ist eine

Änderung des Magnetfeldes in

einer bestimmten Richtung,

eine lineare Zunahme oder

Abnahme.

Was ist ein Gradient?

Steigende Felder


95

Ein Echo einmal anders

Durch einen Gradienten (–) direkt

nach dem HF-Puls werden die

Kreiselfrequenzen der Spins künstlich

aufgefächert. Da sie nun verschieden

schnell kreiseln, geraten sie schneller

außer Phase, sie werden DEPHASIERT.

Der FID wird so bedeutend schneller

zerstört, als er auf natürliche Weise

abfallen würde.

Durch einen umgepolten Gradienten (+)

werden die Spins wieder in Phase

gebracht, REPHASIERT. Wir messen ein

Echo während des Wiederaufbaus des

FID. Weil man dieses Echo durch

Gradienten erzeugt, nennt man es

GRADIENTENECHO.

Gradientenecho

Das Gradientenecho



Das Spinecho (T2*)

Die Echozeit TE muss bei einer Gradientenecho-

Sequenz wesentlich kürzer sein als bei der Spinecho-

Technik. Warum?

Bei der Gradientenecho-Technik fällt der 180°-Puls

weg. Das heißt, im Gegensatz zur Spinecho-Technik

machen wir die statischen T2*-Dephasierungs-

mechanismen nicht rückgängig. Statt dessen

zerstören wir durch Gradientenpulse schnell den FID

und bauen ihn wieder auf, alles innerhalb des

T2*-Abfalls.

Die Echozeit für ein Gradientenecho muss also in die

T2*-Zeit hineinpassen. Aus diesem Grunde ist die

Gradientenecho-Technik schneller als die Spinecho-

Technik.

Wenig Zeit für die Echozeit


97

Wenn man Gradientenechos erzeugt,

verwendet man für den anregenden

HF-Puls gewöhnlich kleinere Kippwinkel

als 90°. Das hat einen großen Vorteil,

weil man auf diese Weise stärkere Signale

erhält und zusätzlich die Messzeit

verkürzen kann.

Warum dies so ist, erläutern wir im

Abschnitt über Gradientenecho-

Sequenzen.

Kippwinkel verringern

Das Gradientenecho



Das Spinecho (T2*)

Durch Schalten von gegenpoligen

Gradientenpulsen erzeugt man ein

Gradientenecho.

Die Echozeit muss kurz sein, denn das

Gradientenecho lässt sich nur innerhalb

des T2*-Zerfalls erzeugen.

Die Gradientenecho-Technik ist schneller

als die Spinecho-Technik.


993

Die Schichten, aus denen die Bilder kommen

Vorgestellt: Die Pulssequenz

Ein Spaziergang durch den k-Raum

Im einfachen MR-Experiment erhalten wir ein

einfaches MR-Signal, sei es als FID, als Spinecho

oder als Gradientenecho. Dieses Signal ist die

Summe aller Kernspinresonanzen im gesamten

Körper.

Wir besitzen keine räumliche Zuordnung und

können daher nicht zwischen verschiedenen

Gewebestrukturen unterscheiden.

Uns interessiert jedoch: Wie erzeugen wir aus

dem MR-Signal ein Bild, das räumliche

Strukturen als unterschiedliche Grauwerte

darstellt?Vom Signal zum Bild

3 Vom Signal zum Bild

101


Grundlegend für die Erzeugung eines MR-Bildes ist eine räumliche Zuordnung

einzelner MR-Signale, welche die jeweilige anatomische Struktur wiederspiegeln.

Die übliche Methode ist, das Magnetfeld räumlich zu variieren. Die Kernspins

besitzen dann an unterschiedlichen Positionen unterschiedliche

Präzessionsfrequenzen: Die Magnetresonanz ist räumlich differenziert.

In der medizinischen Bildgebung möchten wir

Schnittbilder des menschlichen Körpers in

bestimmten Schichtpositionen aufnehmen.

Wir benötigen daher eine Methode, um MR-Signale

räumlich zu differenzieren. Dies erreichen wir auf

raffinierte Weise: durch Schalten von Gradienten.

Der Trick mit den Gradienten

Sie wissen bereits: Ein GRADIENT ist eine

Änderung des Magnetfeldes in einer

bestimmten Richtung.




Sobald durch einen kreisförmigen Leiter oder eine

Spule ein elektrischer Strom fließt, entsteht ein

magnetisches Feld. Wenn man die Richtung des

Stromes umkehrt, wechselt auch die Richtung des

Magnetfelds.

Im Tomographen werden jeweils paarweise in x-, y-

und z-Richtung GRADIENTENSPULEN betrieben mit

� gleicher Stromstärke,

� jedoch gegensinniger Polung.

Die eine Spule erhöht das statische Magnetfeld, die

gegenüberliegende Spule verringert es. Das

Magnetfeld mit der ursprünglichen Stärke B0 wird

hierdurch linear verändert, vergleichbar der

Steigung einer Straße.

Wie erzeugt man einen Gradienten?


103

Erinnern Sie sich noch an die Wirkung

eines Gradienten? Lassen Sie es uns kurz

wiederholen, denn dies ist grundlegend

für das Verständnis der MR-Bildgebung.

Im normalen Magnetfeld ist die Feldstärke

überall gleich groß (B0), daher besitzen

alle Protonenspins die gleiche

Kreiselfrequenz ω0, proportional zur

Feldstärke. Die Magnetresonanz ist

überall gleich.

Durch einen Gradienten steigt das

Magnetfeld linear an. Entsprechend ist die

Präzession der Kernspins in dieser

Richtung verschieden, die Spins kreiseln

hier langsamer, dort schneller. Sie zeigen

daher bei verschiedenen Frequenzen

Resonanz.

So wirkt der Gradient

überall gleich

wie bisherlangsamer schneller

Gradient




Nehmen wir als Beispiel eine Schicht innerhalb der

xy-Ebene, also senkrecht zur z-Achse. Falls der

Patient in Rücken- oder Bauchlage längs der z-Achse

im Magneten liegt, ist das eine transversale Schicht.

So bestimmen wir eine Schichtposition


105

Zur Auswahl der Schicht wird zeitgleich zum HF-Puls

ein Gradient in z-Richtung geschaltet. Das ist der

SCHICHTSELEKTIONSGRADIENT (GS).

Nun hat nur noch an der Stelle z0 das Feld die

ursprüngliche Stärke B0. Wenn der HF-Puls nur die

Frequenz ω0 besitzen würde, würde er nur die Spins

an der Resonanzstelle z0 anregen. Das ist genau die

gewählte SCHICHTPOSITION.

Das reicht allerdings noch nicht. Wir erhalten so

zwar eine »Schicht«, aber ohne Dicke. Die Schicht

wäre hauchdünn und das Signal zu schwach, weil

nur wenige Protonen in diesem dünnen Bereich

angeregt werden. Wir benötigen also eine gewisse

Auflösung in z-Richtung, das ist die SCHICHTDICKE.

Wie erreichen wir das?

Das homogene

statische Magnetfeld

hat die Stärke B0.

Die zugehörige

Larmorfrequenz der

Protonen ist ω0.




Der anregende HF-Puls erhält um seine

Mittenfrequenz ω0 herum eine bestimmte

BANDBREITE von Nachbarfrequenzen (∆ω0). Auf diese

Weise kann er den gewünschten Bereich der

Schichtdicke anregen (∆z0).

Alternative: Bei vorgegebener Bandbreite des

anregenden HF-Pulses kann die Schichtdicke auch

über die Stärke des Gradienten verändert werden.

Ein steileres Gradientenfeld (a) erzeugt eine

dünnere Schicht (∆za), ein schwächeres

Gradientenfeld (b) eine dickere (∆zb).

Wie auch immer: Die SCHICHT ist der definierte

Resonanzbereich der Kernspins. Außerhalb der

Schicht werden die Spins überhaupt nicht durch den

HF-Puls angeregt. Eine Quermagnetisierung (und

damit ein MR-Signal) entsteht nur innerhalb der

gewählten Schicht.

Wir wählen die Schichtdicke


107

Dank der Gradienten können wir in der

MR-Bildgebung Schichtebenen beliebig im

Raum positionieren.

Das MR-System hat drei Paare von

Gradientenspulen längs der Raumachsen x, y

und z. Für eine sagittale Schicht muss man

den x-Gradienten schalten, für eine koronare

Schicht den y-Gradienten.

SCHRÄGE SCHICHTEN (oblique Schichten)

erhalten wir durch das gleichzeitige Schalten

mehrerer Gradienten. Ihre Wirkung wird

dann überlagert. Eine einfach-schräge

Schicht erhalten wir durch zwei Gradienten,

beispielsweise in z- und y-Richtung, für eine

doppelt-schräge Schicht werden alle drei

Gradienten gleichzeitig geschaltet.

Der große Vorteil der Gradiententechnik




Durch Schalten von Gradienten können

wir beliebige Schichtebenen

positionieren.

Durch den Schichtselektionsgradienten

wird im Raum eine Schicht erzeugt, in

dem die Kernspins Resonanz zeigen.

Außerhalb der Schicht bleiben die

Kernspins vom HF-Puls unbeeinflusst.



109


Nun kommt der spannendste Abschnitt. Wie entsteht aus der Schicht das Bild?

Wichtig für das Verständnis der MR-Bildgebung ist: Durch den Messvorgang wird

nicht das Bild direkt gewonnen. Vielmehr werden aus den empfangenen

MR-Signalen zunächst ROHDATEN erzeugt. Aus diesen Rohdaten berechnet der

Computer das Bild. Lassen Sie uns diesen Weg Schritt für Schritt verfolgen.

Voxel

Pixel

Das MR-Bild besteht aus vielen einzelnen

Bildelementen, auch PIXEL (picture

elements) genannt. Diese Anordnung

nennen wir die BILDMATRIX. Jedes Pixel der

Bildmatrix besitzt einen bestimmten

Grauwert. Insgesamt betrachtet ergibt

diese Grauwertmatrix eine bildliche

Darstellung.

Die Pixel im Bild repräsentieren die VOXEL

in der Schicht.

Je mehr Pixel ein Bild hat, um so mehr

Bildinformationen besitzt es, d.h. um so

schärfer und detailreicher ist das Bild.

Mehr Pixel bzw. Voxel bedeuten also eine

höhere AUFLÖSUNG.

Das MR-Bild unter der Lupe




Unser Bildgebungsproblem besteht darin,

für jedes einzelne Voxel in der Schicht

eine Signalinformation zu erhalten, die

den Grauwert des zugehörigen Pixels

erzeugen kann.

Angenommen, wir möchten ein

Tomogramm mit der MATRIXGRÖSSE

256 × 256 Pixel erzeugen. Dann

benötigen wir in Bildhöhe und -breite

jeweils eine Differenzierung des Signals

mit 256 verschiedenen Werten, also aus

65 536 Voxeln!

Wie macht man das?

Das Bildgebungsproblem


111

Frequenzkodierung

HF-Puls

Echo

Zur Vereinfachung stellen wir uns

zunächst vor, wir würden kein

2-dimensionales Bild aufnehmen,

sondern nur einen Voxelstreifen,

beispielsweise längs der x-Achse. Er soll

256 Voxel enthalten (in der Grafik auf 8

verkürzt).

Die Signalwerte lassen sich dann wie folgt

unterscheiden. Wir schalten während der

Messung des Echos einen Gradienten in

x-Richtung. Was passiert?

Die Spinensembles der einzelnen Voxels

präzedieren längs der x-Achse mit

steigender Frequenz. Das ist die

FREQUENZKODIERUNG. Der zugehörige

Gradient heißt FREQUENZKODIERGRADIENT

(GF).

Das Bild eines Streifens

Das Echo ist dann ein Gemisch der Signale aller angeregten

Spins längs der x-Achse. Bei einer Auflösung von

256 Voxeln enthält das Echo 256 Frequenzen

ineinandergemischt – wie ein Klang, der aus

256 verschiedenen Tönen besteht. Was nützt das?




Mit einem vielseitigen mathematischen

Verfahren – der ➔ Fourier-Transformation –

lassen sich diese unterschiedlichen Frequenzen

wieder herausfiltern.

Die Fourier-Transformation berechnet für jede

Frequenz die zugehörige Signalstärke (in der

Grafik dargestellt durch die Linienhöhen). Die

einzelnen Frequenzen werden ihrem

Entstehungsort auf der x-Achse wieder

zugeordnet. Die jeweilige Signalstärke bestimmt

den Grauwert des zugehörigen Pixels.

Wollten wir nur einen Streifen darstellen, hätten

wir unser Bildgebungsproblem schon gelöst.Frequenzkodierung

HF-Puls

Fourier Transformation


113

Fast alle natürlichen und technisch

erzeugten Signale bestehen aus einem

Gemisch von Schwingungen verschiedener

Frequenzen.

Wie soll man sich ein Signalgemisch

vorstellen? Links sehen sie drei Sinuswellen,

die überlagert werden. Das Ergebnis ist ein

völlig neues Schwingungsbild.

Insbesondere können wir eine vorgegebene

Struktur aus einem »Baukasten« von

Sinuswellen zusammensetzen. Je mehr

Wellen wir verwenden, um so feiner wird das

Ergebnis. Das unten dargestellte Profil ist das

Ergebnis der Überlagerung von

32 Sinuskurven.

Fourier-Transformation und Signalgemische




Was ist nun die Fourier-Transformation?

Lassen Sie sich nicht von dem mathematisch-

technischen Begriff abschrecken: Jeder Schall setzt

sich aus vielen Tonhöhen zusammen, die Ihr

Gehörsinn einzeln herausfiltern kann. Das ist bereits

eine natürliche Fourier-Transformation!

Ebenso ist weißes Licht ein Gemisch aus Licht

unterschiedlicher Wellenlängen bzw. Frequenzen.

Ein Prisma zerlegt dieses Gemisch in ein farbiges

Spektrum – das sind die Regenbogenfarben.

Die Fourier-Transformation ordnet einer Struktur/

einem Signal die einzelnen Wellen/Frequenzen zu,

aus denen es sich zusammensetzt. Dies nennt man

sein SPEKTRUM.


115

Nun könnte man auf die Idee kommen, den gleichen

Frequenzkodiertrick in der y-Richtung anzuwenden,

um so ein 2-dimensionales Bild zu kodieren. Dann

könnten aber zwei verschiedene Voxel die gleiche

Frequenz besitzen und wären ununterscheidbar. Wir

müssen also einen anderen Weg gehen.

In der Zeit zwischen dem HF-Puls und dem Echo wird

kurzzeitig ein Gradient in y-Richtung geschaltet

Dadurch präzedieren die Spins kurzzeitig

verschieden schnell. Nachdem der Gradient wieder

abgeschaltet ist, besitzen die Spins längs der y-Achse

verschiedene Phasenlagen.

