MR-Glossar - Siemens Healthcare

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Abschirmung

Abschneidungsartefakt

Abstimmung

–> Aktive Abschirmung

–> HF-Abschirmung

–> Magnetische Abschirmung

–> Passive Abschirmung

Bildqualität. In MR-Bildern erscheinen häufig

periodische Oszillationen parallel zu Gewebeübergängen.

Der Artefakt zeigt Bänder mit

abwechselnd hoher und niedriger Signalintensität.

Alle abrupten Übergänge im Gewebe sind

diesem Effekt unterworfen.

Der Artefakt entsteht durch die punktweise

Abtastung des analogen Signals. Theoretisch

müsste man unendlich viele Punkte abtasten, in

der Praxis ist die Zahl natürlich endlich: die Daten

werden abgeschnitten (truncated).

MR-Messtechnik. Einstellung von Komponenten

vor der Messung, meist automatisch.

–> Empfängerabstimmung

–> Frequenzabstimmung

–> Senderabstimmung


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Adaptive Combine

ADC-Bild

Akquisition

Akquisitionsfenster

Messparameter. Algorithmus zur Kanalkombination

der MR-Signale mehrerer Empfangsspulen.

Adaptive Combine liefert für die meisten

Messprotokolle die besseren Messergebnisse.

Diffusionsgewichtete Bildgebung. ADC-Bilder

lassen sich aus diffusionsgewichteten Bildern mit

mindestens 2 b-Werten berechnen. Der Kontrast

entspricht dem räumlich verteilten Diffusionskoeffizienten

des aufgenommenen Gewebes

und enthält keinerlei T1- oder T2*-Anteile.

MR-Messtechnik. Die Datenerfassung bei der

MR-Bildgebung. Um das Signal-zu-Rausch-Verhältnis

im Bild zu verbessern, kann man zur

Aufnahme einer Schicht mehrere Akquisitionen

durchführen. Diese werden bei der Bildrekonstruktion

ausgemittelt (Mittelung).

MR-Messtechnik. Der Zeitraum in einer Pulssequenz,

in dem das MR-Signal aufgenommen

wird.


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Akquisitionsmatrix

Akquisitionszeit (TA)

Aktive Abschirmung

Aktiver Shim

Aliasing-Artefakt

Analog-Digital-

Wandler (ADC)

–> Rohdatenmatrix

MR-Messtechnik. Die Messzeit für einen gesamten

Datensatz.

Magnetfeld: Bei starken Magneten muss das

Streufeld aktiv abgeschirmt werden, um die

Ausdehnung der äußeren Sicherheitszone zu

begrenzen. Hierzu sind gegensinnig zu den

primären felderzeugenden Spulen sekundäre

kompensierende Spulen am Magneten angebracht.

Gradienten: Gradientensystem mit gegenläufigen

Spulen zur Reduzierung von Wirbelströmen.

Qualitätssicherung. Shim durch Justage der

Ströme in Shimspulen.

–> Überfaltungsartefakt

MR-Komponenten. Teil des Computersystems,

welcher das analoge MR-Signal in ein digitales

Signal umwandelt.

TA:

Time to Acquisition

ADC:

Analog Digital Converter


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Anregungspuls

Anstiegsgeschwindigkeit

Anstiegszeit

Anzahl der Partitionen

Arbeitsbild

Array-Prozessor

MR-Messtechnik. Das Gleichgewicht der Spins

im Magnetfeld wird durch einen kurzzeitigen

Hochfrequenz-Puls gestört. Je stärker die Energie

des anregenden HF-Pulses ist, desto weiter wird

die gesamte Magnetisierung ausgelenkt. Die

Endauslenkung der Magnetisierung nach Ende

des HF-Pulses nennt man den Flipwinkel.

–> Slew Rate

MR-Messtechnik. Die Zeitdauer für den Anstieg

eines Gradientenfeldes von 0 auf den Maximalwert.

–> Partitionen

–> Basisbild

MR-Komponenten. Ein Array-Prozessor besteht

aus mehreren Rechen- und Speichereinheiten,

die sowohl hintereinander als auch parallel

Rise time


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geschaltetet sind und simultan eine Rechenaufgabe

durchführen. Herzstück des Bildrechners.

Arrayspule

ART

Artefakt

MR-Komponenten. Eine Arrayspule vereinigt die

Vorteile kleiner Spulen (hohes Signal-zu-Rausch-

Verhältnis) mit denen großer Spulen (großes

Bildfeld, FoV). Sie besitzt hierzu mehrere unabhängige

Spulenelemente, die sich entsprechend

der Untersuchungsanforderung kombinieren

lassen.

–> Integriertes Panorama Array (IPA)

Bildrekonstruktion. Dreidimensionale Technik

zur vollautomatischen Bewegungskorrektur. Zur

Minimierung von Bewegungsfehlern werden die

3D-Datensätze so verschoben, gedreht und interpoliert,

dass sie weitgehend mit einem Referenzdatensatz

übereinstimmen.

Bildqualität. Signalintensitäten im MR-Bild, die

nicht mit der räumlichen Verteilung der Gewebe

in der Bildebene korrespondieren. Sie gehen

ART:

Advanced Retrospective

Technique


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hauptsächlich auf physiologische und systembedingte

Einflüsse zurück.

–> Bewegungsartefakt

–> Flussartefakt

–> Überfaltungsartefakt

–> Verzerrungsartefakt

Arterial Spin Labeling

(ASL)

Perfusionsbildgebung. Arterial Spin Labeling

nutzt das Wasser im arteriellen Blut als endogenes

Kontrastmittel, indem ein bestimmter Gefäßabschnitt

mittels eines HF-Pulses markiert wird.

Durch Subtraktion von Aufnahmen mit und ohne

Markierung lassen sich Aussagen über den relativen

Blutfluss machen. Damit erlaubt diese Technik

Einsicht in Perfusion und funktionelle Physiologie

des Gehirns. ASL eignet sich für die

Beurteilung von Tumoren, degenerativen Krankheiten

und Epilepsien, aber auch in der neurowissenschaftlichen

Forschung, z.B. zur Untersuchung

funktioneller Änderungen des Blutflusses

im Gehirn.

ASL:

Arterial Spin Labeling


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Atemanhaltetechnik

Atemgating

Atemtriggerung

Auflösung

MR-Messtechnik. Zur Vermeidung von Atemartefakten

hält der Patient während der gesamten

Messung den Atem an. Anwendung im Abdomen,

im Herzen. Weniger geeignet bei unkooperativen

Patienten, Kleinkindern, anästhesierten

Patienten.

Herzbildgebung. Synchronisation der Messung

mit dem Atem des Patienten. Die Zwerchfellbewegung

wird hierzu mit Navigatorechos detektiert.

Physiologisch gesteuerte Bildgebung. Technik

zur Reduzierung von Atemartefakten. Die Datenakquisition

wird mit der Atembewegung synchronisiert.

Als Triggersignal wird ein Atemsignal

verwendet, das mit geeigneten Sensoren oder

MR-Verfahren (Navigatorecho) erfasst wird.

–> Bildauflösung


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Auslesebandbreite

Ausleserichtung

Auswascheffekt

AutoAlign Head LS

Messparameter. Die Empfangsbandbreite einer

Pulssequenz in Ausleserichtung.

MR-Messtechnik. Die Richtung, in der das

MR-Signal ausgelesen wird. Sie entspricht der

Richtung der Frequenzkodierung.

Bildqualität. Der Auswascheffekt kann bei

schnellem Fluss senkrecht zur Bildebene erscheinen.

Er kommt bei der Spinecho-Bildgebung und

ähnlichen Verfahren vor. Durch einen 90°-Puls

wird ein Bolus innerhalb der zu messenden

Schicht angeregt. Wenn das Blut innerhalb der

halben Echozeit aus der Schicht herausfließt,

wird durch den folgenden 180°-Puls gar nicht

oder nur teilweise das angeregte Blutvolumen

selektiert. Es entsteht somit kein oder nur ein

geringeres Signal.

Schichtpositionierung. Automatische Ausrichtung

der Schichtposition, anwendbar bei Kopfuntersuchungen.

Unabhängig von der Positionierung

des Patienten führt das MR-System

Read-out


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automatisch eine reproduzierbare Schichtpositionierung

durch und vereinfacht und beschleunigt

so die Untersuchungsplanung. Verwendet knöcherne

Strukturen als anatomische Orientierungspunkte.

AutoAlign Spine

Auto-Kalibrierung

Schichtpositionierung. Automatische Positionierung

und doppelt-schräge Orientierung von

transversalen Schichtgruppen bei Wirbelsäulenuntersuchungen

anhand der anatomischen

Gegebenheiten der Bandscheibe. Ermöglicht einfachere

und schnellere Untersuchungen mit

einer besseren und standardisierten Bildqualität.

MR-Messtechnik. Zur Anwendung der Parallelen

Akquisitions-Techniken (PAT) werden die

Spulenprofile, deren Kenntnis für die Rekonstruktion

notwendig ist, aus einer Kalibrierungsmessung

gewonnen.

Die Auto-Kalibrierung ist in die Messung integriert,

schneller (ca. 1 Sekunde) und genauer als

eine separate Kalibrierung. Sie wird mit der zur

Messung identischen Sequenzcharakteristik und


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für die momentane Lage des Patienten durchgeführt

(auch nach einer möglichen Bewegung).

Axial

–> Orthogonale Schichten


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Bandbreite

Basisbild

Basislinie

Baseline

Basislinienkorrektur

Messparameter. Von einem Hochfrequenzsystem

erfasstes Frequenzspektrum (minimale bis

maximale verarbeitete Frequenz) einer Pulssequenz.

–> Auslesebandbreite

–> Sendebandbreite

Messung. Ausgewähltes Bild als Vorlage für die

Schichtpositionierung. Übersichtsbild, Localizer,

Scout.

Nachverarbeitung. Gemessenes Bild für eine

Bildnachberechnung, beispielweise MIP oder

MPR.

BOLD-Bildgebung: Ruhebild im Gegensatz zur

Aktivierung, siehe auch Paradigma.

MR-Spektroskopie: Hintergrundsignal, auf dem

sich die Peaks abheben.

MR-Spektroskopie. Nachverarbeitung des Spektrums

zur Unterdrückung von Abweichungen der

Basislinie von der Null-Linie.


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BEAT

Betragsbild

Betragskontrast-

Angiografie

Bewegungsartefakt

Herzbildgebung. syngo-Werkzeug zur Optimierung

von Herzuntersuchungen mit wenigen

Mausklicks.

Bildrekonstruktion. Übliche Bilddarstellung. Im

Betragsbild entspricht der Grauwert eines Pixels

dem Betrag des MR-Signals am jeweiligen Ort.

Alternative: Phasenbild

MR-Applikation. Zur Darstellung langsamen

Flusses mit guter Auflösung über ein größeres

Volumen.

Hierzu werden zwei Datenvolumen gemessen:

Im flussrephasierten Bild wird Fluss hell dargestellt,

im flussdephasierten Bild dunkel. Das stationäre

Gewebe sieht in beiden Datenvolumen

gleich aus. Die beiden Datenvolumen werden

pixelweise voneinander subtrahiert, übrig bleibt

die Signalintensität des fließenden Blutes.

Bildqualität. Entsteht durch willkürliche oder

unwillkürliche Bewegung: Atmung, Herzschlag,

Blutfluss, Augenbewegung, Schluckbewegung


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und Körperbewegung des Patienten. Der Effekt

erscheint als Geisterbilder oder Verschmierungsartefakt

im Bild. Nur in Phasenkodierrichtung.

Bildauflösung

Bilddatenfilter

Bildfeld (FoV)

Bildqualität. Maß für die Fähigkeit, benachbarte

Gewebestrukturen zu unterscheiden. Je höher

die Bildauflösung, um so besser lassen sich kleine

Pathologien diagnostizieren.

Die Auflösung erhöht sich mit größerer Matrix,

kleinerem Bildfeld und geringerer Schichtdicke.

–> Flächenauflösung

–> Räumliche Auflösung

Rekonstruktionsparameter. Rauschverzerrte

MR-Bilder lassen sich nachträglich mit verschiedenen

Stärken filtern (stark, mittel, weich). Verwendet

werden Hochpass- und Tiefpassfilter, mit

unterschiedlichen Flanken in den Kennlinien.

Andere Filtertypen sind z.B. Glättungsfilter.

Messparameter. Basisgröße des zu messenden,

meist quadratischen Ausschnitts einer Schicht

(in mm). Je kleiner das Bildfeld, um so höher die

FoV:

Field of View


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Bildauflösung, da bei gleicher Matrixgröße die

Voxel kleiner werden.

Bildfensterung

Bildkontrast

Bildmanipulation

–> Fensterung

Bildqualität. Der Kontrast im Bild ist der relative

Unterschied in den Signalstärken zwischen zwei

Gewebetypen. Er hängt zunächst von den vorhandenen

Gewebeparametern ab (T1, T2, Protonendichte),

bei MRA auch vom Fluss.

Beeinflussen kann man den Kontrast vor allem

durch die verwendete Sequenz (Spinecho, Inversion

Recovery, Gradientenecho, Turbo Spinecho

u.a.), die Messparameter (TR, TE, TI, Flipwinkel)

und durch den Einsatz von Kontrastmittel.

Nachverarbeitung. MR-Bilder lassen sich zur

Auswertung auf verschiedene Weise manipulieren.

Hierbei werden die Grauwerte der Bilder –

ganz oder ausschnittsweise – auf gewünschte

Weise verändert (z.B. Addition, Subtraktion, Mittelung,

Rotation, Spiegelung, Versatz (Offset),

Invertierung).