Dieser Vorgang ist die PHASENKODIERUNG. Der

zugehörige Gradient heißt PHASENKODIERGRADIENT

(GP).

Welchen Sinn macht das?

Vom Streifen zum Bild

Phase

Frequenz




Mit der Fourier-Transformation kann man

auch diese Phasenlagen wieder herausfiltern.

Das funktioniert allerdings nur, wenn wir für

die 256 verschiedenen y-Werte der

Messmatrix 256 Echos mit unterschiedlicher

Phasenkodierung erzeugen. In diesem Fall

sind das 256 PHASENKODIERSCHRITTE. Für eine

Matrix mit 256 × 256 Pixel müssen wir also

die Pulssequenz 256 mal wiederholen!

Zeile für Zeile wird so eine ROHDATENMATRIX

mit den Echos aufgefüllt (in der Grafik auf 8

verkürzt).

Diese Anordnung der Rohdaten nennt man

auch den k-RAUM (ein Begriff aus der

Wellenphysik).

... ... ... 256 mal


117

Lassen Sie uns betrachten, was es mit

dem mysteriösen k-Raum auf sich hat. Die

Achsen kx und ky des k-Raums bezeichnen

sogenannte ORTSFREQUENZEN. Was soll

man sich darunter vorstellen?

Ebenso wie sich eine zeitliche

Schwingung aus Wellen verschiedener

Frequenzen zusammensetzt, lässt sich ein

Bild aus räumlichen Streifenmustern

komponieren! Das ist keine Analogie,

sondern Tatsache.

Der Rohdatenwert im k-Raum gibt an,

ob und wie stark ein bestimmtes

Streifenmuster zum Bild beiträgt. Ein

grobes Streifenmuster hat eine geringe

Ortsfrequenz (nahe beim Mittelpunkt),

ein feines Streifenmuster hat eine hohe

Ortsfrequenz (weiter außen).

So funktioniert der k-Raum




k-Raum Bildraum


Hier nur ein ganz einfaches Beispiel zur

Veranschaulichung. Schon die einfache

Überlagerung des waagerechten und des

senkrechten Streifenmusters erzeugt ein

komplexeres Grauwertmuster. Sie können sich

sicher vorstellen, dass durch die gewichtete

Überlagerung von Streifenmustern verschiedener

Ortsfrequenzen ein komplexes Bild dargestellt wird.

(Erinnern Sie sich an das Profil aus

Sinusschwingungen? siehe Seite 113)

Genau dies macht die 2-DIMENSIONALE

FOURIER-TRANSFORMATION. Sie berechnet aus

den Rohdatenwerten im k-Raum, also den

Gewichtungen der Streifenmuster, die

Grauwertverteilung im Bild und ordnet jedem

Pixel den zugehörigen Grauwert zu.


119

Sie haben gesehen: Einem Punkt im k-Raum

der Rohdaten entspricht keineswegs ein Pixel

im Bild, jedenfalls nicht direkt.

Vielmehr enthält jeder Teil der

Rohdatenmatrix Informationen des

gesamten Bildes – vergleichbar einem

Hologramm.

Die MITTLEREN ROHDATEN bestimmen die

grobe Struktur und den Kontrast im Bild.

Die ÄUSSEREN ROHDATEN liefern

Informationen über Ränder,

Kantenübergänge, Umrisse im Bild, also über

feinere Strukturen, und bestimmen letztlich

die Auflösung. Sie enthalten fast keine

Informationen über den Gewebekontrast.

Rohdaten und Bilddaten gegenübergestellt




Durch die MR-Bildgebungstechnik

wird nicht das Bild direkt gemessen,

sondern es wird eine Messmatrix mit

Rohdaten gefüllt.

Zur Lokalisierung der einzelnen Voxel

werden Phasenkodiergradient und

Frequenzkodiergradient geschaltet.

Die Messmatrix verhält sich wie

ein k-Raum von Ortsfrequenzen.

Jede Ortsfrequenz entspricht einem

bestimmten Streifenmuster.

Durch eine 2-dimensionale

Fouriertransformation wird aus den

Rohdaten das MR-Bild berechnet.



121

Als Beispiel wählen wir eine Spinecho-

Sequenz. Sie besteht aus dem 90°-Puls,

gefolgt von einem 180°-Puls, der in der

Echozeit TE das Spinecho erzeugt.

Diese Pulsfolge wird mit der

WIEDERHOLZEIT TR wiederholt, und zwar so

oft, wie der k-Raum mit Echos gefüllt wird.

Die Anzahl der Phasenkodierschritte,

sprich der Rohdatenzeilen, entspricht der

Anzahl der Wiederholungen der Sequenz.

Die Auflösung des Bildes in

Phasenkodierrichtung bestimmt also

weitgehend die Messzeit.

Messzeit = NP × TR

(NP: Anzahl der Phasenkodierschritte)


Spinecho

Nun besitzen wir endlich alle Bausteine, um eine Pulssequenz zu verstehen.

Der grundlegende Ablauf einer Sequenz ist: HF-Anregung der Spins und

Schichtselektion, Phasenkodierung, Frequenzkodierung und Auslesen des Echos.

Das Pulsdiagramm




Spinecho

Zeitgleich mit dem 90°-Puls wird der

SCHICHTSELEKTIONSGRADIENT GS geschaltet (Balken

nach oben). Damit wird die Schicht ausgewählt.

Was bedeutet der zusätzliche Balken nach unten

bei GS? Durch den Gradienten sind die Spinphasen

längs der Schichtdicke aufgefächert (dephasiert).

Man muss dies durch einen umgekehrten

Gradienten halber Zeitdauer wieder kompensieren

(Rephasierungsgradient).

Während des 180°-Pulses wird wieder der

Schichtselektionsgradient geschaltet, damit der

180°-Puls nur auf die Spins der zuvor angeregten

Schicht wirkt.

Die Schichtselektion


123

Die Phasenkodierung

Zwischen Schichtselektion und Spinecho

wird kurzzeitig der PHASENKODIER-

GRADIENT GP geschaltet. Er prägt den Spins

unterschiedliche Phasenlagen auf.

Für eine Matrix mit 256 Spalten und

256 Zeilen wird das Schaltschema der

Spinecho-Sequenz 256 mal mit der

Wiederholzeit TR wiederholt – mit jeweils

schrittweise wachsenden Phasenkodier-

gradienten.

Häufig werden die Phasenkodierschritte

in den Pulsdiagrammen durch eine

Vielzahl waagerechter Linien im Balken

abgekürzt, welche die unterschiedliche

Stärke – positiv wie negativ – darstellen.

Spinecho




Während des Spinechos wirkt der

Frequenzkodiergradient GF (zweiter langer Balken).

Da das Spinecho während dieser Zeit »ausgelesen«

wird, nennt man den Gradienten auch den

AUSLESEGRADIENTEN.

Durch den bloßen Auslesegradienten würde die

Spinpräzession in Richtung der Frequenzkodierung

unerwünschterweise aufgefächert. Während des

Echozeitpunktes TE wären die Spins dephasiert, und

es gäbe gar kein Spinecho. Dieses Problem kann

man durch einen zusätzlichen Gradienten umgehen.

Vor dem Auslesen können die Spins von einem

Gradienten umgekehrter Polarität und halber Zeit-

dauer wie der Auslesegradient zunächst dephasiert

werden (Dephasierungsgradient). Durch diesen

Trick wird der Auslesegradient die Spins wieder

rephasieren, und zwar so, dass alle Spins in der Mitte

des Ausleseintervalls zum Zeitpunkt des maximalen

Spinechos wieder in Phase sind. Wenn, wie in

unserem Beispiel, der Dephasierungsgradient vor

dem 180°-Puls geschaltet wird, hat er die gleiche

Polarität wie der Auslesegradient. Denn der

180°-Puls kehrt die Phase der Spins ja selbst um.

Die Frequenzkodierung

Spinecho


125

Wir messen mehrere Schichten auf einmal

Die Echozeit TE ist stets bedeutend kürzer als die

Wiederholzeit TR. Im Zeitintervall zwischen dem

Auslesen des letzten Echos und dem nächsten

HF-Puls können wir daher weitere Schichten

anregen (im Beispiel z1 bis z4). So erhalten wir eine

MEHRSCHICHTSEQUENZ.

Durch diese Verschachtelung erhalten wir alle

notwendigen Schichten für eine

Untersuchungsregion während einer Messung.




Schnellere Sequenzen wie z.B. die Gradientenecho-

Sequenzen bieten einen Vorteil: Sie ermöglichen es,

aufgrund der kurzen Wiederholzeit 3D-Datensätze

zu erzeugen, aus denen sich dreidimensionale

Darstellungen rekonstruieren lassen.

Unterschiedliche Phasenlagen lassen sich räumlich

eindeutig zuordnen. Das ist das Grundprinzip der

Phasenkodierung. Eine Phasenkodierung können

wir zusätzlich in die Richtung der Schichtselektion

legen (in unserem Beispiel z). Dann haben wir eine

3D-BILDGEBUNG.

Durch die zusätzliche Phasenkodierung senkrecht

zur Bildebene und lückenlose Aufnahme erhalten

wir eine Information über ein räumliches Volumen

(3D-BLOCK, SLAB). Die Ebenen dieses Volumens

heißen auch PARTITIONEN.

So erzeugen wir 3D-Daten


127

Aus dem durch die 3D-Messung erzeugten

Datensatz kann die Nachverarbeitungs-Software

räumliche Ansichten rekonstruieren.




Durch Schalten von Gradienten gewinnen

wir das Signalgemisch für ein Schnittbild

in zwei Schritten:

� Wir regen nur die Spins innerhalb einer

bestimmten Schicht an

(Schichtselektion).

� Anschließend erfassen wir durch

Frequenz- und Phasenkodierung in der

Schicht eine 2D-Messmatrix.

Mit Hilfe einer 2-dimensionalen Fourier-

Transformation rekonstruiert das

MR-System aus den gemessenen

Rohdaten das MR-Bild.

Das Prinzip der MR-Bildgebung

124

Kontraste mit Inversion Recovery

Spinechos und Kontrastgewichtungen

Kontraste mit Gradientenechos

Anhang: Eine kurze Visite in der MR-Spektroskopie

Die Qualität des Bildkontrastes ist

entscheidend für die diagnostische Relevanz

eines medizinischen Bildes. Die MR-Bildgebung

ist einzigartig in ihren Möglichkeiten,

den Bildkontrast zu kontrollieren, und erweitert

somit die diagnostischen Möglichkeiten.

Die Kunst der MR-Anwendung liegt in der

geschickten Wahl der Pulssequenz und in der

Kombination der Messparameter.

In diesem Kapitel stellen wir die wichtigsten

Pulssequenzen und Kontrasttypen dar.

Der Anhang dieses Kapitels bietet einen kurzen

Einblick in die MR-Spektroskopie.

Der große Spielraum der Kontraste

4 Der große Spielraum der Kontraste

131

Wie erhalten wir im Bild einen möglichst

großen KONTRAST zwischen unterschied-

lichen Gewebetypen? Die Quermagne-

tisierungen müssen räumlich verschieden

sein. Dort, wo das Bild helle Pixel zeigt, ist

das Signal stärker, schwächere Signale

ergeben dunklere Pixel.

Wovon hängt die Signalstärke ab? Sicher

von der Protonendichte im jeweiligen

Voxel: Je mehr Protonen zur Magneti-

sierung beitragen, um so stärker ist das

Signal.

Noch wichtiger für die medizinische

Diagnostik ist jedoch der Einfluss der

beiden Relaxationskonstanten T1 und T2

auf den Bildkontrast.


Am Beispiel einer Spinecho-Sequenz können wir die drei wichtigsten

Kontrasttypen der MR-Bildgebung zeigen: T1-Kontrast, T2-Kontrast und

Protonendichte-Kontrast. Alle drei Kontrastanteile tragen mehr oder weniger

zum Bildkontrast bei, doch üblicherweise ist einer kontrastbestimmend.

Die Hervorhebung eines Kontrastanteils nennen wir GEWICHTUNG.

Was bestimmt den Bildkontrast?



Kontraste mit Gradientenchos


Erinnern Sie sich an den Ablauf der Spinecho-

Sequenz? Auf einen 90°-Puls folgt nach der

Zeitspanne τ ein 180°-Puls. Es entsteht nach der

Echozeit TE = 2τ ein Spinecho.

Diese Pulsfolge 90°–180° muss so oft wiederholt

werden, bis alle Phasenkodierschritte der

Messmatrix gemessen sind (z.B. 256 mal). Den

zeitlichen Abstand der Wiederholungen nennt man

die REPETITIONSZEIT TR (oder auch Wiederholzeit).

TE und TR sind die wichtigsten Parameter zur

Kontraststeuerung einer Spinecho-Sequenz.

Lassen Sie uns verfolgen, wie sich diese beiden

Zeitparameter auf den Bildkontrast auswirken.

TE und TR

τ τ

Spinecho


133

Wir betrachten im folgenden drei

unterschiedliche Gewebetypen (1, 2, 3)

mit verschiedenen Relaxationszeiten.

Direkt nach dem 90°-Puls beginnt die

Längsrelaxation. Die Längsmagneti-

sierungen Mz der drei Gewebe wachsen

unterschiedlich schnell wieder an.

Ihre Maximalwerte entsprechen den

PROTONENDICHTEN, also der Anzahl der

Wasserstoffprotonen pro Volumeneinheit.

Durch einen wiederholten 90°-Puls

nach der Zeit TR werden die aktuellen

Längsmagnetisierungen in Quer-

magnetisierungen Mxy überführt und

erzeugen Signalanteile unterschiedlicher

Stärke.

Protonendichte-Kontrast

TE kurzTR lang

PD-Kontrast





Wenn wir die Wiederholzeit TR genügend lang

wählen, hängt der Signalunterschied der Gewebe

nach einem wiederholten 90°-Puls wegen der fast

vollständigen Längsrelaxation vor allem von den

Protonendichten der Gewebe ab.

Wenn wir daher die Echos kurz nach den

wiederholten 90°-Pulsen erzeugen, also mit kurzer

Echozeit TE, erhalten wir ein protonendichte-

gewichtetes Bild (abgekürzt PD).

In der Praxis wählt man das TR einer Spinecho-

Sequenz selten länger als 2 bis 3 Sekunden.

Gewebetypen mit langer T1-Konstante, z.B. Liquor,

sind dann allerdings noch längst nicht vollständig

erholt.

Protonendichte-

Kontrast:

TR lang (2 500 ms)

TE kurz (15 ms)

Je größer die

Protonendichte eines

Gewebetyps, um so

heller erscheint es im

PD-Bild.