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Bildmatrix

Bildorientierung

Bildqualität

Bildrauschen

Bilddarstellung. Das MR-Bild besteht aus einer

Vielzahl einzelner Bildelemente (Pixel). Die Pixel

sind schachbrettartig zu einer Matrix angeordnet.

Jedes Pixel in der Bildmatrix zeigt einen

bestimmten Grauwert. Gemeinsam betrachtet

ergibt diese Grauwertmatrix die bildliche Darstellung.

Nicht zu verwechseln mit der Messmatrix.

–> Schichtorientierung

Die diagnostische Qualität eines MR-Bildes.

Merkmale sind:

–> Auflösung

–> Rauschen (Signal-zu-Rausch-Verhältnis)

–> Kontrast (Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis)

–> Artefakt

Bildqualität. Das Rauschen im Bild ist eine statistische

Schwankung der Signalintensität, die nicht

zur Bildinformation beiträgt. Es erscheint im Bild

als körniges regelloses Muster. Der Effekt ist im


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Prinzip unvermeidbar, denn er hat vor allem

physikalische Ursachen.

Der Rauschanteil im Bild hängt ab von der Feldstärke,

der Spulengröße (Körperspule, Lokale

Spule, Arrayspule), der verwendeten Pulssequenz

und der Auflösung.

Bildrechner

BLADE

MR-Komponente. Teil des Computersystems,

der aus den gemessenen MR-Signalen, den Rohdaten,

mit Hilfe der Fourier-Transformation die

MR-Bilder rekonstruiert.

MR-Messtechnik. Mit Hilfe der BLADE-Technik

kann die Bewegungsempfindlichkeit von

MR-Untersuchungen reduziert werden. BLADE ist

für die TurboSE-Sequenz verfügbar. Hierbei

erzeugt jeder Echozug der Sequenz ein niedrigaufgelöstes

Bild, dessen Phasenkodierrichtung

von einer Anregung zur nächsten gedreht wird.

Abschließend werden die einzelnen niedrigaufgelösten

Bilder zu einem hochaufgelösten Bild

kombiniert.


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Blockdicke

BOLD-Bildgebung

BOLD-Effekt

3D-Bildgebung. Die gesamte Schichtdicke eines

3D-Blocks.

MR-Applikation. Die BOLD-Bildgebung nutzt die

lokale Durchblutungsänderung als Indikator für

den momentanen Aktivierungszustand einer

Hirnregion. Signalträger sind die Wasserstoffprotonen

des menschlichen Blutes.

Das Blut wirkt als intrinsisches Kontrastmittel:

Es wird die mit der Durchblutungsänderung verbundene

erhöhte lokale Sauerstoffkonzentration

gemessen (BOLD-Effekt).

BOLD-Bildgebung. Bei erhöhter neuraler Aktivität

steigt die Sauerstoffkonzentration im venösen

Blutvolumen an, und der Blutfluss ist lokal

erhöht.

Mit zunehmender Sauerstoffbeladung gleichen

sich die magnetischen Eigenschaften der

Erythrozyten denjenigen des umgebenden Blutplasmas

an. Die Quermagnetisierung im Blutgefäß

zerfällt langsamer. Dieser BOLD-Effekt verlän-

BOLD:

Blood Oxygenation Level

Dependent Imaging


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gert T2 und T2*, messbar als Signalerhöhung im

betrachteten Blutvolumen.

Bolus

BRACE

Bright-Blood-Effekt

Kontrastmitteluntersuchung. Teilvolumen in

einem Gefäßabschnitt. Insbesondere eine kleine

Menge Kontrastmittel, die mit dem Blutfluss weiter

transportiert wird, und deren Ausbreitung

man verfolgt (Bolus Tracking).

MR-Mammografie. Weichgewebe-Korrekturverfahren

bei der MR-Mammografie, eliminiert

Bewegungsartefakte bei der dynamischen Bildgebung.

Bildqualität. Hell dargestelltes Blut als FIusseffekt

bei langsamem Fluss. Die Gefäßspins eines

Bolus sind nach der Wiederholzeit TR vollständig

durch ungesättigte Spins ersetzt. In Gradientenecho-Sequenzen

ist das Signal maximal, fließendes

Blut erscheint hell im MR-Bild.

Diesen Effekt verwendet man bei der Bright-

Blood-Bildgebung im Herzen zur dynamischen

BRACE:

Breast Acquisition Correction


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Darstellung des Blutflusses, einen ähnlichen

Effekt bei der ToF-Angiografie.

b-Wert

B 0 -Feld

B 1 -Feld

Diffusionsbildgebung. Diffusionswichtungsfaktor.

Je größer der Wert b, um so stärker ist die

Diffusionswichtung.

MR-Physik. Das statische Hauptmagnetfeld des

Kernspintomographen.

MR-Physik. Das durch eine Sendespule erzeugte

magnetische Wechselfeld der HF-Einstrahlung.


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Cardio

Care Bolus

Center

Chemical Shift

Artefakt

–> MR-Kardiologie

Kontrastverstärkte MRA. Care Bolus bewirkt,

dass nach Ankunft des Kontrastmittels in der zu

untersuchenden Region möglichst schnell das

Zentrum des Fourierraums gemessen wird.

Dadurch ist ein optimaler Kontrast der arteriellen

Gefäße gewährleistet.

–> Fensterung

Bildqualität. Bei Gradientenecho-Sequenzen

kann es durch die Chemische Verschiebung zu

»Phasenauslöschungen« im Bild kommen. Ursache

sind die leicht unterschiedlichen Resonanzfrequenzen

von Fett und Wasser (ca. 3,5 ppm),

die zu einer Phasenverschiebung innerhalb eines

fett-/wasserhaltigen Voxels führen. Im Gegenphase-Bild

sind Konturenartefakte deshalb an

Grenzflächen von fett- und wasserhaltigem

Gewebe in der Breite eines Voxels möglich.

CARE:

Combined Applications to

Reduce Exposure


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Chemical Shift

Imaging (CSI)

Chemische

Verschiebung

Cine

CISS-Sequenz

MR-Spektroskopie. Im Unterschied zur Einzelvolumen-Spektroskopie

bilden die CSI-Verfahren

die metabolische Information aus dem Volume

of Interest (VoI) in einer Spektrenmatrix ab. Die

räumliche Kodierung erfordert eine

Mindestmessdauer von einigen Minuten.

MR-Physik. Verschiebung der Resonanzfrequenz

eines Atomkerns in Abhängigkeit von der

chemischen Bindung des Atoms bzw. der Struktur

des Moleküls. Beruht im wesentlichen auf der

Abschwächung des angelegten Magnetfeldes

durch die Elektronenhülle, und zwar proportional

der Magnetfeldstärke. Einheit: 1 Millionstel

(ppm) der Resonanzfrequenz.

–> Kinoablauf

MR-Messtechnik. Stark T2-gewichtete 3D-Gradientenecho-Technik

mit hoher Auflösung, bei der

intern zwei Akquisitionen mit unterschiedlicher

Anregung durchgeführt und anschließend kombiniert

werden. Vermeidet Interferenzstreifen,

CISS:

Constructive Interference in

Steady State


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z.B. im Innenohr. Nachverarbeitung mit MPR

oder MIP.

Coronar

CP-Spule

–> Orthogonale Schichten

MR-Komponenten. Zirkular polarisierte Sendeoder

Empfangsspule, mit zwei orthogonalen

Sende- und/oder Empfangskanälen, auch Quadraturspule

genannt. Eine Empfangsspule

erreicht ein besseres Signal-zu-Rausch-Verhältnis

als eine linear polarisierte Spule.

CP:

Circularly Polarized


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Dark-Blood

Dark-Fluid-Bildgebung

(FLAIR)

dB/dt

Herzbildgebung. Spezieller Präparationspuls,

der das Blut absättigt; zur Darstellung der kardiovaskulären

Anatomie.

MR-Messtechnik. Turbo Inversion Recovery-

Technik mit langer effektiver Echozeit und langer

Inversionszeit zur Unterdrückung von Liquor.

Läsionen, die bei konventionellem T2-Kontrast

vom hellen Liquorsignal überlagert werden,

werden durch die Dark-Fluid-Technik sichtbar

gemacht. Der Inversionspuls wird so geschaltet,

dass die T1-Relaxation des Liquors zum Zeitpunkt

TI ihren Nulldurchgang hat, was zur Signalauslöschung

führt.

MR-Physik. Formelzeichen für die zeitliche Änderung

des Magnetfeldes, lies »dB nach dt«. Durch

magnetische Wechselfelder werden in elektrisch

leitenden Materialien wie dem menschlichen

Gewebe elektrische Felder erzeugt. Diese können

im Körper des Patienten einen elektrischen Strom

induzieren.

FLAIR:

Fluid Attenuated Inversion

Recovery


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dB/dt ist eine wichtige Größe für Sicherheitsgrenzwerte.

–> Stimulation

Defokussierung

Delay-Zeit

Dephasierung

DESS-Sequenz

–> Dephasierung

–> Verzögerungszeit

MR-Physik. Nach einer HF-Anregung treten zwischen

den präzedierenden Spins Phasenunterschiede

auf, die zu einem Zerfall der Quermagnetisierung

führen. Verursacht vor allem durch

Spin-Spin-Wechselwirkungen und Inhomogenitäten

im Magnetfeld, aber auch durch gezielt

geschaltete Gradientenfelder (Flussdephasierung).

–> Rephasierung

MR-Messtechnik. DESS ist eine 3D-Gradientenecho-Technik,

bei der zwei verschiedene Gradientenechos

(FISP-Sequenz und PSIF-Sequenz)

innerhalb einer Wiederholzeit TR aufgenommen

werden. Während der Bildrekonstruktion wird

DESS:

Dual Echo Steady State


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das stark T2-gewichtete PSIF-Bild zum FISP-Bild

addiert. Anwendung: Gelenke, guter Kontrast bei

Knorpelerguss. Nachverarbeitung mit MPR.

Diamagnetismus

DICOM

Diffusion

MR-Physik. Effekt, bei dem eine Substanz, die in

ein Magnetfeld gebracht wird, das Feld geringfügig

schwächt. Die Magnetisierung eines diamagnetischen

Materials ist dem Hauptfeld entgegengerichtet.

Man sagt, das Material besitzt eine

negative magnetische Suszeptibilität (Magnetisierbarkeit).

Standard für den elektronischen Datenaustausch

von medizinischen Bildern.

Der DICOM-Standard ermöglicht es, digitale

medizinische Bilder und zugehörige Informationen

unabhängig von Geräten und Herstellern

auszutauschen. Zusätzlich stellt DICOM eine

Schnittstelle zu Systemen in Krankenhäusern zur

Verfügung, die auf anderen Standards basieren.

Physik. Der Prozess, bei dem Moleküle oder

andere Partikel aus Regionen hoher Konzentra-

DICOM:

Digital Imaging and

Communication in Medicine


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tion in Regionen niedrigerer Konzentration wandern.

Bei Konzentrationsgleichgewicht herrscht

eine statistische Gleichverteilung, obwohl die

Moleküle ständig in thermischer Bewegung sind

(Brownsche Molekularbewegung).

Diffusionsgewichtete

Bildgebung

MR-Applikation. Die MR-Bildgebung ist gegenüber

Bewegung und Fluss empfindlich, mit ausreichend

starken Gradienten auch gegenüber

dem relativ geringen Diffusionseffekt. Freie diffusive

Bewegungen im Gewebe (z.B. die Selbstdiffusion

des Wassers) vermindern das Signal.

Interessant sind jene Regionen, in denen die

Diffusion gegenüber der Umgebung reduziert ist

(z.B. an Zellmembranen, längs der Trakte der

weißen Substanz oder in Hirnarealen, die von

einem Schlaganfall betroffen sind). Wegen der

reduzierten Diffusion ist hier die Signalverminderung

weniger stark: die betreffenden Regionen

werden im Bild heller dargestellt.


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Diffusionskontrast

Diffusionstensor

Diffusionstensor-

Bildgebung (DTI)

Diffusionsbildgebung. Diffusion von Wassermolekülen

längs eines Feldgradienten vermindert

das MR-Signal. Das Verhalten ist exponentiell:

Signal = S 0 exp(−b D)

In Bereichen geringerer Diffusion (erkranktes

Gewebe) ist der Signalverlust weniger stark.

Diese Stellen werden also heller dargestellt.

Diffusionsbildgebung. Physikalische Größe,

welche die Richtungsabhängigkeit der Diffusion

berücksichtigt. Der Diffusionstensor stellt die

Mobilität der Wassermoleküle in allen drei Raumrichtungen

dar. Die Tensordaten dienen als Ausgangsbasis

für die Berechnung weiterer Karten

(z.B. FA-Karte) oder der Diffusions-Traktografie.

MR-Applikation. Verfahren zur Darstellung der

Richtungsabhängigkeit der Diffusion. Anwendung:

Untersuchung von Architektur, Aufbau

und Integrität der Nervenfaserbündel (neurologische

Forschung).

DTI:

Diffusion Tensor Imaging


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Diffusions-

Traktografie

Diffusionswichtungsfaktor

Dixon-Technik

Diffusionstensor-Bildgebung. Verfahren zur

Darstellung von Diffusionsbahnen (Trakte) mithilfe

einer Diffusionstensormessung.

Die Traktografie hilft bei der Operationsplanung

und unterstützt die neurophysiologische

Forschung zur Konnektivität und Pathologie

der weißen Substanz.