PROTONENDICHTE-KONTRAST

TR lang – TE kurz


135

Bleiben wir bei der langen Wiederholzeit

TR. Was geschieht, wenn wir nun auch die

Echozeit TE lang wählen?

Die Signalkurven nehmen wegen der

T2-Relaxation ab und kreuzen sich. Der

Einfluss der Protonendichten geht ver-

loren. Mit wachsender Echozeit laufen die

Signale wieder auseinander, nun kommt

der Einfluss der T2-Relaxation ins Spiel.

Wir erhalten ein T2-GEWICHTETES Bild.

Die Signalstärke der Spinechos hängt

typischerweise vom T2-Abfall ab.

T2-Kontrast

TE langTR lang

T2-Kontrast





Der Bildvergleich zeigt das Verhalten des

T2-Kontrastes bei anwachsender Echozeit TE.

Mit wachsender Echozeit tritt der Einfluss der

Protonendichte in den Hintergrund. Der T2-Kontrast

hängt stark vom gewählten TE ab. Das optimale TE

eines T2-gewichteten Bildes ist ein Mittelwert aus

den T2-Konstanten der darzustellenden Gewebe

(hier zwischen 80 ms und 100 ms).

Bei allzu langer Echozeit (letztes Bild) ist der Zerfall

der Quermagnetisierungen so weit fortgeschritten,

dass der Signalanteil mancher Gewebearten im

unvermeidlichen Signalrauschen untergeht.

60 ms

90 ms

120 ms

T2-KONTRAST

TR lang – TE lang

Bildvergleich zum

T2-Kontrast:

TR lang (2 500 ms)

TE anwachsend

Liquor mit langem T2

erscheint hell im

T2-gewichteten Bild.


137

Was geschieht, wenn wir eine kurze

Wiederholzeit TR wählen, so dass die

T1-Relaxation noch lange nicht zu Ende

gekommen ist? Dann sind die Signale

natürlich schwächer und der Kontrast

nimmt mit wachsender Echozeit schnell

ab. Wir müssen daher auch die Echozeit

TE so kurz wie möglich wählen.

Das kurze TR blendet den Einfluss der

Protonendichten aus, das kurze TE den

Einfluss der T2-Relaxationen. Der

Unterschied in den Signalstärken hängt

weitgehend von den vorherigen

Längsmagnetisierungen ab, also von den

T1-Relaxationen der Gewebe: Wir erhalten

ein T1-GEWICHTETES Bild.

T1-Kontrast

TE kurzTR kurzT1-Kontrast





T1-KONTRAST

TR kurz – TE kurz

Der Bildvergleich zeigt weitgehenden T1-Kontrast,

wenn sowohl TR als auch TE kurz sind.

Bei längeren Echozeiten nimmt nicht nur der

T1-Kontrast sehr stark ab, sondern auch das

messbare Signal. Die Kombination von kurzer

Wiederholzeit und langer Echozeit ist offensichtlich

unbrauchbar.

Normale Weichteilgewebe unterscheiden sich nur

gering in den Protonendichten. Sie zeigen jedoch

unterschiedliche T1-Relaxationen. Daher eignet sich

die T1-gewichtete Bildgebung gut zur anatomischen

Darstellung.

15 ms

60 ms

90 ms

120 ms

Bildvergleich zum

T1-Kontrast:

TR kurz (500 ms)

TE anwachsend

Liquor mit langem T1

erscheint dunkel im

T1-gewichteten Bild.

Das optimale TR

entspricht ungefähr der

durchschnittlichen

T1-Konstante der

darzustellenden

Gewebetypen, bei 1,0

bis 1,5 Tesla zwischen

400 ms und 600 ms.


139

Mit einer MULTIECHO-SEQUENZ können wir

zwei oder mehr Spinechos erzeugen. Die

Signalstärke der Echos nimmt mit der

T2-Relaxation ab. Über diesen Signalabfall

können wir aus den Daten ein reines

T2-BILD berechnen, ohne T1-Anteile.

Ebenso können wir aus den Signalstärken

mehrerer Spinecho-Messungen mit

unterschiedlicher Wiederholzeit TR,

jedoch gleich kurzer Echozeit TE, ein

reines T1-BILD berechnen.

Mit einer DOPPELECHO-SEQUENZ (z.B.

TE1 = 15 ms und TE2 = 90 ms) erhalten

wir sowohl das Protonendichte-Bild als

auch das T2-gewichtete Bild aus einer

einzigen Messung.

Mehrfachechos messen

2 31





Der Bildvergleich zeigt die drei wichtigen

Kombinationen von TR und TE und ihre

resultierenden Kontrastgewichtungen:

� T1-Kontrast (TR kurz, TE kurz)

� T2-Kontrast (TR lang, TE lang)

� Protonendichte-Kontrast (TR lang, TE kurz)

In der Spinecho-Bildgebung sind die Wirkungen von

T1 und T2 gegensätzlich: Gewebe mit längerem T1

erscheint dunkler im T1-gewichteten Bild, Gewebe

mit längerem T2 erscheint heller.


T1

PD T2

TR

kurz lang

lang

kurz

TE


141

Die INVERSION-RECOVERY-SEQUENZ (IR)

besitzt die typische Pulsfolge 180°–90°–

180°. Die Längsmagnetisierungen

werden zunächst durch den

180°-PRÄPARATIONSPULS in die

Gegenrichtung umgeklappt – invertiert.

Dabei werden natürlich keine

Quermagnetisierungen erzeugt und

somit auch kein MR-Signal.

Das Intervall zwischen 180°-Puls und

90°-Anregungspuls wird INVERSIONSZEIT TI

genannt. Innerhalb dieses Zeitraums

erholen sich die Längsmagnetisierungen.

Durch den anregenden 90°-Puls werden

die augenblicklichen Längsmagneti-

sierungen in Quermagnetisierungen

umgewandelt.


Die Inversion-Recovery-Sequenz ist eine Spinecho-Sequenz mit vorgeschaltetem

180°-Puls. In der MR-Technik verwendet man häufig PRÄPARATIONSPULSE vor der

eigentlichen Sequenz. Wir wollen betrachten, wie man auf diese Weise den

Bildkontrast manipulieren kann.

Erst Invertierung, dann Erholung

Spinecho





Während die Stärke der Spinecho-Sequenz im

T2-Kontrast liegt, erzeugt die Inversion-Recovery-

Sequenz einen höheren T1-Kontrast.

Da die Längsmagnetisierungen bei der IR-Sequenz

wegen der Invertierung aus dem negativen Bereich

relaxieren, dauert die T1-Relaxation länger. Durch

den versetzten Nulldurchgang bei verschiedenen

Gewebearten entsteht eine größere Aufspaltung der

Kurven und dadurch der höhere T1-Kontrast. Wir

optimieren nun den Kontrast durch die Wahl der

Inversionszeit TI.

Wir können die IR-Sequenz benutzen, um auch

kleinste T1-Kontraste, z.B. im Gehirn von

Neugeborenen, darzustellen. Nachteil ist die längere

Messzeit. Außerdem misst man – je nach Wahl von TI

– weniger Schichten als mit der T1-gewichteten

Spinecho-Technik.

Stark im T1-Kontrast


143

Betrachten wir die Kurven der

Längsrelaxation für einen besonderen

Fall. TI ist so gewählt, dass das schneller

relaxierende Gewebe (a) bereits den

Nulldurchgang passiert hat, das

langsamer relaxierende Gewebe (b)

jedoch noch nicht.

Falls nur der Betrag der Signale in den

Bildkontrast eingeht, kann er sehr

verwirrend sein. Denn er unterscheidet

nicht zwischen positiven und negativen

Längsmagnetisierungen. Gewebearten

mit unterschiedlichen T1-Konstanten

würden mit gleichem Grauwert

dargestellt werden!

Grau in Grau und Nullsignal

a

b

!





Der Bildvergleich zeigt den Einfluss der

Inversionszeit TI auf den Kontrast im Gehirn.

Die Signale von weißer bzw. grauer Gehirnmasse

können verschwinden.

100 ms

200 ms

300 ms

400 ms

Bildvergleich zum

Kontrast mit

Inversion-Recovery:

TI anwachsend

Das Signal von weißer

Gehirnmasse nimmt bei

größer werdender

Inversionszeit TI ab und

erreicht bei TI = 300 ms

seinen Nulldurchgang.

Bei TI = 400 ms hat das

Signal der grauen

Gehirnmasse (mit

längerem T1) seinen

Nulldurchgang erreicht,

während das Signal der

weißen Gehirnmasse

wieder ansteigt.


145

Wie können wir den Kontrast zwischen

unterschiedlichen Gewebetypen

garantieren? Indem wir die Orientierung

der Längsmagnetisierungen

berücksichtigen.

Die positiven und negativen

Längsmagnetisierungen werden ja durch

den 90°-Anregungspuls in

Quermagnetisierungen mit 180°

Phasendifferenz übergeführt. Wenn wir

bei der Bildrekonstruktion neben dem

Betrag auch diese Phasenlage der Signale

berücksichtigen, können wir die Signale

wieder den ursprünglich positiven oder

negativen Längsmagnetisierungen

zuordnen. Damit wird der T1-Kontrast auf

seiner vollen Breite wiedergegeben.

T1-Kontrast auf voller Breite





Diese Technik, durch Phasenrekonstruktion

die wahren Positionslagen der

Längsmagnetisierungen zu berücksichtigen,

heißt auch TRUE INVERSION-RECOVERY. Sie

findet ihre Anwendung vor allem in der

Pädiatrie.

Der Bildhintergrund,

üblicherweise schwarz,

wird bei

phasensensitiver

Rekonstruktion mit

mittlerem Grauwert

dargestellt.


147

Sie erinnern sich an die Spinecho-

Bildgebung: Gewebe mit längerem T1

erscheint dunkler im Bild, Gewebe mit

längerem T2 erscheint heller. T1 und T2

wirken also gegeneinander.

Mit einer kurzen Inversionszeit erzielt

die Inversion-Recovery-Technik einen

eigentümlichen Kontrast: additive T1-

und T2-Wichtung. (Diese Sequenz

nennt man STIR = Short TI Inversion

Recovery).

Gewebe mit langem T1 (b, c) haben in

diesem Fall noch negative Längs-

magnetisierungen. Sie erzeugen nach

dem anregenden 90°-Puls die

stärkeren Signale (T1-Anteil). Mit

längerer Echozeit wird der Kontrast

noch verstärkt (T2-Anteil). T1- und

T2-Effekt summieren sich also.

Additiver T1- und T2-Kontrast





Im T1-gewichteten Bild erscheint Fett sehr

hell. Dies führt oft zu Überstrahlungen und

Bewegungsartefakten.

Idealerweise wählen wir TI so, dass Fett mit

dem kürzesten T1 gerade den Nulldurchgang

der Längsmagnetisierung erreicht hat (a).

TI muss hierzu 0,69 T1 betragen. Hierdurch

wird das Fettsignal unterdrückt (TI = 180 ms

bei 1,5 Tesla und TI = 160 ms bei 1,0 Tesla).

STIR-Bildbeispiel:

Das Fettsignal ist im

Bereich der Orbita

unterdrückt. Der

Sehnerv lässt sich

exzellent abgrenzen.


149


Je weiter man die Wiederholzeit TR einer Spinecho-Sequenz verringert,

desto weniger Zeit bleibt für die T1-Relaxation: Die Spinechos werden schwach.

Mit einem Kippwinkel kleiner als 90° kann man das MR-Signal wieder erhöhen

und darüberhinaus die Messzeit verkürzen. Hierzu verwendet man

Gradientenechos.

Was geschieht, wenn der Kippwinkel α

einer Pulssequenz kleiner als 90° ist? Es

wirkt dann nicht die gesamte verfügbare

Magnetisierung M in der xy-Ebene,

sondern nur ein Teil wird in eine

Quermagnetisierung Mxy umgewandelt.

Andererseits wird die Längsmagneti-

sierung nach einem solchen α-PULS nicht

Null, sondern hat weiterhin einen, wenn

auch verringerten, Betrag Mz.

Beispielsweise erzeugt ein HF-Puls mit

einem Kippwinkel von 20° eine schon

ausreichend hohe Quermagnetisierung

von 34 % des Maximalwerts. Die verblei-

bende Längsmagnetisierung beträgt in

diesem Fall 94 % ihres Maximalwerts.

Dies erlaubt sehr kurze Wiederholzeiten:

die Messzeit wird stark reduziert.

Wiederholzeit verkürzen ohne Signalverlust

Beim nächsten Puls steht also wieder eine

hohe Längsmagnetisierung zur

Verfügung. Bei sehr kurzer Wiederholzeit

(kleiner als T1) wird daher mit einem

20°-Puls ein stärkeres MR-Signal erzeugt,

als mit einem 90°-Puls!





Für einen Gewebetyp mit einem bestimmten T1

entsteht ein maximales Signal bei einem definierten

Kippwinkel, dem sogenannten ERNST-WINKEL. Dieser

optimale Kippwinkel hängt von der gewählten

Wiederholzeit TR ab.

Sie wissen, dass die Längsmagnetisierung sich um so

schneller erholt, je kleiner sie ist (exponentieller

Wachstumsprozess). Nach jedem Kippen um den

Winkel α wird die verbleibende Längsmagneti-

sierung kleiner als zuvor (bei 20° also 94 % von 94 %

usw.). Sie erholt sich dann jedoch jeweils um so

schneller. Nach wiederholten α-Pulsen entsteht ein

Gleichgewicht zwischen diesen beiden gegen-

sätzlichen Tendenzen: Die Längsmagnetisierung

bleibt nach jedem Puls gleich groß. Dieser

Gleichgewichtszustand heißt auch STEADY STATE.

Optimaler Kippwinkel und Steady State


151

Bei sehr kurzer Wiederholzeit TR besteht

jeweils vor dem Einstrahlen der

wiederholten α-Pulse noch eine restliche

Quermagnetisierung.

Die FLASH-Sequenz arbeitet mit dem

Steady State der Längsmagnetisierung.

Die verbleibende Quermagnetisierung vor

dem wiederholten α-Puls wird durch

starke Gradientenpulse zerstört.

FLASH ist die Abkürzung für Fast Low

Angle Shot.

Quermagnetisierung zerstören (FLASH) ...

Gradientenecho





Die Kontrastmechanismen einer

Gradientenecho-Sequenz sind

reichhaltiger als bei der Spinecho-Technik

und sehr komplex. Mit einer FLASH-

Sequenz können wir folgende Kontraste

erzeugen.