–> b-Wert

MR-Messtechnik. Dixon ist eine Technik zur Fett-

Wasser-Trennung, welche die unterschiedlichen

Resonanzfrequenzen von Fett- und Wasserprotonen

ausnutzt (Chemische Verschiebung). Im

wesentlichen werden ein In-Phase- und ein

Gegenphase-Bild gemessen. Durch Addition von

In-Phase und Gegenphase lassen sich reine Wasserbilder,

durch Subtraktion reine Fettbilder

erzeugen.


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Doppelecho-Sequenz

Doppelkontrast-

Sequenz

MR-Messtechnik. Spinecho-Sequenz mit zwei

Echos. Man erhält zusätzlich protonendichtegewichtete

Bilder ohne Verlängerung der Messzeit.

Sie ergeben sich aus dem ersten Echo einer

T2-gewichteten Doppelecho-Sequenz.

MR-Messtechnik. TurboSE-Gegenstück zur Doppelecho-Sequenz,

typischerweise 5 mal so

schnell.

Um den Pulszug so kurz wie möglich zu halten,

werden für das PD- und das T2-gewichtete Bild

nur die Echos getrennt gemessen, bei denen der

Phasenkodiergradient die kleinste Amplitude hat.

Die Echos, die die Auflösung des Bildes bestimmen,

werden in beiden Rohdatenmatrizen

gemeinsam verwendet (Echo Sharing). So wird

die Anzahl der benötigten Echos reduziert. Damit

können für ein gegebenes TR mehr Schichten

aufgenommen werden, und die HF-Belastung

(SAR) sinkt.


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Doppelt-schräge

Schicht

Duty Cycle

Schichtpositionierung. Durch Drehung einer

schrägen Schicht um eine Koordinatenachse, die

in der Bildebene liegt, erhält man eine doppeltschräge

Schicht.

Gradiententechnik. Erlaubte Zeitdauer, in der

das Gradientensystem mit maximaler Leistung

betrieben werden kann. Wird bezogen auf die

Gesamtzeit einschließlich der Abkühlphasen

(in %).


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Echo

Echoplanare

Bildgebung (EPI)

Echo Sharing

Echo Spacing

MR-Physik. Das durch HF- oder Gradientenpulse

erzeugte MR-Signal.

–> Gradientenecho

–> Spinecho (SE)

MR-Messtechnik. Äußerst schnelle MR-Technik,

bei der ein vollständiges Bild durch einen einzigen

selektiven Anregungspuls gewonnen wird.

Es werden periodisch Feldgradienten geschaltet,

um eine Serie von Gradientenechos zu erzeugen.

Durch eine Fourier-Transformation des resultierenden

Echozuges wird ein Bild der angeregten

Ebene gewonnen.

MR-Messtechnik. Bei Doppelkontrast-Sequenzen.

Echos, welche die Auflösung des Bildes

bestimmen, werden in beiden Rohdatenmatrizen

gemeinsam verwendet.

MR-Messtechnik. Abstand zwischen zwei Echos

bei z.B. TurboSE- oder EPI-Sequenzen. Ein kurzer

Echoabstand ergibt ein kompaktes Sequenztiming

und verringert Bildartefakte.

EPI:

Echo-Planar Imaging


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Echozeit (TE)

Echozug

Einfaltung

Effektive Echozeit

(TE eff )

Messparameter. Die Zeit zwischen dem Anregungspuls

einer Sequenz und dem auftretenden

Echo, das als MR-Signal dient. Bestimmt den Bildkontrast.

Multiecho-Sequenzen. Aufeinanderfolge zweier

oder mehrerer Echos, die jeweils eine andere

Phasenkodierung erhalten.

–> Überfaltungsartefakt

MR-Messtechnik. Kontrast und Signal-zu-

Rausch-Verhältnis eines MR-Bildes werden im

wesentlichen durch die zeitliche Lage desjenigen

Echos bestimmt, bei dem der Phasenkodiergradient

die kleinste Amplitude hat. Das Echosignal ist

dann am wenigsten dephasiert und liefert somit

das höchste Signal. Der zeitliche Abstand

zwischen dem Anregungspuls und diesem Echo

ist die effektive Echozeit.

TE:

Time to Echo


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Effektive Wiederholzeit

(TR eff )

Einstromtechnik

Einstromverstärkung

Physiologische Bildgebung. Bei der prospektiven

Herztriggerung lässt sich die Wiederholzeit

TR nicht beliebig einstellen, sondern ist durch

den zeitlichen Abstand der Trigger vorgegeben.

Die durch den Triggerabstand bedingte effektiv

wirksame Wiederholzeit TR eff schwankt im physiologischen

Rhythmus.

–> Time-of-Flight-Angiografie (ToF)

Bildqualität. Ein Blutvolumen, das mit geringer

Geschwindigkeit senkrecht zur Schicht fließt,

kann ein stärkeres Signal als das umgebende stationäre

Gewebe abgeben.

Durch einen 90°-Puls wird ein Bolus innerhalb

der zu messenden Schicht angeregt. Innerhalb

einer kurzen Wiederholzeit können die angeregten

Spins sich nicht vollständig erholen. Sie bleiben

zu einem gewissen Maß gesättigt. Das Signal

ist schwächer als nach einer im Verhältnis zu T1

ausreichend langen Wiederholzeit TR.

Spinensembles außerhalb der Schicht sind

dagegen vollständig magnetisiert. Aus der

TR:

Time to Repetition


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Schicht ausströmende Spins werden durch

frische einströmende Spins ersetzt. Dadurch

nimmt die vaskuläre Magnetisierung innerhalb

der Schicht zu.

Einzelvolumen-

Spektroskopie

EKG-Triggerung

MR-Spektroskopie. SVS-Verfahren bilden die

metabolische Information aus dem Volume of

Interest (VoI) in einem Spektrum ab. Bei pathologischen

Veränderungen, die auf wenige VoIs eindeutig

räumlich eingegrenzt werden können,

sind Einzelvolumentechniken vorteilhaft: Lokale

Inhomogenitäten des Magnetfeldes können

durch »lokalen volumensensitiven Shim« weitgehend

kompensiert werden.

In der klinischen 1 H-Spektroskopie werden derzeit

Einzelvolumenverfahren verwendet, die auf

Spinechos (SE) oder stimulierten Echos (STEAM)

beruhen.

Physiologische Bildgebung. Die EKG-Triggerung

synchronisiert die Messung mit dem Herzsignal

des Patienten. Als Trigger dient die R-Zacke.

Diese Methode ist besonders bei Messungen am

SVS:

Single Volume Spectroscopy


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Herz oder im Thorax sinnvoll, da das Bild dort

wegen der Herzkontraktionen unscharf wäre.

Empfängerabstimmung

Empfangsbandbreite

Empfindlichkeit

EPI-Faktor

MR-Messtechnik. Einstellung der Empfangsdynamik

des Analog-Digital-Wandler (ADC). Bei

manchen modernen Systemen mit großer Empfangsdynamik

unnötig.

–> Auslesebandbreite

–> MR-Empfindlichkeit

Echoplanare Bildgebung. Anzahl der Gradientenechos

einer EPI-Sequenz, welche nach einem

einzigen Anregungspuls aufgenommen werden

(typischerweise 64 bis 128). EPI-Faktor 128

bedeutet 128 mal kürzere Messzeit gegenüber

einer normalen Gradientenecho-Sequenz.

EPI-Technik –> Echoplanare Bildgebung (EPI) EPI:

Echo-Planar Imaging


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Ernst-Winkel

Exzentrizität

MR-Messtechnik. Der definierte Flipwinkel

(< 90°) einer Gradientenecho-Sequenz, bei dem

ein Gewebetyp mit einem bestimmten T1 ein

maximales Signal ergibt. Abhängig von der

Wiederholzeit TR.

α Ernst = arccos (e –TR/T1 )

–> Off-center


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FA-Karte

Fast Fourier Transform

(FFT)

FatSat

Feet First

Feldstärke

Diffusionsbildgebung. Eine FA-Karte stellt den

Anisotropie-Grad der Diffusion dar, im Verhältnis

zur mittleren Gesamtdiffusion.

Isotrope Diffusion: Die Wassermoleküle können

sich in jede Richtungen gleich bewegen.

Anisotrope Diffusion: Die Wassermoleküle

bewegen sich klar in eine Vorzugsrichtung.

Isotrope Diffusionsverhalten wird dunkel, anisotropes

Diffusionsverhalten hell dargestellt. Die

Farbgebung codiert die Diffusionsrichtung. Die

FA-Karte ist eine der parametrischen Karten bei

der Diffusionstensor-Bildgebung.

Bildrekonstruktion. Algorithmus zur schnellen

Rekonstruktion der MR-Bilder aus den Rohdaten.

–> Fettsättigung

Positionierung. Der Patient liegt mit den Füßen

voran in der Magnetröhre.

–> Magnetfeldstärke

FA:

Fractional Anisotropy

FatSat:

Fat Saturation


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Fensterung

Ferromagnetismus

Fettbild

Fettsättigung (FatSat)

Fettunterdrückung

Bilddarstellung. Die Einstellung von Helligkeit

(Center) und Kontrast (Width) im MR-Bild.

Physik. Effekt, bei dem ein Material, z.B. Eisen,

stark in ein Magnetfeld hineingezogen wird.

Sicherheitsrelevant für die MR-Bildgebung.

Ein reines Fettbild stellt nur den Signalanteil der

an Fett gebundenen Protonen im Bild dar und

unterdrückt den Wasseranteil. Erzeugbar beispielsweise

mit Hilfe der Dixon-Technik.

Bildqualität. Zur Unterdrückung des Fettanteils

im MR-Signal werden die Fettprotonen durch

frequenzselektive HF-Pulse gesättigt. Die Fettsättigung

ist abhängig von der Homogenität, die

chemische Verschiebung beträgt 3,5 ppm.

–> Vorsättigung

Bildqualität. Das MR-Signal setzt sich aus der

Summe von Wasserprotonen und Fettprotonen

zusammen. Zur Unterdrückung des Fettsignals


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können verschiedene Techniken verwendet

werden.

–> Fettsättigung

FID-Signal

Field of View

Filter

FISP-Sequenz

MR-Physik. Signal, das durch die HF-Anregung

der Kernspins induziert wird und ohne äußere

Einwirkungen (frei) mit einer charakteristischen

Zeitkonstanten T2* exponentiell abfällt.

–> Bildfeld (FoV)

–> Bilddatenfilter

–> Normalisierungsfilter

–> Rohdatenfilter

MR-Messtechnik. Bei der Gradientenecho-

Sequenz FISP wird die verbleibende Quermagnetisierung

vor dem wiederholten Puls nicht zerstört,

sondern trägt gemeinsam mit der Längsmagnetisierung

zum Signal bei. Die Höhe der

Längsmagnetisierung hängt von T1 ab, die Amplitude

der Quermagnetisierung von T2*. Der

FID:

Free Induction Decay

FISP:

Fast Imaging with Steady State

Precession


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Kontrast ist eine Funktion von T1/T2* und im

wesentlichen von TR unabhängig.

Flächenauflösung

FLAIR-Technik

FLASH-Sequenz

Flipwinkel

(Kippwinkel)

Bildqualität. Die Flächenauflösung ist durch die

Pixelgröße gegeben. Je kleiner das Pixel, desto

besser die Flächenauflösung.

–> Dark-Fluid-Bildgebung (FLAIR)

MR-Messtechnik. Bei der Gradientenecho-

Sequenz FLASH wird der Gleichgewichtszustand

der Längsmagnetisierung genutzt. Die verbleibende

Quermagnetisierung wird vor dem wiederholten

Puls durch einen starken Gradienten

(Spoilergradient) zerstört. Mit der FLASH-

Sequenz kann man einen T1-gewichteten und

einen T2*-gewichteten Kontrast einstellen.

Messparameter. Die Auslenkung der Magnetisierung

von der Längsrichtung nach Ende eines

HF-Pulses. Zwei häufig verwendete Flipwinkel

sind 90° und 180°.

FLASH:

Fast Low Angle Shot


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Flussartefakt

Flussdephasierung

Flusseffekt

Bildqualität. Bewegungsartefakt, der durch

lokale Signaländerungen während der Messung

entstehen. Beispielsweise ändert sich durch pulsatilen

Blutfluss die Einstromverstärkung eines

Gefäßes senkrecht zur Bildebene periodisch. Es

entstehen in transversalen Körperaufnahmen

Geisterbilder der Aorta. Nichtperiodische Einstromverstärkung

wie bei turbulentem Blutfluss

im Herzen führt zu Verschmierungsartefakten im

Bild.

MR-Messtechnik. Ausschaltung des Signals von

fließenden Substanzen wie Blut durch gezielt

geschaltete Gradientenfelder.

–> Dephasierung

Bildqualität. Flusseffekte spielen in der MR-Bildgebung

zwei gegensätzliche Rollen:

• als Quelle unerwünschter Bildartefakte

(Flussartefakt)

• in der MR-Angiografie zur Darstellung der Blutgefäße

und als quantitative Informationen zur

Geschwindigkeit des Blutflusses


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–> Auswascheffekt

–> Bright-Blood-Effekt

–> Signalauslöschung

–> Einstromverstärkung

–> Jet-Effekt

Flussempfindlichkeit

(venc)

Flusskodierung

Flusskompensation

(GMR)

Phasenkontrast-Angiografie. Die Flussempfindlichkeit

einer Phasenkontrast-Sequenz ist diejenige

Flussgeschwindigkeit, bei der die Phasendifferenz

zwischen flusskompensiertem und

flusskodiertem Scan 180 Grad beträgt.