� T1-Kontrast:

TR kurz (40–150 ms)

TE kurz (5–10 ms)

α mittel bis groß (40°–80°)

� T2*-Kontrast:

TR lang (500 ms)

TE relativ lang (18–40 ms)

α klein (5°–20°)

� Protonendichte-Kontrast:

TR lang (500 ms)

TE kurz

α klein (5°–20°)

T1

T2*

PD

Bildvergleich der

FLASH-Kontraste


153

Die FISP-Sequenz nutzt den Steady State

der verbleibenden Quermagnetisierung.

Um eine gleichbleibende Quermagneti-

sierung zu erhalten, werden die

dephasierenden Gradienten in

Phasenkodierrichtung (GP) nach dem

Echo durch umgekehrt gepolte

Gradienten wieder kompensiert.

FISP ist die Abkürzung für Fast Imaging

with Steady-state Precession.

... oder Quermagnetisierung nutzen (FISP)

Gradientenecho

Der negative α-Puls (–α) deutet an, dass die Magnetisierung

bei FISP jeweils nach der Wiederholzeit TR abwechselnd in die

entgegengesetzte Richtung gekippt wird.





Die Längsmagnetisierung hängt von T1

ab, die Quermagnetisierung von T2*.

Der Kontrast bei FISP ist eine Funktion des

Verhältnisses von T1 zu T2* und im

wesentlichen von TR unabhängig.

� T1/T2*-Kontrast:

TR kurz

TE kurz

α mittel

Die Wiederholzeit TR sollte so kurz wie

möglich gewählt werden. Bei langem TR

verhält sich FISP wie FLASH.

T1/T2*

Kontrast mit FISP 3D


155

In der MR-Spektroskopie wird das

MR-Signal, wie in der MR-Bildgebung

auch, als Funktion der Zeit gemessen:

der FID, eine schnell abnehmende

Hochfrequenzschwingung. Neben dem

FID werden auch Echosignale benutzt.

Durch eine einfache Fourier-

Transformation wird diese Schwingung in

eine Darstellung ihrer Frequenzanteile

überführt. Das ist das SPEKTRUM.

Diese Transformation ist eine eindeutige

Überführung des Signals aus dem

ZEITBEREICH in den FREQUENZBEREICH.



ZeitbereichFrequenzbereich

Zum Ende des Kapitels über Kontraste möchten wir kurz eine andere,

ursprünglich ältere, MR-Technik darstellen, die mittlerweile klinisch genutzt wird:

die MR-Spektroskopie. Wir beschränken uns hier auf die einfachste Methode, dem

Einzelvolumenverfahren bei Wasserstoffprotonen (Single Voxel Spectroscopy,

SVS).

Vom FID zum Peak





Wenn das Signal idealerweise nur eine Frequenz

trägt (Sinusschwingung), besteht das zugehörige

Spektrum nur aus einer feinen SPEKTRALLINIE

(Resonanzlinie) an der zugehörigen Frequenz.

Wegen des Signalabfalls verbreitert sich bei MR die

Resonanzlinie zu einem PEAK.

Der Peak repräsentiert die Resonanzfrequenz im

gemessenen Voxel. Das Interessante daran ist: Die

Fläche unter dem Peak ist proportional der Anzahl

der signalgebenden Kerne (hier also der Protonen-

dichte).


157

In fast allen Biomolekülen sind mehrere

Wasserstoffatome an verschiedenen

Positionen gebunden. Verschiedene

Positionen bedeuten unterschiedliche

chemische und damit meist auch

unterschiedliche magnetische

Umgebungen. Das lokale Magnetfeld ist

reduziert bzw. erhöht, die Resonanz-

frequenzen der gebundenen Protonen

liegen etwas niedriger oder höher als die

typische Larmorfrequenz. Daher können

die Kerne eines Moleküls mehrere

Resonanzlinien liefern.

Diese Aufspaltung der Resonanz-

frequenzen nennen wir CHEMISCHE

VERSCHIEBUNG. Denn sie zeigt sich an einer

Verschiebung der zugehörigen

Resonanzlinien im gemessenen

Spektrum.

Dank der chemischen Verschiebung

können wir Molekülbausteine, Moleküle

und Substanzen voneinander

unterscheiden.

Die Chemische Verschiebung

Beispiel Methanol (CH3OH): Das Verhältnis der

Peakflächen beträgt 3:1. Dadurch lassen sich die Peaks

entweder der Hydroxylgruppe (OH) oder den

3 gleichwertigen Wasserstoffatomen der Methylgruppe

(CH3) zuordnen.

Das Maß der chemischen Verschiebung drückt man in δppm

aus (ppm = parts per million). δppm = –1,5 bedeutet,

die Frequenz der OH-Gruppe ist um 1,5 millionstel

verringert (bei 40 MHz Larmorfrequenz also um 60 kHz).





Die Feinaufspaltung der Resonanzlinien

In der Praxis benutzt

man zum Vergleich

von Spektren nicht

die Peakflächen

selbst, sondern

relative Signal-

intensitäten.

Mit ihrer Hilfe kann

man an Patienten

gemessene Spektren

in gesundem und

pathologischem

Gewebe vergleichen.

Nicht alle Kerne liefern einfache Resonanzlinien

(Singuletts). Einige Kerne weisen eine charakteristische

Feinaufspaltung der Linien auf, wie Tripletts oder

Quartetts. Ursache hierfür ist eine magnetische

Wechselwirkung der Kerne untereinander, die sogenannte

SPIN–SPIN-KOPPLUNG.

155

Turbo-Messung mit Turbo-Spinechos

Ultraschnell mit Echoplanarer Bildgebung (EPI)

SMASH und SENSE: Parallele Akquisitionstechniken

Dank der ultraschnellen Bildgebung

liegt die Messzeit einer Schicht heute im

Subsekundenbereich. Um die Bildgebung mit

MR zu beschleunigen, werden vor allem die

bekannten Spinecho- und Gradientenecho-

Techniken zeitlich optimiert. Eine verbreitete

Methode ist, die bestehende Messmatrix

schneller mit Echos aufzufüllen als in der

konventionellen Technik. Wir zeigen im

folgenden zwei typische Repräsentanten dieser

Methode: TurboSE und EPI.

Neu und herausragend sind die Parallelen

Akquisitionstechniken. Sie optimieren die

Auffüllung der Messmatrix räumlich. Hierzu

verwendet man parallel die MR-Signale aus

mehreren Spulenelementen.

Die schnelle Bildgebung

5 Die schnelle Bildgebung

161

Wie beschleunigt eine TurboSE-Sequenz

die Messung? Sie erzeugt pro

90°-Anregung nicht nur ein Spinecho,

sondern eine ganze Serie von Echos:

einen ECHOZUG.

Jedes Echo des Echozuges erhält eine

andere Phasenkodierung (GP) und füllt

eine Zeile der Rohdatenmatrix.

Die Länge des Echozuges bestimmt den

maximalen Zeitgewinn. Das ist der

TURBOFAKTOR (z.B. 7 oder 15).

Der Bildkontrast wird im wesentlichen

durch das mittlere Echo bestimmt, bei

dem der Phasenkodiergradient null ist.

Der zeitliche Abstand zwischen 90°-Puls

und mittlerem Echo ist die EFFEKTIVE

ECHOZEIT TEeff.


Turbo-Spinecho-Sequenzen (TurboSE) verkürzen deutlich die Messzeit. Sie haben

die konventionelle Spinecho-Technik weitgehend ersetzt. In der Zeit, in der eine

Spinecho-Sequenz ein einziges Echo aufnimmt, erzeugt eine TurboSE-Sequenz

eine ganze Serie von Echos.

Schneller geht’s mit dem Echozug




Wie wird die Rohdatenmatrix einer

TurboSE-Sequenz gefüllt? Für eine Matrix

255 × 256 benötigt man bei einem

Echozug von 15 Echos nur 255/15 =

17 Anregungen. Statt 255 mal muss die

Sequenz also nur 17 mal wiederholt

werden.

Der k-Raum wird hierzu SEGMENTIERT:

Innerhalb der Wiederholzeit TR wird nicht

wie bei der konventionellen Technik nur

eine Rohdatenzeile aufgenommen,

sondern eine ganze Serie.

Beispielsweise besteht der k-Raum aus

15 Segmenten (= Turbofaktor) mit je

17 Zeilen. Die Gesamtzahl der Zeilen ist

ein ganzzahliges Vielfaches der

Echoanzahl (15 × 17 = 255).

Mit jeder Messung werden die

Rohdatenzeilen also segmentweise

aufgefüllt, wie bei einem »Kamm«. Dieses

»Kämmen« muss in unserem Beispiel

17 mal wiederholt werden.

Segmentierter k-Raum

1 Segment

17 Zeilen = Zahl der Anregungen

15 Echos


163

TurboSE-Sequenzen werden überwiegend in der

T2-gewichteten Bildgebung verwendet. Der

auffallendste Unterschied zur Spinecho-Technik ist

das helle Fettsignal selbst in stark T2-gewichteten

Bildern. (T1-gewichtete TurboSE-Sequenzen werden

zum Beispiel zur Aufnahme der Wirbelsäule

benutzt.)

Je länger der Echozug bei festem TR, um so kürzer ist

die Messzeit. Dann können wir simultan nur weniger

Schichten aufnehmen. Auch ist der T2-Zerfall stärker.

Dies kann die Auflösung in Phasenkodierrichtung

verringern, besonders bei Geweben mit kurzem T2.

Um das Auffinden auch kleiner Hämorrhagien z.B.

im Gehirn zu sichern, verwendet man zur

Kontrastverbesserung ein längeres TR und eine

höhere Auflösung. Die Messzeitverkürzung ist dann

zwar mit beispielsweise Faktor 6 geringer als der

Turbofaktor von 15, aber immer noch eine

signifikante Beschleunigung.

TurboSE-Sequenzen bieten einen besseren Kontrast

zwischen weißer und grauer Gehirnsubstanz.

Gerade im neuroradiologischen Bereich möchte

man nicht mehr auf die hochauflösenden

Möglichkeiten einer TurboSE-Sequenz verzichten.

T2-Bildgebung mit TurboSE

T2-Turbo-SpinechoBildvergleich T2-Spinecho




Eine Weiter-

entwicklung der

TurboSE-Technik

bietet die Kombi-

nation mit einem

Inversionspuls

(Turbo Inversion

Recovery, TIR), die

Kombination mit

Half-Fourier-

Bildgebung (Half

Fourier Acquired

Single Shot Turbo

Spin Echo, HASTE)

oder der zusätzliche

Einbau von

Gradientenechos

(Turbo Gradient Spin

Echo, TurboGSE).

Ausblick

Eine TurboSE-Sequenz erzeugt eine

Serie von Spinechos je Anregung.

Das ist der Echozug.

Der k-Raum ist segmentiert. Bei einem

Echozug von beispielsweise 15 Echos

(= Turbofaktor) benötigt man nur

noch 17 Anregungspulse. Auf diese

Weise wird die Messzeit signifikant

verkürzt.

TurboSE-Sequenzen werden

vorwiegend in der T2-gewichteten

Bildgebung eingesetzt.



165

EPI ist ein EINZELSCHUSS-VERFAHREN

(Single Shot). Das heißt, eine EPI-Sequenz

verwendet zur Messung eines ganzen

Bildes nur noch einen einzigen

Anregungspuls.

Der Auslesegradient wird bipolar

geschaltet. Er erzeugt innerhalb des FIDs

einen vollständigen Echozug von

ansteigenden und abfallenden

Gradientenechos mit wechselnden

Vorzeichen. Die Anzahl der

Gradientenechos ergibt den EPI-FAKTOR.

Wegen des schnellen T2*-Abfalls des FIDs

bleibt zur Erzeugung der Echos nur etwa

100 ms Zeit. Daher wird das Auslesen im

allgemeinen auf 64 bis 128 Echos

beschränkt.


Die Echoplanare Bildgebung (EPI, Echoplanar Imaging) ist die zur Zeit schnellste

MR-Bildgebungstechnik. Geschwindigkeit ist ihr Hauptmerkmal. In der gleichen

Zeit, in der eine konventionelle schnelle Pulssequenz ein einziges Bild erzeugt,

nimmt EPI eine ganze Serie von Bildern auf.

Nur ein Schuss ...

Die EPI-Matrix ist somit zwischen 64 × 64

und 128 × 128 groß, entsprechend

beträgt der EPI-Faktor 64 bis 128.

Die EFFEKTIVE ECHOZEIT TEeff fällt mit dem

Signalmaximum zusammen.




Zwischen den einzelnen Gradientenechos

wird der Phasenkodiergradient kurz

geschaltet, um in die nächste Rohdaten-

zeile zu gelangen (»Blips«). Die Mess-

matrix wird im »Zick-Zack« abgetastet

(mäanderförmig).

Auf diese Weise können wir mit

EPI-Sequenzen diagnostische Bilder in nur

50 bis 100 Millisekunden aufnehmen.

Diese Bilder sind völlig frei von

Bewegungsartefakten. Daher eignet sich

EPI zum Beispiel zur Untersuchung

dynamischer Vorgänge und zur

diffusionsgewichteten Bildgebung,

welche Bewegung in molekularer

Größenordnung darstellt.

Anwendung findet EPI vor allem in der

Diffusion und Hirnperfusion und in der

funktionellen Neurobildgebung (BOLD

Imaging).


167

EPI ist im Grunde ein Auslesemodul.

Das EPI-Sequenzschema lässt sich mit beliebigen

Präparationspulsen kombinieren (Spinecho,

Inversion Recovery u.a.). Auf diese Weise können wir

mit EPI-Sequenzen vielfältige Kontraste erzielen. Da

die Echos mit T2* abfallen, besitzen die Bilder immer

auch einen T2*-Anteil, der je nach Grundkontrast

unterschiedlich stark ins Gewicht fällt.

Als Einzelschussverfahren (single shot) zeigt EPI

keinerlei T1-Kontrast.

EPI-FID-SEQUENZEN erzeugen einen guten

T2*-Kontrast, der mit der Echozeit zunimmt.

EPI-SPINECHO-SEQUENZEN verhalten sich wie

konventionelle Spinecho-Sequenzen mit unendlich

langem TR. Langes T2 ergibt scharfe Bilder. Bei

Gewebe mit kurzem T2 kann das Bild unschärfer

sein.

Kontraste mit Single-Shot-EPI

Bildvergleich: Starker Diffusionskontrast, schwacher

Diffusionskontrast

EPI-DIFFUSIONSSEQUENZEN besitzen zusätzliche

Diffusionsgradienten. Sie reagieren sensitiv auf

molekulare Bewegung. Sie machen die

Selbstdiffusion von Wasser in Gewebe sichtbar.

Der Vorteil der ultraschnellen EPI-Messung:

Körperbewegungen werden eingefroren, welche bei

konventionellen Sequenzen Artefakte erzeugen

würden, die den Diffusionskontrast überblenden.




Single-Shot EPI-Sequenzen reagieren sehr

empfindlich auf sogenannte »Offresonanz-Effekte«.