MR-Messtechnik. Verwendung von Phasenkodierung

oder anderen Techniken, um Informationen

über Richtung und Geschwindigkeit von fließendem

Material zu erhalten.

MR-Messtechnik. Um den Signalverlust durch

Spinbewegung aufzuheben, kann man bewegte

und unbewegte Spins wieder rephasieren. Hierzu

werden zusätzliche Gradientenpulse in geeigneter

Größe und Zeitdauer geschaltet.

venc:

velocity encoding,

Geschwindigkeitskodierung

GMR:

Gradient Motion Rephasing


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Flussquantifizierung

Flussrephasierung

Flüstersequenzen

fMRI

Fourierraum

Fourier-

Transformation

MR-Applikation. Quantitative Flussmessungen

mittels Phasenkontrast zur Untersuchung von

Pathologien der großen Gefäße oder als Teil einer

umfassenden kardiovaskulären MR-Untersuchung.

Die Flussmessung erlaubt es, den Blutfluss

nichtinvasiv zu evaluieren.

–> Rephasierung

MR-Messtechnik. Sequenzen mit geringer

Geräuschbelastung durch Gradientenpulse.

–> Funktionelle Bildgebung

MR-Messtechnik. Die Achsen der Rohdatenmatrix

nennt man k x und k y . Sie zerlegen die

Matrix in vier Quadranten. Die durch die beiden

Achsen aufgespannte Ebene nennt man auch

Fourierraum oder k-Raum.

Bildgebung: Mathematisches Verfahren zur

Rekonstruktion von Bildern aus Rohdaten.

Whisper-Sequenzen

fMRI:

functional Magnetic Resonance

Imaging


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MR-Spektroskopie: Verfahren zur Berechnung

von MR-Spektren aus MR-Zeitdaten.

FoV

Fractional Anisotropy

Free Induction Decay

Freier Induktionsabfall

Frequenz

Frequenzabstimmung

Frequenzkodierung

–> Bildfeld (FoV)

–> FA-Karte

–> FID-Signal

–> FID-Signal

Physik. Die Anzahl der Wiederholungen eines

periodischen Prozesses in der Zeiteinheit (Einheit:

Hertz).

MR-Messtechnik. Einstellung der Frequenz des

HF-Systems auf die Resonanzfrequenz des magnetischen

Hauptfeldes (Larmor-Frequenz).

MR-Messtechnik. Während der Datenakquisition

wird in einer Raumrichtung ein Magnetfeldgradient

geschaltet, der den Kernspins linear

wachsende Präzessionsfrequenzen aufprägt. Das

FoV:

Field of View


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ausgelesene MR-Signal ist ein kontinuierliches

Gemisch all dieser Frequenzen. Diese verschiedenen

Frequenzen kann man technisch wieder

einzeln herausfiltern. In Zeilenrichtung kann

man den Ort der Kernspins über die Frequenz

wieder rekonstruieren. Man nennt die Achse

daher auch Frequenzkodierachse.

Die dazu senkrechte Achse ist die Richtung der

Phasenkodierung.

Funktionelle

Bildgebung

–> BOLD-Bildgebung


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Gadolinium-DTPA

Gauss

Gegenphase-Bild

Kontrastmittel. Gd-Verbindungen verkürzen T1

und T2 des betroffenen Gewebes in Abhängigkeit

von der Konzentration. Der Effekt: Die

T1-Wichtung wird verstärkt, die T2-Wichtung

wird unterdrückt. In der klinischen Routine ist im

wesentlichen der T1-Effekt relevant.

MR-Physik. Alte Maßeinheit der Magnetfeldstärke.

Heute verwendet man als Einheit

Tesla (T) (1 Tesla = 10000 Gauss).

MR-Messtechnik. Ein Gegenphase-Bild entsteht

durch Messung zu einem Zeitpunkt, da zwei

Komponenten im Gewebe (üblicherweise Fett

und Wasser) in entgegengesetzer Phase sind,

d.h. die Quermagnetisierungen haben entgegengesetzte

Orientierung und löschen sich aus.

Ursache der Phasenungleichheit ist die chemische

Verschiebung zwischen Fett- und Wasserprotonen.


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Geisterbilder

Gewebekontrast

Gezielte MIP

Gibbs-Artefakt

Bildqualität. Bei periodischen Bewegungen wie

Atmung befindet sich die zu untersuchende Körperregion

in mehreren, gleichmäßig voneinander

entfernten Phasenkodierschritten in einem

bestimmten Zustand (z.B. Einatmungsphase), in

den dazwischen liegenden Schritten in einem

anderen Zustand (z.B. Ausatmungsphase). Durch

diese quasiperiodische Fehlkodierung wird die

Körperregion in gleichmäßigem Abstand örtlich

versetzt abgebildet. Insbesondere signalreiche

Strukturen wie subkutanes Fett führen bei Bewegung

zu störenden Geisterbildern. Der Abstand

zwischen den Geisterbildern hängt ab von der

Bewegungsperiode und der Wiederholzeit TR.

Bei der Echoplanaren Bildgebung können

Geister im Abstand des halben Bildfelds (FoV)

auftreten.

–> Kontrast

–> Lokalisierte MIP

–> Abschneidungsartefakt


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Gitter

Gittertagging

GLM

Global Bolus Plot

(GBP)

Globaler Shim

MR-Physik. Magnetische und thermische Umgebung,

mit der die Kerne während der Längsrelaxation

Energie austauschen.

–> Tagging

BOLD-Bildgebung. GLM berechnet BOLD-Bilder

durch Anpassen einer Linearkombination verschiedener

Signalanteile. Damit können Störgrößen

wie langsame Signalschwankungen wirkungsvoll

unterdrückt und zuverlässige

Aktivierungskarten erhalten werden. GLM

erlaubt zudem eine detaillierte Auswertung der

Messdaten.

–> Globale Zeit-Dichte-Kurve

Qualitätssicherung. Für einige Techniken, wie

Fettsättigung, EPI oder Spektroskopie ist eine

besonders hohe Homogenität des Magnetfeldes

nötig. In diesem Fall kann die Homogenität mit

Hilfe von Shimspulen optimiert werden.

GLM:

General Linear Model


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Globale

Zeit-Dichte-Kurve

GRACE

Gradienten

Gradientenecho

Perfusionsbildgebung. Diagramm zur Beurteilung

des erfolgreichen Bolusdurchganges.

MR-Spektroskopie. GRACE ist ein SVS-Verfahren

in der Brustspektroskopie, das zur Quantifizierung

des Cholinsignals dient.

MR-Physik. Ein Gradient definiert Stärke und

Richtung der Veränderung einer Größe im Raum.