OFFRESONANZ bedeutet, dass Spins außerhalb der

angeregten Schicht zum MR-Signal beitragen. Dies

kann zu Artefakten im Bild führen.

Messtechnisch zeigt sich dieser Effekt als eine

Verschiebung der Rohdaten in Phasenkodier-

richtung. Diese Datenverschiebung wächst mit dem

Echoabstand (Echo Spacing) und der Länge des

Echozuges.

Durch eine segmentierte Abtastung der Messmatrix

(wie im vorherigen Kapitel zu TurboSE erläutert)

wird der Echozug verkürzt. Die Verschiebung in

Phasenkodierrichtung wird verringert und damit der

sichtbare Artefakt reduziert.

Segmentierte EPI-Sequenzen

Bildvergleich: Single-Shot EPI-Bild mit

Verzerrungsartefakt, das segmentierte EPI-Bild

(rechts) zeigt eine deutliche Reduktion der

Verzerrungen im Bereich der Augen


169

Die üblichen schnellen Pulssequenzen

nehmen ihre Daten SEQUENZIELL auf:

sie füllen zeilenweise den k-Raum mit

Rohdaten (vergleichbar der Arbeitsweise

eines Faxgerätes). Jede einzelne Zeile

benötigt eine separate Anwendung von

Gradientenpulsen. Vor allem der

Phasenkodiergradient stellt den zeitlichen

Engpass dar.

Beispiel: Um Bewegungsartefakte zu

vermeiden, muss der Patient bei einer

konventionellen Herzuntersuchung für

jede Aufnahme etwa 20 Sekunden den

Atem anhalten. Einem herzkranken

Patienten ist dies oft nicht möglich.

Die bisher dargestellten MR-Techniken

stoßen hier an ihre Grenzen.


Die Geschwindigkeit der MR-Bildgebung wird durch die Phasenkodierung begrenzt.

Schnelle Pulssequenzen erreichen ihre Schnelligkeit vor allem durch zeitlich

optimierte Gradientenpulse. Die maximal möglichen Schaltraten der Gradienten sind

ein limitierender Faktor. Zur weiteren Steigerung der Geschwindigkeit gehen wir

neue Wege: Parallele Datenakquisition mit mehreren Spulen.

Nicht sequenziell ...




... sondern parallel

Möchten Sie uns bei einem Gedankenexperiment

folgen? Eine HF-Spule ist ein Empfänger für die

MR-Signale. Angenommen, wir würden statt einer

einzigen Spule so viele räumlich angeordnete

Empfänger benutzen können, wie wir Auflösung in

Phasenkodierrichtung benötigen (grob vergleichbar

der Arbeitsweise einer modernen Digitalkamera).

Dann müssten wir eine Pulssequenz nicht

wiederholen, sondern könnten vollständig auf die

Phasenkodierung verzichten. Die Messzeit-

verkürzung wäre erheblich. Doch dies ist noch

Zukunftsmusik.

Im modernen klinischen Einsatz sind PARALLELE

AKQUISITIONSTECHNIKEN (PAT), die mehrere

Empfänger simultan verwenden (z.B. 4, 6 oder 8).

Diese Anordnung mehrerer Spulenelemente nennt

man ein ARRAY. ➔ Arrays werden bereits in der

sequenziellen Bildgebung verwendet.

In der parallelen Akquisitionstechnik dienen die

Spulenelemente eines Arrays dazu, die Anzahl der

Phasenkodierschritte zu verringern und damit die

Messzeit zu verkürzen. Der Beschleunigungsfaktor

(PAT-FAKTOR) beträgt 2 bis 4.

Das Prinzip der Arraybildgebung

Die übliche Arraytechnik nimmt für jedes

Spulenelement ein Arraybild auf (im Beispiel: 4).

Die so entstandenen Arraybilder werden anschließend

zum Gesamtbild kombiniert. Wir erreichen so eine

größere Abdeckung des zu untersuchenden

Körperbereichs – bei unveränderter Messzeit.


171

Die Parallelen Akquisitionstechniken

verwenden das Konzept des Spulenarrays.

Gegenüber der üblichen Arraytechnik

nutzen sie die geometrischen

Eigenschaften der Arrayspulen:

Die räumliche Anordnung der einzelnen

Spulenelemente liefert eine zusätzliche

Information über die Herkunft der

MR-Signale.

Wenn die Spulenelemente in Richtung der

Phasenkodierung angeordnet sind,

können wir diese zusätzliche Information

nutzen, um auf einen Teil der zeitauf-

wendigen Phasenkodierschritte zu

verzichten. Anders gesagt, ergänzen wir

die Ortskodierung über die Gradienten

durch eine Kodierung über die Spulen.

Spulenkodierung ergänzt Gradientenkodierung

Die zwei wesentlichen Verfahren sind

SENSE und SMASH. Sie unterscheiden sich

dadurch, dass SENSE auf den Bilddaten,

SMASH auf den Rohdaten operiert.

Die Eigenschaften von SENSE und SMASH

sind etwas verschieden. Es hängt von der

jeweiligen Applikation, der verwendeten

Spule und der Schichtorientierung ab,

welches Verfahren die besseren

Ergebnisse liefert.




Die Siemens-spezifische Implementierung der

Parallelen Akquisitionstechniken heißt iPAT

(integrated Parallel Acquisition Techniques).

iPAT erlaubt entweder höhere Geschwindigkeit bei

gleicher Bildauflösung oder höhere Auflösung bei

gleicher Messzeit.

Die verkürzte Messzeit ist bei zeitkritischen

Untersuchungen besonders wertvoll

(Herzbildgebung in Echtzeit, kontrastverstärkte

Angiographie, Perfusionsmessung).

Die Echozüge einer EPI-Sequenz werden verkürzt.

Dies verbessert die Bildqualität, vermindert

Verschmierungen und Verzerrungen im Bild.

iPAT: Die Siemens-Lösung

Dynamische MR-Angiographie mit iPAT.

Jeder einzelne 3D-Datensatz wurde in nur etwa

2 Sekunden gemessen. Mit freundlicher

Genehmigung der Northwestern University,

Illinois.


173

SENSE: Reduzieren und somit überfalten

Der SENSE-Algorithmus (Sensitivity

Encoding) rekonstruiert das MR-Bild aus

den Bilddaten der einzelnen

Spulenelemente.

Bei der Messung werden jeweils mehrere

Phasenkodierschritte übersprungen.

Beispielsweise wird nur jede

2. Rohdatenzeile mit einem Echo gefüllt.

Dies ist nichts anderes als eine Messung

mit reduziertem ➔ Messfeld. Das

reduzierte Bild eines Spulenelements

zeigt dann periodische Überfaltungen aus

Bereichen außerhalb des Messfelds –

ungefähr so, als würden Sie einen Diafilm

mehrmals falten.

Dieses Verhalten ergibt sich prinzipiell aus

der Periodizität der angewandten Fourier-

Technik (Frequenz- und Phasen-

kodierung): Jedes Pixel im reduzierten

Bild ist eine Überlagerung von Pixeln eines

gefalteten Gesamtbildes.

Normal

Reduziert

Das reduzierte Bild eines Phantoms zeigt periodische

Überfaltungen aus den Bereichen außerhalb des Messfelds.




Das MESSFELD (FOV, Field of View) ist der Ausschnitt in der gemessenen

Schicht, der im Bild dargestellt werden soll, z.B. 25 cm × 25 cm. Bei einer

Matrix von 256 × 256 Pixeln hat jeder Pixel etwa 1 mm Kantenlänge.

Dies entspricht der maximalen AUFLÖSUNG im Bild.

Die ABTASTRATE ist der Kehrwert des Messfelds:

∆k = 1/FOV

Messfeld, Auflösung und Abtastrate

In diesem Fall 1/25 cm. Das ist ein Phasen-

kodierschritt in der Einheit der Ortsfrequenz.

Wenn wir die Schritte, also die Abtastrate

vergrößern, dabei die Auflösung

beibehalten, wird das Messfeld entsprechend

verkleinert (in der Grafik um Faktor 2).

Würden wir dagegen das FOV beibehalten,

würde die Auflösung im Bild in Richtung der

Phasenkodierung zwangsweise verringert.


175

Das ist der Unterschied zum gefalteten

Diafilm: Da ein Spulenelement nicht

homogen ist, sondern ein räumliches

SENSITIVITÄTSPROFIL besitzt, sind die

Überfaltungspixel nicht alle gleich stark

im Bild vertreten, sondern mit der

örtlichen Spulensensitivität gewichtet.

Wir fragen uns: Wie finden wir aus einem

überfalteten Bild das ungefaltete

Gesamtbild?

Wenn wir nur ein einziges überfaltetes

Bild besitzen, ist eine eindeutige

Entfaltung nicht möglich. Wir können die

Überfaltung allenfalls durch ➔

Oversampling vermeiden. Wenn wir

dagegen über mehrere Spulen parallel

mehrere überfaltete Bilder messen,

können wir die Überfaltungen über einen

Rechentrick wieder rückgängig machen.

Das ist die Grundidee des SENSE-

Algorithmus. Die Implementation des

SENSE-Algorithmus bei Siemens heißt

mSENSE (modified SENSE).

SENSE: Überfalten und entfalten

Spulenprofil

Eine Spule misst

überfaltete Pixel

Der gleiche Pixel

über zwei Spulen

gemessen




Ein vertrauter Artefakt: Wenn das

Messfeld kleiner gewählt wurde

als die Objektgröße, sind

ÜBERFALTUNGEN von Strukturen

außerhalb des Messfelds im Bild zu

sehen.

Überfaltung und Oversampling

Bildvergleich

zur

Überfaltung

Prinzip des

Oversampling

Der SENSE-Algorithmus berechnet aus den

einzelnen Überfaltungsbildern das ungefaltete

Gesamtbild. Hierzu werden Pixel für Pixel in den

reduzierten Bildern die Signalanteile aus den

einzelnen Raumpositionen separiert.

Durch Erhöhung der Abtastrate

(OVERSAMPLING) können wir den

Überfaltungseffekt eliminieren

(Beispiel: 512 statt 256).


177

SMASH: Harmonische im k-Raum

Im Gegensatz zu SENSE rekonstruiert

SMASH (Simultaneous Acquisition of

Spatial Harmonics) das MR-Bild aus den

Rohdaten. Auch hier werden zunächst wie

bei SENSE Phasenkodierschritte über-

sprungen. Die fehlenden Rohdatenzeilen

werden aber durch einen funktionalen

Trick ergänzt.

Erinnern Sie sich: Die Werte im k-Raum

sind Ortsfrequenzen, sie entsprechen

Streifenmustern im Bild. Die Streifenmus-

ter sind nichts anderes als periodisch im

Messobjekt wiederkehrende Strukturen,

genau genommen räumliche Wellenmus-

ter. Die Phasenkodierung erzeugt tatsäch-

lich solche Wellenmuster der Spinphasen.

Angenommen, eine Empfangsspule hätte

ein Spulenprofil, das genau solch einem

Wellenmuster entspricht, wäre der ent-

sprechende Phasenkodierschritt unnötig.

Statt der Phasenkodierung könnte man

theoretisch auch – wenn dies technisch

möglich wäre – ein welliges Spulenprofil

schrittweise steigern. Dies hätte den

gleichen Effekt.

Harmonische




Es lässt sich zeigen: Wenn eine Empfangsspule ein

Spulenprofil in Form einer Sinuskurve über das

Messfeld aufweist, entspricht diese Sensitivität

genau einem Phasenkodierschritt. In Anlehnung an

die akustischen Wellen nennt man dieses Profil auch

die 1. HARMONISCHE. Eine Sinuskurve mit doppelter

Frequenz ist dann die 2. Harmonische (sozusagen

»eine Oktave höher«). Dies entspricht dem

doppelten Phasenkodierschritt usw.

Das Raffinierte an der SMASH-Technik ist, dass wir

diese räumlichen Harmonischen durch gewichtete

Überlagerungen der Spulenprofile eines Arrays

erzeugen können! Mit jeder dieser Harmonischen

lässt sich ein künstliches Echo synthetisieren und so

die fehlende Rohdatenzeile füllen. Wir benötigen

lediglich 4 Harmonische, um die jeweils 4 fehlenden

Phasenkodierschritte zu ergänzen.

Die Weiterentwicklung des SMASH-Algorithmus

durch Siemens heißt GRAPPA (Generalized

Autocalibrating Partially Parallel Acquisition).

0. Harmonische

1. Harmonische


179

Mit iPAT werden Phasenkodierschritte

übersprungen und auf diese Weise die

Messzeit verkürzt. Dies entspricht im Prinzip

der Aufnahme eines reduzierten Messfelds in

der konventionellen Bildgebung.

Mit Hilfe der einzelnen Spulenprofile

werden die fehlenden Kodierungen ergänzt,

entweder im Bildraum oder bereits im

k-Raum.

mSENSE

Jedes einzelne Spulenelement erzeugt nach

Fourier-Transformation der Rohdaten ein

überfaltetes Bild. Aus den

Überfaltungsbildern wird das Ergebnisbild

durch den mSENSE-Algorithmus

rekonstruiert.

GRAPPA (SMASH)

Man wendet zunächst den GRAPPA-

Algorithmus auf die unterabgetasteten

Rohdaten an und erzeugt einen

vervollständigten Rohdatensatz mit Hilfe

synthetischer Echos. Aus diesen Rohdaten

wird durch Fourier-Transformation das

MR-Bild rekonstruiert.





1816

System-Bauweisen Die System-Komponenten

Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-System

Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung

Die klinische Praxis kennt eine Vielzahl

leistungsfähiger Kernspintomographen

unterschiedlicher technischer Ausführung.

Wir können diese leicht nach der System-

Bauweise unterscheiden.

Unabhängig von der Bauweise und

anderer Unterscheidungsmerkmale besitzen

alle MR-Systeme wesentliche gemeinsame

Komponenten.

Die Bauweisen und Komponenten von

MR-Systemen sind Gegenstand dieses Kapitels.MR-Systemeund ihre Komponenten

6 MR-Systeme und ihre Komponenten

183

Bei einem röhrenförmigen System wird

das Magnetfeld innerhalb einer Röhre

erzeugt, der MAGNETRÖHRE. Röhren-

förmige Systeme sind GANZKÖRPER-

SYSTEME, es lassen sich alle Regionen des

Körpers untersuchen.

Vorteilhaft an dieser Bauweise ist das

starke Magnetfeld mit einer hohen

Homogenität. Nachteilig ist der

eingeschränkte Raum: Patienten liegen

während der Untersuchung in der Röhre.

Sie können sich eingeengt und unwohl,

Kinder zusätzlich alleingelassen fühlen.

Operative Eingriffe bei laufender

MR-Untersuchung sind möglich, wenn

der Patient wieder ein Stück aus dem

Magneten herausgefahren wird.

System-Bauweisen

Eine einfache Einteilung der gegenwärtigen MR-Systeme bietet die

System-Bauweise. Wir unterscheiden zwischen röhrenförmigen Systemen,

offenen Systemen und Spezialsystemen.

Röhrenförmige Systeme

System-Bauweisen

Die System-Komponenten



Die Nachteile der röhrenförmigen

Systeme führten dazu, neue Wegen zu

beschreiten, um offene, patienten-

zugänglichere Systeme zu bauen. Sie

ermöglichen ebenso wie die

röhrenförmigen Systeme die

Untersuchung aller Körperregionen.

Offene Systeme eignen sich darüber

hinaus vor allem für interventionelle

Verfahren und beispielsweise für

Bewegungsstudien der Gelenke.

Bis zu drei Seiten werden bei offenen

Systemen für einen direkten Zugang offen

gehalten. Durch ihre Bauweise besitzen

sie in den meisten Fällen eine geringere

Feldstärke und geringere Homogenität als

röhrenförmige Systeme.

Offene Systeme


185

Spezialsysteme

Im klinischen Bereich werden

Spezialsysteme überwiegend für

Untersuchungen an den Extremitäten und

Gelenken verwendet.

Klinische Spezialsysteme besitzen eine

auf ihre Einsatzbereiche beschränkte,

meist niedrige Feldstärke.

Weitere Spezialsysteme werden in der

Forschung verwendet (z.B. Hochfeld-

systeme mit kleiner Röhre für Tier-

experimente und

Probenuntersuchungen).

System-Bauweisen





187

Die Komponenten des Magnetsystems

sind im Untersuchungsraum angeordnet.

Der Raum ist gegen störende magnetische

und hochfrequente Strahlung von außen

abgeschirmt. Ebenso verhindert die

Abschirmung, dass die durch das

Magnetsystem verursachten Magnet- und

Hochfrequenzfelder Geräte oder

Gegenstände außerhalb des

Untersuchungsraums beeinflussen

können. Störungen von Funk- und

Radiokanälen werden vermieden,

empfindliche Geräte sind geschützt.

Um MR-Bilder von hoher Qualität

erzeugen und auswerten zu können,

müssen die drei Subsysteme gesteuert

und die gemessenen Ergebnisse

visualisiert werden. Hierzu dient ein

leistungsfähiges Computersystem. Es

umfasst:

� den Bildrechner,

� den Steuerrechner mit Konsole und

� die Steuer- und Auswertungssoftware.


Magnet mit Patientenliege

Gradientensystem

Hochfrequenzsystem

Computersystem

Bedien- und Auswertkonsole

Das Magnetsystem

Gehen wir zunächst vom Messprinzip aus. Einem homogenen statischen

Magnetfeld werden zur Bildgebung magnetische Feldgradienten und HF-Pulse

überlagert. Das typische MR-System besteht aus drei Komponenten oder

Subsystemen: dem Hauptfeld-Magneten, dem Gradientensystem und dem

Hochfrequenzsystem.

Das Computersystem


System-Bauweisen Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-System


Zur weiteren Nachbearbeitung und

Auswertung dient die Dokumentation

und Datensicherung der Ergebnisse, je

nach Aufgabenstellung als Kurzzeit- oder

Langzeitspeicherung. Sie erfolgt:

� auf Festplatten des Steuerrechners

� im Archivsystem

� auf externen Medien

(analog und digital)

Dokumentation und Datensicherung

xyz

G

C

HF

HF-Spulen

Gradienten-

sendenempfangen

Empfangsverstärker

Sendeverstärker

Steuerrechner

Bildrechner

Spulen


189

Heute werden vor allem zwei Typen von

Magneten eingesetzt:

� Permanentmagnete mit einer

magnetischen Induktion

(»Feldstärke«) zwischen 0,01 und

0,35 Tesla und

� supraleitende Magnete, die Feldstärken

von 0,5 bis 3,0 Tesla erreichen

(für Forschungssysteme auch bis 7 T

und mehr)

Normalleitende Elektromagnete werden

heute kaum noch verwendet.

Der Hauptfeld-Magnet

Magnetfeldtypen

Das zur MR-Bildgebung benötigte homogene Magnetfeld wird durch einen starken

Magneten erzeugt. Dieser Magnet ist die wichtigste und zugleich kostspieligste

Komponente des MR-Systems.



System-Bauweisen Das Gradientensystem Das Hochfrequenz-System


Permanentmagnete besitzen ein

dauerhaftes Magnetfeld. Sie benötigen

eine stabile Betriebstemperatur, damit ein

ausreichend hohes homogenes Feld

garantiert werden kann. Da es sich nicht

um Elektromagneten handelt, sind die

Betriebskosten eines Permanent-

magneten gering. Allerdings ist die

erreichbare Feldstärke auf unter 0,5 Tesla

begrenzt.

Permanentmagnete bestehen aus

großen Blöcken einer ferromagnetischen

Legierung, z.B. in der Form eines

Hufeisenmagneten (C-Form).

Die Polschuhe liegen über bzw. unter dem

Patienten. In den Polschuhen ist das

Material des Permanentmagneten

eingebaut. Das Hauptfeld liegt somit

senkrecht zur langen Körperachse. Auf

diese Weise wird ein kleiner Polschuh-

abstand und damit eine hohe

Feldhomogenität erzielt. Diese Form

erlaubt den Einsatz bei offenen Systemen,

z.B. MAGNETOM Concerto.

Permanentmagnete


191

Ein supraleitender Magnet ist ein

Elektromagnet. Sein starkes Magnetfeld

wird durch große stromdurchflossene

Spulen erzeugt. Der Leiterdraht der

Spulen besteht nicht wie üblich aus

Kupfer, sondern aus einer tiefgekühlten

Niob-Titan-Legierung, die in Kupfer

eingebettet ist. Als Kühlmittel verwendet

man flüssiges Helium, eventuell zur

Vorkühlung flüssigen Stickstoff.

Supraleitende Magnete werden

vorwiegend für röhrenförmige Systeme

verwendet. Das Magnetfeld liegt dabei in

der Spulenmitte einer Röhre, parallel zur

langen Körperachse.

Supraleitende Magnete

Gegenüber einem gewöhnlichen Elektromagneten muss

ein supraleitender Magnet lediglich einmal bis zur

gewünschten Feldstärke mit Strom geladen werden.

Zur Aufrechterhaltung des Feldes benötigt er anschließend

keine weitere Stromzufuhr.





Bei gewöhnlichen Temperaturen besitzt

jeder elektrischer Leiter einen

Widerstand. Elektrischer Strom, der in

einem solchen Leiter fließt, würde ohne

ständigen Energienachschub abklingen.

Supraleiter dagegen setzen dem

elektrischen Strom bei sehr tiefen

Temperaturen nahe dem absoluten

Nullpunkt (0 Kelvin = –273 °C) keinen

Widerstand mehr entgegen. Ein einmalig

eingespeister Strom kann über sehr lange

Zeit – über Jahre hinweg – mit konstant

hoher Stromstärke fließen (über

400 Ampere), ohne dass er weitere

zugeführte elektrische Leistung benötigt.

Hierzu muss der Leiter ständig auf tiefen

Temperaturen gehalten werden.

Was bedeutet supraleitend?

Supraleitende Magnete in Röhrenform

erreichen Feldstärken von mehr als

7 Tesla (Hochfeld-Systeme). Es gibt auch

supraleitende Magnete für offene

Systeme bis 1 Tesla Feldstärke.


193

Die derzeit optimale Feldstärke für die

klinische Bildgebung liegt bei 1,5 Tesla.

Mittlerweile sind auch röhrenförmige

Systeme mit einer Feldstärke von bis zu

3 Tesla im klinischen Einsatz.

Diese Ultra-Hochfeld-Systeme bringen

folgende Vorteile mit sich:

� Höhere Bildqualität durch ein besseres

Signal-zu-Rausch-Verhältnis

� Kürzere Messzeiten minimieren

Bewegungsartefakte und verkürzen die

Untersuchungen

� Höhere Auflösungen erlauben

detailreichere Aufnahmen

� Prozesse auf Molekular-Ebene können

besser sichtbar gemacht werden

(Molecular Imaging)

MR-Systeme mit einer Feldstärke von 7 bis

8 Tesla und mehr bilden heute die obere

Grenze. Sie dienen zur Zeit nur zu

Forschungszwecken.

Ultra-Hochfeld-Magnete





Wichtigstes Qualitätskriterium für einen Magneten

ist die Homogenität seines Hauptfeldes.

Inhomogenitäten verfälschen die Ortskodierung

und damit die Schichtgeometrie: Das MR-Bild zeigt

dann Verzerrungen in der Schichtebene oder

Verwerfungen der Schichtebene.

Um diese Bildfehler zu verhindern, muss das

Magnetsystem homogenisiert werden. Zu diesem

Zweck wird der Magnet in mehreren Stufen

»geshimmt«. Nach der Vorgehensweise

unterscheidet man zwischen passivem und aktivem

Shim:

PASSIVER SHIM: Man bringt hierzu kleine Eisenplatten

so im Magneten an, dass inhomogene Bereiche und

Verzerrungen des Magnetfelds ausgeglichen

werden. Abweichungen auf Grund von Fertigungs-

toleranzen werden kompensiert und das System an

die örtlichen Gegebenheiten angepasst.

Die Shimmung des Hauptfelds

AKTIVER SHIM: Hierzu dienen mehrere auf einem

Shimrohr im Magneten angebrachte SHIM-SPULEN.

Zum Shimmen justiert man kleine statische Ströme

mit unterschiedlicher Amplitude und Polarität.

Hierdurch werden kleine Magnetfelder erzeugt,

welche auch geringe Inhomogenitäten des

Hauptfeldes kompensieren. Störungen des

Magnetfelds durch den Patienten selbst werden

eliminiert.

Beim aktiven Shim kann man verschiedene

Verfahren anwenden, beispielsweise:

� 3D-SHIM: Das Shim-Volumen wird auf den

Untersuchungsbereich eingegrenzt. Nur in

diesem Bereich erfolgt die Optimierung der

Homogenität.

� INTERAKTIVER SHIM: Shimströme werden

individuell für eine gewählte HF-Pulssequenz

eingestellt und optimiert (Anwendung in der

Spektroskopie).

Bei supraleitenden Magneten variiert das Hauptfeld

nach dem Shimmen um weniger als 4 ppm (parts

per million) innerhalb des Messfeldes (meist etwa

50 cm Durchmesser).


195

Das Gradientensystem

Die MR-Anlage besitzt drei Gradienten-Spulenanordnungen für alle drei

Raumrichtungen (x, y und z). Die Gradientenspulen erzeugen kein permanentes

Magnetfeld, sondern werden kurzzeitig während der Untersuchung zugeschaltet.

Die Gradientenspulen werden von

speziellen Netzgeräten angetrieben, den

GRADIENTENVERSTÄRKERN. Leistungsfähige

Gradientenverstärker müssen Ströme bis

zu 500 Ampere mit hoher Genauigkeit

und Stabilität in extrem kurzen Zeiten

schalten. Hierbei wirken starke

mechanische Kräfte auf die

Gradientenspulen (wie bei einem

Lautsprecher). Das ist der Grund für das

typische Klopfgeräusch während der

Messung. Durch geeignete Maßnahmen

werden diese Geräusche gedämpft.

Leistungsfähigkeit

Die Leistungsfähigkeit eines

Gradientensystems wird durch die

maximale Amplitude (maximale Leistung)

und minimale Anstiegszeit, in der sie

erreicht wird, charakterisiert. Aus beiden

Angaben lässt sich die ANSTIEGSRATE

berechnen. Diese Kennzahl wird auch als

SR (SLEW RATE) bezeichnet. Sie ermöglicht

einen schnellen Vergleich der

Leistungsfähigkeit von Gradienten-

systemen.

Das Gradientensystem

Der Hauptfeld-Magnet Das Hochfrequenz-System



System-Bauweisen

Haupt-Magnetfeld maximale Amplitude (in Millitesla/Meter)

Anstiegszeit(in Millisekunden)

Anstiegsrate, SR(in Tesla/Meter/Sekunde)

Hochfeld (1–2 T) 20–40 mT/m 0,4–0,2 ms 50–200 T/m/sUltra-Hochfeld (3 T) 40 mT/m 0,1 ms 200–400 T/m/s

MR-Systeme kann man durch ein Upgrade des

bestehenden Gradientensystems auf ein höheres

Leistungsniveau bringen. Die Gradientensystem-

Familie Maestro-Class von Siemens umfasst vier

austauschbare Spulensysteme:

� Ultra (SR: 50)

� Sprint (SR: 75)

� Quantum (SR: 125)

� Sonata (SR: 200)

Bei gestiegenen Ansprüchen an ein vorhandenes

MR-System ist der Upgrade des Gradientensystems

eine kostengünstige Lösung. Die teuerste

Komponente des Systems, den Hauptfeld-

Magneten, kann man weiterhin verwenden.

Gradientensystem-Familie


197

Das HF-System einer MR-Anlage besteht

aus

� den HF-Antennen (Spulen),

� dem HF-Sendeverstärker

(inkl. Pulserzeugung),

� dem HF-Empfangsverstärker.

Das Hochfrequenz-System

Die Kernspins des Körpergewebes werden durch gepulste magnetische

Hochfrequenz-Felder angeregt. Diese HF-Pulse werden gesendet, das von den

Spins abgegebene MR-Signal muss empfangen werden. Hierzu dient das

Hochfrequenz-System des Kernspintomographen.

Übersicht Die HF-Antennen (Spulen)

Die zur Resonanzanregung verwendeten

Sende- und Empfangsantennen nennt

man SPULEN oder auch Resonatoren. Die

Spulen können unterschiedlichste Größe

und Form besitzen.

Eine KÖRPERSPULE ist in das MR-System

fest integriert und übernimmt die

Funktion eines Ganzkörper-

Antennensystems. Die Körperspule

besitzt ein großes Messfeld.


Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung


System-Bauweisen

Bei einer Sendespule ist die Homogenität des

HF-Feldes im Anregungsvolumen ein wichtiges

Qualitätskriterium. Alle betroffenen Atomkerne

sollen die gleiche Anregung erfahren. Bei Hauptfeld-

Magneten mit axialer horizontaler Feldachse

erreicht man die Homogenität des HF-Feldes am

besten mit sattel- oder zylinderförmigen Spulen.

Signal und Rauschen

Eine HF-Empfangsspule empfängt nicht nur das

gewünschte MR-Signal, sondern auch ein

unvermeidbares RAUSCHEN. Ursache ist vor allem die

Brownsche Molekularbewegung innerhalb der

gemessenen Probe, sprich im Patienten. Der

Rauschanteil hängt vorwiegend von der

Spulengröße ab. Je größer eine Spule ist, um so

mehr Rauschen empfängt sie. Kleine lokale Spulen

haben daher prinzipiell ein besseres

Signal-zu-Rausch-Verhältnis, allerdings bei

entsprechend kleinerem Messfeld.

Homogenität des HF-Feldes

Je nach untersuchtem Körperbereich schließt man

zusätzliche SONDERSPULEN an und positioniert sie

lokal am Körper des Patienten. Die Form einer

Sonderspule ist auf das jeweilige Einsatzgebiet

abgestimmt.

Der FÜLLFAKTOR, das Verhältnis zwischen dem

empfindlichen Volumen der Spule und dem vom

Patienten ausgefüllten Teil, soll möglichst groß sein.

Der Wirkungsgrad einer Spule wird dadurch erhöht.

Sonderspulen


199

Zur Untersuchung größerer Messbereiche

verwendet man Arrayspulen. Sie vereinen ein hohes

Signal-zu-Rausch-Verhältnis mit den Messfeldern

großer Spulen. Arrayspulen besitzen hierzu mehrere

unabhängige kleinere Spulenelemente, die sich

entsprechend der Untersuchungsanordnung

kombinieren lassen.

Siemens hat dieses System zum Integrated

Panoramic Array (IPA) weiterentwickelt. Mit IPA

können je nach System bis zu 16 unabhängige

CP-Spulenelemente gleichzeitig geschaltet werden.

Hierdurch lassen sich verschiedene Körperregionen

(z.B. Kopf, Hals und Wirbelsäule) ohne aufwendigen

Spulenwechsel in einer einzigen Messung

untersuchen. Die Untersuchungsdauer je Patient

wird deutlich gesenkt.

HF-Wellen sind in der Regel POLARISIERT,

d.h. sie schwingen in einer Ebene.

Je nach Art der Polarisation spricht man

von

� LP-Spulen (Linearly Polarized) oder

� CP-Spulen (Circularly Polarized)

Eine CP-Spule erreicht ein besseres

Signal-zu-Rausch-Verhältnis als eine

LP-Spule.

LP- und CP-Spulen Arrayspulen, Integrated Panoramic Array (IPA)


Der Hauptfeld-Magnet Das Gradientensystem Das Computersystem Dokumentation und Datensicherung


System-Bauweisen

Die Anforderungen an den HF-Sender sind

hoch: Er muss während des gesamten

Messvorgangs Sequenzen von HF-Pulsen

wechselnder Mittenfrequenz und

Bandbreite präzise senden. Die

Verstärkung erfolgt deshalb in zwei

Stufen:

� der Vorverstärker erzeugt die Signale,

� der Sendeverstärker bringt die Signale

auf ihre erforderliche Stärke.

Der HF-Sendeverstärker Der HF-Empfangsverstärker

Nach dem Empfang wird das sehr

schwache MR-Signal in einem sehr

rauscharmen Verstärker verstärkt, bevor

es digitalisiert und weiterverarbeitet wird.

Das Signal ist um so besser, je stärker und

klarer es von der Spule empfangen wird.

Die Signalstärke hängt unter anderem

vom angeregten Volumen in der

Empfangsspule und vom Abstand zum

Messobjekt ab.


201

Bevor das verstärkte MR-Signal zur

Bildberechnung weiterverarbeitet werden

kann, muss es digitalisiert werden. Ein

ANALOG-DIGITAL-WANDLER rechnet das

analoge Signal in digitale Einzelwerte mit

sehr feinen Abstufungen um: Es wird zu

festen Zeitpunkten im Abstand von

weniger als Mikrosekunden abgetastet.

Erst mit diesen digitalisierten Messwerten

kann das Computersystem arbeiten.

Die Rekonstruktion eines MR-Bildes mit

Hilfe der 2-dimensionalen Fourier-

Transformation ist ein sehr rechen-

intensiver Prozess. Pro Sekunde kann ein

moderner Bildrechner ca. 100 Bilder mit

einer Matrix von 256 × 256 Bildpunkten

rekonstruieren.

Das Computersystem

Um die Leistungsfähigkeit des Prozessors

voll auszuschöpfen, müssen die anderen

Komponenten des Bildrechners

entsprechend dimensioniert sein. Der

Hauptspeicher (RAM) liegt deshalb im

Gigabyte-Bereich und die Rohdaten für die

Bilder werden auf schnellen Festplatten

mit einer hohen Gesamtkapazität

abgelegt.

Das Computersystem wurde früher in einem eigenen Raum untergebracht.

Heute sind die Einzelteile so kompakt, dass sie meist innerhalb des Bedienraums

in Containern unter dem Tisch Platz finden.

Der Bildrechner

Das Computersystem




System-Bauweisen

Der Steuerrechner kontrolliert und überwacht

das gesamte System (Dateneingabe, Messablauf,

Bilddarstellung).

Der Steuerrechner ist ein leistungsfähiger

Mehrzweckcomputer. Um die unterschiedlichen,

oft auch parallelen Aufgaben rasch abarbeiten zu

können, besitzt er mehrere Prozessoren der

neuesten Generation. Der Steuerrechner bestimmt

letztendlich die Schnelligkeit, mit der das System auf

Benutzerkommandos und Dateneingaben reagiert.

Ein leistungsfähiger Steuerrechner erlaubt die

gleichzeitige Bearbeitung mehrerer Aufgaben

(Multi-Tasking). So kann der Anwender

beispielsweise während einer laufenden Messung

bereits die ersten Ergebnisse am Bildschirm

beurteilen und bearbeiten.

Der Steuerrechner


203

Für das gesamte System benötigt man eine

leistungsfähige Steuer- und Auswertungssoftware.

Sie ist die Schnittstelle zwischen MR-System und

Benutzer. Die Software ist modular aufgebaut und

enthält:

� die Patientenverwaltung,

� die Organisation und Steuerung des Messsystems,

� die Messdatenerfassung und -verarbeitung,

� die Darstellung von Bilddaten,

� die Bildnachverarbeitung,

� die Dokumentation und Sicherung von Bilddaten.

Ergonomische Benutzeroberflächen und einfache

Bedienbarkeit sorgen für eine hohe Benutzer-

freundlichkeit.

Die Steuersoftware übernimmt die Organisation und

Steuerung des Messsystems. Dies umfasst neben

automatischen Funktionen wie dem 3D-Shim auch

integrierte Messprogramme. Sie bieten dem

Benutzer die Möglichkeit, mitgelieferte

Messprotokolle aufzurufen, die optimal auf die

geplante Untersuchung abgestimmt sind. Sie

können auch modifiziert und für den weiteren

Gebrauch abgespeichert werden.

Die Steuer- und Auswertungssoftware

Die Auswertungssoftware bietet dem Benutzer die Möglichkeit,

bereits während der Untersuchung die gewonnenen Bilder zu

bearbeiten und auszuwerten. Abgespeicherte Bilder kann man zu

jedem beliebigen Zeitpunkt wieder aufrufen und nachbearbeiten.

Das Computersystem




System-Bauweisen

Die Möglichkeiten der Bildbearbeitung umfassen

� Fensterung: Wahl der Bildfensterweite und -lage,

automatische Kontrastoptimierung, etc.

� Automatischer Kinoablauf: Bilder können so rasch

durchblättert werden, dass ein filmischer Ablauf

entsteht.

� Statistische Auswertung: Flächenbestimmungen,

Abstands- und Winkelmessung, etc.

� 2D-Nachverarbeitung: Spiegelung,

Bildbeschriftung, Bildvergrößerung und

-verschiebung, etc.

� 3D-Nachverarbeitung: Ansichten in jeder

Richtung, 3D-Darstellung von Oberflächen, etc.

� Dynamische Auswertung: Addition von Bildern,

Auswertung von Kontrastmittelstudien,

Berechnung von T1/T2-Bildern u.a.

Anwender können neue Auswertungsmöglichkeiten

durch Aktualisierung der Software nutzen oder

optional zusätzlich erwerben.


205

Die moderne Auswertungssoftware bietet

zahlreiche Möglichkeiten für spezielle

Auswertungen.

� MPR (Multiplanare Rekonstruktion)

� MIP

� MR-Spektroskopie incl. Metabolitenbilder und

spektrale Übersichtskarten

� Auswertung von Zeitabhängigkeiten

(MTT = Mean Transit Time, Mean Curve)

� SSD (Surface Shaded Display)

� 3D-VRT (Volume Rendering Technique)

� Bildfusion

� Vessel View

� BOLD-Auswertung

� Neuro-Perfusionsauswertung (TTP, relMTT u.a.)

� Bildfilter

� Argus: Auswertung der Herzfunktionen,

Flussquantifizierung, Auswertung von

Zeitabhängigkeiten

SpezialauswertungenIntegriertes Postprocessing (Inline)

Die Inline-Technologie bietet Echtzeitverarbeitung

während der Bildrekonstruktion.

� Bildsubtraktion

� MIP (Minimum Intensity Projection)

� Standardabweichung

� Originalbilder speichern

� Diffusionsbildgebung, Berechnung von:

Trace-gewichteten Bildern, ADC Maps (Apparent

Diffusion Coefficient), Global Bolus Plot (GBP),

Time-to-Peak (TTP), relatives cerebrales

Blutvolumen (relCBV)

� BOLD-Bildgebung (Blood Oxygen Level

Dependent): Z-Score (t-Test)-Berechnung,

Räumlicher Filter, ART (Advanced Retrospective

Technique) für vollautomatische retrospektive

Bewegungskorrektur

Das Computersystem




System-Bauweisen


207

Der Auswertungsrechner besitzt für die

Speicherung der Bilddaten eine separate

Festplatte. Sie dient zur Zwischen-

speicherung der Bilder während der

Bearbeitung. Die in den letzten Jahren

gestiegene Kapazität der Festplatten

ermöglicht heute eine Speicherung von

ca. 100 000 Bildern mit einer Matrix von

256 × 256 Bildpunkten. Dadurch können

Bilder für die Nachbearbeitung auch

mehrere Tage dort belassen werden, es

steht weiterhin genügend Speicherplatz

für neue Untersuchungen zur Verfügung.

Trotzdem sollte die Festplatte des

Auswertungsrechners nur für die

Kurzzeitspeicherung verwendet werden.


Für die Langzeitspeicherung werden die Bilddaten archiviert.

Hierzu werden sie auf CD und künftig auf DVD gebrannt. Auf

eine CD passen bis zu 4 000 Bilder mit einer Matrix von

256 × 256 Bildpunkten, eine DVD fasst bis zu 52 000 Bilder

gleicher Matrix.

Eine Jukebox ermöglicht eine einfache Verwaltung der auf CD

oder DVD archivierten Bilder. Dieses externe System ist an das

Computersystem angebunden und umfasst sowohl

Aufbewahrungs- wie Abspielsystem. Auch das Brennen der

CDs erfolgt innerhalb der Jukebox. Das Fassungsvermögen

beträgt bis zu 150 CDs oder 255 DVDs. Eine solch große

Datenmenge erfordert eine automatische Registrierung und

Indizierung. Ein Softwaremodul übernimmt diese Funktion

und ermöglicht dem Anwender ein schnelles Auffinden der

gespeicherten Bilddaten.

Die Fortschritte in der digitalen Technik ermöglichen eine schnelle und

umfangreiche Speicherung von Daten. Die MR-Bildgebung mit ihrer

datenintensiven Bildbearbeitung und -archivierung profitiert im hohen Maße von

dieser Entwicklung.

Die Festplatte Das Archivsystem



Das ComputersystemDie System-Komponenten

System-Bauweisen

Je nach Einzelfall kann es notwendig werden,

Bilddaten auf externe Medien auszugeben.

Als digitale Träger kann man Einzel-CDs bespielen.

Durch die zunehmende Vernetzung über das

Internet und medizinische Netzwerke wird dies

jedoch immer seltener notwendig.

Da nicht immer ein Computersystem zur Verfügung

steht, um die digitalen Bildträger auszuwerten,

können die gewonnenen MR-Bilder auch auf

analoge Medien ausgegeben werden:

� Röntgenfilm: Eine an das System angeschlossene

Laserkamera belichtet die Bilder mit hoher

Auflösung auf Röntgenfilm.

� Papier: Mit einem Laserdrucker werden

Papierausdrucke hergestellt. Sie haben eine

geringere Auflösung als Röntgenfilme und sind

deshalb für Auswertungen weniger geeignet.

Externe Medien

DICOM (Digital Imaging and Communication in

Medicine) ist ein Standard für den elektronischen

Datenaustausch von medizinischen Bildern. Dieser

Standard ermöglicht die Kommunikation zwischen

Geräten verschiedener Hersteller.

DICOM

2097

Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten)

Hochfrequenzfelder

Nach heutigen Wissen stellen

MR-Untersuchungen bei bestimmungsgemäßer

Anwendung keine Gefährdung des Patienten

dar. Die Untersuchungen sind ohne Risiko

wiederholbar.

Dennoch sind einige Bedingungen zu

berücksichtigen, um eine Beeinträchtigung

von Menschen und Geräten zu vermeiden.

Als Gefährdungsbereiche können wir

unterscheiden: Das statische Magnetfeld,

die zeitlich veränderlichen Magnetfelder

(Gradientenfelder) und das angewandte

Hochfrequenzfeld.

Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen

7 Umwelteinflüsse und biologische Wirkungen

211

Statische Magnetfelder

Das starke statische Magnetfeld eines Kernspintomographen dient dazu, die

Kernspins des zu untersuchenden Gewebes auszurichten. Das starke Feld

beeinflusst nicht nur das Gewebe, sondern jegliches magnetisierbares Material,

das in Magnetnähe gebracht wird.

Nach bisherigem Erkenntnisstand sind

Untersuchungen bei statischen Magnetfeldern

bis 4 T ohne Langzeitwirkung.

Im Magnetfeld wird die Verteilung der beim EKG

abgeleiteten Oberflächenströme verändert

(Magnetohydrodynamischer Effekt). Dies hat

keine Auswirkung auf die Herzfunktion, sondern

lediglich auf das beobachtete EKG-Signal.

Seit Einführung der MR-Tomographie

wurden eine Reihe von Untersuchungen

zur biologischen Wirksamkeit des

statischen Magnetfeldes durchgeführt.

Genannte Wirkungen sind z.B.

Schwindelgefühle, Übelkeit und

metallischer Geschmack. Die meisten

dieser Effekte treten erst bei Feldstärken

oberhalb von 3 Tesla auf. Sie sind

Kurzzeiteffekte, d.h. sie treten

ausschließlich im Magnetfeld oder kurz

nach Verlassen des Feldes auf. Biologische

Langzeitbeeinflussungen wurden bis

heute nicht beobachtet.

Biologische Wirkungen


Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten)

Hochfrequenzfelder

Magnetisierbare Materialien wie z.B. Eisen werden

vom Feld des MR-Magneten angezogen. Dies ist eine

potenzielle Gefährdung des Patienten oder des

Bedienpersonals. Die auftretenden Kräfte können

erheblich sein, auch größere Eisenmassen werden

angezogen und zum Magneten hin beschleunigt.

Die Kraftwirkung ist proportional zur Masse.

Mögliche Metallteile im Patienten bilden ebenfalls

Gefährdungspotenzial. Metallsplitter, Clips,

Schrauben oder Injektionsnadeln können durch

magnetische Kräfte im Körper bewegt werden.

Besonders kritisch sind elektrische Implantate wie

Herzschrittmacher, aber auch Hörgeräte.

Die Sicherheitsgrenze für Herzschrittmacher ist in

nationalen und internationalen Empfehlungen und

Normen auf eine Feldstärke von 0,5 mT festgelegt.

Magnetische Einflüsse auf Geräte und Materialien

Hörgeräte können im starken Magnetfeld

funktionell beeinträchtigt werden.

In jedem Fall ist der Patient vor der

MR-Untersuchung zu befragen. Im Zweifelsfall

soll man auf andere Verfahren ausweichen.

Die Funktionsfähigkeit von mechanischen

Geräten und elektrischen Komponenten ist in

Magnetnähe nicht gesichert. Wegen der

magnetischen Streufelder kann die Funktion von

Uhren, Beatmungsgeräten und Überwachungs-

geräten, Infusionspumpen und anderen Geräten

gestört werden. Dies gilt auch für Computer und

magnetische Datenträger. Die Codierung von

Scheckkarten kann in Magnetnähe gelöscht

werden.


213

Die heute verwendeten Magnete von

MR-Ganzkörper-Tomographen haben

typische Feldstärken von bis zu 1,5 Tesla,

in einigen Fällen mehr als 7 Tesla. Die

MR-Magnete erzeugen nicht nur das

gewünschte Sollfeld im Untersuchungs-

bereich, sondern auch ein STREUFELD

außerhalb des Magneten. Die Stärke des

Streufeldes und dessen räumliche

Verteilung hängt von der Bauart des

Magneten, seiner Größe und der

Grundfeldstärke ab.

Wirkung des Streufelds



Hochfrequenzfelder

Ein Vorteil der Permanentmagnete ist das geringe

Streufeld, da das System in der Regel mit einer

Flussrückführung betrieben wird und weitgehend

selbstabschirmend ist.

Bei supraleitenden Magneten wird das Streufeld

durch zusätzliche Maßnahmen abgeschirmt, um die

äußere Sicherheitszone zu begrenzen.

Heute verwendet man vornehmlich die AKTIVE

ABSCHIRMUNG: Auf den felderzeugenden Spulen sind

gegensinnig weitere supraleitende Spulen

aufgewickelt, die das Streufeld weitgehend

kompensieren.

Die Abschirmung des Streufelds


215


Ab bestimmten Schwellwerten für

Anstiegszeit und Amplitude der

Gradientenfelder können die induzierten

Spannungen so groß werden, dass an

Nervenbahnen elektrische Reize

ausgelöst werden (periphere

Nervenstimulation), wodurch die

versorgten Muskelfasern unwillkürlich

kontrahieren. Dies ist nicht gesundheits-

gefährdend, jedoch für den Patienten

mitunter unangenehm.

Neben dem statischen Magnetfeld werden bei MR-Untersuchungen zeitlich

veränderliche Gradientenfelder eingesetzt. Diese erzeugen in leitenden

Materialien, also auch im menschlichen Körper, elektrische Spannungen und

Ströme (Induktionsgesetz). Diese Ströme sind sehr klein und stellen in der Regel

keine Gefährdung, z.B. für das Herz, dar.

Physiologische Stimulation

Im Sicherheitsstandard für MR-Geräte IEC EN

60601-2-33 werden maximale Feldänderungen

in Abhängigkeit von der Schaltdauer definiert.

Sie liegen in der Größenordnung von 40 T/s bei

schnellen Sequenzen (bei einer Schaltdauer von

beispielsweise 400 µs).

Mit den heute üblichen Bildgebungsmethoden

werden diese Schwellwerte normalerweise nicht

überschritten. Lediglich bei den extrem

schnellen Gradientenschaltungen mit EPI kann

der Stimulationseffekt auftreten. Zur Sicherheit

werden die Gradientenpulse begrenzt.


Statische Magnetfelder Hochfrequenzfelder

Das schnelle Schalten der

Gradientenfelder erzeugt Lärm im

MR-Gerät. Je nach Anlagentyp und Art

der Messung sind Maßnahmen zum

Gehörschutz zu treffen.

Herzschrittmacher sind auch hinsichtlich

der Gradientenfelder als kritisch zu

betrachten. Die schnell geschalteten

Gradientenpulse können die Steuerung

und Programmierung von Schrittmachern

negativ beeinflussen.

LärmHerzschrittmacher


217

Hochfrequenzfelder

Hochfrequente elektromagnetische

Wellen erzeugen in elektrisch leitfähigen

Geweben elektrische Ströme und regen

Moleküle im Gewebe zu Schwingungen

an, was zu Gewebeerwärmungen führt.

Die Temperaturerhöhung ist im

allgemeinen geringer als 1 °C.

Die SPEZIFISCHE ABSORPTIONSRATE (SAR) ist

die pro Zeiteinheit und Kilogramm

Körpergewicht absorbierte HF-Leistung.

Zur Sicherheit wird geräteseitig die in den

Körper eingestrahlte HF-Leistung über-

wacht und die mögliche SAR begrenzt. Die

IEC-Grenzwerte betragen 4 W/kg

(Ganzkörper) und 8 W/kg (Teilkörper).

Die bei der Magnetresonanz verwendeten elektromagnetischen

Hochfrequenzfelder liegen im Frequenzbereich von Radiowellen.

Es sind drei Sicherheitsaspekte zu beachten: Gewebeerwärmung, Störung

anderer Geräte und Störungen von außen.

Gewebeerwärmung

Im Bereich von HF-Spulen können im

Resonanzfall Feldüberhöhungen auftreten, was

durch entsprechende, geräteseitige

Entkopplungsmaßnahmen abgefangen werden

muss. Besondere Vorsicht ist bei

Untersuchungen im Bereich der Augen

anzuwenden.

In nahe beim Patienten geführten Kabeln (z.B.

EKG-Kabel) oder in metallischen Implantaten

kann das Hochfrequenzfeld ebenfalls

Wechselströme induzieren, die zu lokalen

Erwärmungen führen können.

Gerätespezifische Hinweise soll man daher

immer beachten.

Hochfrequenzfelder

Statische Magnetfelder Zeitlich veränderliche Magnetfelder (Gradienten)

Das von den Sendespulen abgestrahlte

HF-Feld kann auch in Fremdgeräte

einkoppeln und zu Störungen führen.

Umgekehrt können externe Störungen

(z.B. durch Rundfunksender, Mobil-

telefone, elektronische Steuerungen,

Elektromotoren) Störsignale in das

MR-System einstrahlen und die

Bildqualität verschlechtern.

Für einen entsprechenden Schutz in

beiden Richtungen werden

MR-Tomographen in HF-dichten Kabinen

aus leitenden Materialien installiert

(FARADAY’SCHE KÄFIGE).

Interferenzen mit anderen Geräten

Index

219

A

Abschirmung

Aktiv 214

Abtastrate 174

Abwärts-Spin 34

Addition

Vektoren 25

Aktive Abschirmung 214

Aktiver Shim 194

Analog-Digital-Wandler 201

Anstiegsrate 195

Array 170

Arrayspulen 199

Auflösung 109, 174

Aufwärts-Spin 34

Auslesegradient

siehe auch

Frequenzkodiergradient 124

Äußere Rohdaten 119

Auswertungssoftware 203

B

Bandbreite 106

Bildmatrix 109

Bildrechner 201

C

Chemische Verschiebung 157

Computersystem 187, 201

D

Datensicherung 188, 207

Dephasierung 78, 95

DICOM 208

Diffusionssequenzen (EPI) 167

Dokumentation 188, 207

Doppelecho-Sequenz 139

E

Echozeit TE 89

Echozug 161

Effektive Echozeit TEeff 161, 165

Einzelschuss-Verfahren 165

Ensemble 29

EPI (Echoplanar Imaging)

Diffusionssequenzen 167

FID-Sequenzen 167

Spinecho-Sequenzen 167

EPI-Faktor 165

Ernst-Winkel 150

Exponentieller Verlauf 67

Index

F

Faraday’sche Käfige 218

Feldgradient 94

Feldlinien 32

Feldstärke 32

FID 60

FISP 153

FLASH 151

Flipwinkel 52

Fourier-Transformation 113, 118

FoV 174

Freier Induktionsabfall 60

Frequenz 40

Bandbreite 106

Frequenzbereich 155

Frequenzkodiergradient GF 111

Frequenzkodierung 111

Füllfaktor 198

G

Ganzkörper-Systeme 183

Gewichtung 131

GF (Frequenzkodiergradient) 111

Gitter 34

GP (Phasenkodiergradient) 115, 123

Gradient 94, 101

Gradientenecho 95

Gradientenspulen 102

Gradientensystem 195

Gradientenverstärker 195

GRAPPA 178

Grundzustand

Kernspin 43

GS (Schichtselektionsgradient) 105, 122

H

Hertz 40

Herzschrittmacher 216

HF-Puls 48

180° 52

90° 52

HF-System 197

Homogenes Magnetfeld 32

I

Inhomogenes Magnetfeld 85

Integrated Panoramic Array

(IPA) 199

Integrierte Parallele

Akquistionstechniken 172

Interaktiver Shim 194

Inversion-Recovery-Sequenz 141

Index

221

Inversionszeit TI 141

IPA

(Integrated Panoramic Array) 199

iPAT 172

K

Kernspin 27

Kernteilchen 27

Kippwinkel 52

Komponenten

Vektoren 26

Kontrast 131

Koordinatensystem 26

xy-Ebene 42

z-Achse 42

Körperspule 197

k-Raum 116

Segmentiert 162

L

Ladung

Proton 24

Längsmagnetisierung Mz 59

Längsrelaxation 71

Larmorfrequenz 39

M

Magnetfeld 32

Homogen 32

Inhomogen 85

Statisch 32

Magnetische Feldlinien 32

Magnetische Feldstärke 32

Magnetischer Feldgradient 94

Magnetisches Moment 24

Magnetisierung 33

Magnetröhre 183

Magnetsystem 187

Matrixgrösse 110

Mehrschichtsequenz 125

Messfeld 174

Mittlere Rohdaten 119

MR-Signal 60

mSENSE 175

Multiecho-Sequenz 90, 139

Mxy (Quermagnetisierung) 59

Mz (Längsmagnetisierung) 59

N

Neutron 24

O

Oblique Schichten 107

Offresonanz 168

Ortsfrequenz 117

Oversampling 176

P

Partitionen 126

parts per million 35

Passiver Shim 194

PAT-Faktor 170

Pauli-Ausschließungsprinzip 28

Peak 156

Permanentmagnet 190

Pfeil

Vektordarstellung 25

Phase 44

Phasenkodiergradient GP 115, 123

Phasenkodierschritte 116

Phasenkodierung 115

Physiologische Stimulation 215

Pixel 109

Polarisierung 199

Präparationspuls 141

Präzession 37

Proton 21

Ladung 24

Protonendichte 35, 133

Protonendichte-Kontrast 134

Q

Quermagnetisierung Mxy 59

Querrelaxation 78

R

Rauschen 198

Relaxation 65, 69

Repetitionszeit TR

siehe auch Wiederholzeit 132

Rephasierung 95

Resonanz 50

Rohdaten 109

Äußere 119

Mittlere 119

Rohdatenmatrix 116

S

SAR

(Spezifische Absorptionsrate) 217

Schicht 106

Index

223

Schichtdicke 105

Schichten

Schräg 107

Schichtposition 105

Schichtselektionsgradient GS 105, 122

Schräge Schichten 107

Segmentierter k-Raum 162

SENSE 173

Sensitivitätsprofil 175

Shim

Aktiv 194

Interaktiv 194

Passiv 194

3D 194

Shim-Spulen 194

Single-Shot 165

Sinuskurve 40

Slab 126

Slew Rate 195

SMASH 177

Sonderspulen 198

Spektrallinie 156

Spektrum 114, 155

Spezifische Absorptionsrate

(SAR) 217

Spin 21

Spinecho 89

Spinensemble 29

Spin-Gitter-Relaxation 73

Spinmagnet 23

Spinpräzession 38

Spins

Dephasierung 78, 95

Rephasierung 95

Spin-Spin-Kopplung 158

Spin-Spin-Relaxation 81

Spulen 197

Polarisierung 199

SR (Slew Rate) 195

Statisches Magnetfeld 32

Steady State 150

Steuerrechner 202

Steuersoftware 203

Streufeld 213

Supraleitender Magnet 191

T

TE (Echozeit) 89

TEeff (effektive Echozeit) 161, 165

TI (Inversionszeit) 141

TR (Wiederholzeit) 121

True Inversion-Recovery 146

Turbofaktor 161

T1 (Längsrelaxation) 71

T1-Bild 139

T1-gewichtetes Bild 137

T1-Kontrast 138

T2 (Querrelaxation) 78

T2-Bild 139

T2-gewichtetes Bild 135

T2-Kontrast 136

U

Überfaltungen 176

Überschuss-Spins 33

Ultra-Hochfeld-Magnet 193

V

Vektoren 25

Addition 25

Darstellung 25

Komponenten 26

Voxel 29, 109

W

Wiederholzeit TR 121

X

xy-Ebene


Z

z-Achse


Zeitbereich 155

Zeitkonstante 69

Nummerisch

180°-Puls 52

2-dimensionale

Fourier-Transformation 118

3D-Bildgebung 126

3D-Block 126

3D-Shim 194

90°-Puls 52

Text und Redaktion:

Alexander Hendrix

Visuelles Design:

Jacqueline Krempe

Bestellnr.: A91100-M2200-M705-1Printed in GermanyCCA: XXX

Siemens AG Medical Solutions

Magnetresonanztomographie

Henkestr. 127, D-91052 Erlangen

Deutschland

Telefon: ++49 9131 84-0

Internet: SiemensMedical.com

Documents

Magnete, Spins und Resonanzen - Fraunhofer MEVIS · MR-Highlights 3 Morphologie im Detail – von Kopf bis Fuß MR ist eine nichtinvasive Bildgebungstechnik. Primärer Anwendungsbereich