Ein magnetischer Feldgradient ist eine Änderung

des Magnetfeldes in eine bestimmte Richtung,

eine lineare Zunahme oder Abnahme. Die magnetischen

Gradientenfelder werden mit Hilfe von

Gradientenspulen erzeugt. Sie bestimmen beispielsweise

die räumliche Auflösung im Bild.

Parameter: Anstiegszeit, Duty Cycle, Gradientenlinearität,

Gradientenstärke, Slew Rate.

MR-Physik. Echo, das ausschließlich durch Schalten

eines Paares von dephasierenden und rephasierenden

Gradienten erzeugt wird, ohne einen

rephasierenden 180°-Puls wie bei der Spinecho-

Technik.

GRACE:

Generalized Breast

Spectroscopy Exam


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Gradientenspulen

Gradientenstärke

Gradienten-Swap

MR-Komponenten. Spulen zur Erzeugung magnetischer

Gradientenfelder. Im Magneten werden

jeweils paarweise Gradientenspulen betrieben,

mit gleicher Stromstärke, jedoch

gegensinniger Polung.

Die eine Spule erhöht das statische Magnetfeld

um einen Betrag, die gegenüberliegende Spule

verringert es um den gleichen Betrag. Das Magnetfeld

wird dadurch insgesamt verändert. Die

Änderung ist ein linearer Gradient. Es gibt

entsprechend der Koordinatenachsen x-, y- und

z-Gradientenspulen. In Verbindung mit dem

Gradientenverstärker bilden sie das Gradientensystem,

mit dem sich eine gewünschte Schichtposition

präzise lokalisieren lässt.

Gradiententechnik. Amplitude des Gradientenfeldes,

Maßeinheit mT/m (Millitesla pro Meter).

Messparameter. Austausch von Phasenkodierrichtung

und Ausleserichtung im Bild. Störende

Fluss- oder Bewegungsartefakte werden hierdurch

um 90° gedreht. So kann man ihre Über-


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lagerung mit interessierenden Strukturen vermeiden.

Gradient Motion

Rephasing (GMR)

GRAPPA

GSP

–> Flusskompensation

MR-Messtechnik. Weiterentwicklung von

SMASH mit Auto-Kalibrierung und einem modifizierten

Algorithmus für die Bildrekonstruktion.

Grafische Positionierung der zu messenden

Schichten/Sättigungsschichten auf Basisbildern

(Localizer). Relevante Messparameter lassen sich

so bequem visuell mit der Maus einstellen.

GRAPPA:

Generalized Autocalibrating

Partially Parallel Acquisition

GSP:

Graphical Slice Positioning


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Halb-Fourier-Matrix

Hanning-Filter

HASTE-Technik

MR-Messtechnik. Die Rohdatenmatrix besitzt

eine gewisse Symmetrie, aufgrund derer es theoretisch

genügt, lediglich eine Hälfte abzutasten.

Die andere Hälfte lässt sich symmetrisch rekonstruieren,

mathematisch gesprochen sind die

Matrizen konjugiert komplex.

Unvermeidliche Phasenfehler durch kleine

Magnetfeldinhomogenitäten erfordern jedoch

eine Phasenkorrektur. Daher werden etwas mehr

als die Hälfte der Phasenkodierschritte aufgenommen.

Die Messzeit wird somit um etwas

weniger als 50 % gesenkt.

Typ eines Rohdatenfilters

MR-Messtechnik. HASTE ist eine Turbo Spinecho-Technik

und dient zur sequentiellen Aufnahme

von hochaufgelösten T2-gewichteten

Bildern.

Die gesamte Bildinformation wird nach einem

einzigen Anregungspuls gewonnen. Durch folgende

180°-Pulse werden alle Echos erzeugt. Das

HASTE:

Half-Fourier Acquisition

Single-Shot TurboSE


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Bild erhält man nach Halb-Fourier-Rekonstruktion.

Head First

Hertz

Herzbildgebung

Herztriggerung

Positionierung. Der Patient liegt mit dem Kopf

voran in der Magnetröhre.

MR-Physik. SI-Einheit der Frequenz

(1 Hz = 1 s −1 ).

–> MR-Kardiologie

Physiologische Bildgebung. Herztriggerungen

dienen dazu, Bewegungsunschärfen im MR-Bild

zu vermeiden bzw. zu verringern, die durch den

Herzschlag und den pulsierenden Blutfluss

bedingt sind. Die Triggerung ermöglicht die Aufnahme

von MR-Bildern, die synchron zur Herzbewegung

sind.

EKG-Triggerung und Pulstriggerung erlauben

präzise funktionelle Untersuchungen des kardiovaskulären

Systems und des Liquors im Kopf- und

Wirbelsäulenbereich. Die großen Gefäße, das


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Myokard und der Blutfluss lassen sich direkt darstellen.

HF-Abschirmung

HF-Antenne

Bildqualität. Die bei MR verwendeten HF-Pulse

liegen im Radiowellenbereich. Man muss sie aus

zwei Gründen abschirmen:

• äußere elektromagnetische Wellen (z.B. Rundfunk,

elektrische Maschinen) würden die Messung

empfindlich stören und Bildartefakte

hervorrufen

• die HF-Signale der Anlage dürfen nicht nach

außen dringen, da sie sonst andere Empfänger

stören könnten

Zur HF-Abschirmung installiert man Magnet

und Empfangsspulen in einem Faraday-Käfig (für

hochfrequente Wellen undurchdringbarer

Raum). Der Magnetraum wird hierzu z.B. mit

Kupfer ausgelegt, Fenster erhalten ein elektrisch

leitfähiges Gitter.

–> HF-Spulen

HF:

Hochfrequenz


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HF-Puls

HF-Spoiling

HF-Spulen

–> Anregungspuls

–> Spoilergradient

MR-Komponenten. Zum Senden von HF-Pulsen

und/oder Empfangen von MR-Signalen werden

Antennen verwendet, die im MR-Sprachgebrauch

als Spulen bezeichnet werden.

Als Sendespulen sollen sie die Kerne im interessierenden

Volumen so homogen wie möglich

anregen: Alle betroffenen Kerne sollen die gleiche

Anregung erfahren.

Als Empfangsspulen sollen sie ein MR-Signal

mit möglichst geringem Rauschanteil empfangen.

Die Signalstärke hängt unter anderem vom

angeregten Volumen in der Spule und vom

Abstand zum Messobjekt ab. Der Rauschanteil

dagegen hängt vorwiegend von der Spulengröße

ab.


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Hochfrequenz (HF)

Homogenität

MR-Physik. Frequenz, die erforderlich ist, um die

Wasserstoffkerne zur Resonanz anzuregen. Bei

MR werden normalerweise Frequenzen im Megahertz

(MHz)-Bereich verwendet, z.B. 63 MHz bei

1,5 Tesla. Die Hauptwirkung von hochfrequenten

Magnetfeldern auf den menschlichen Körper ist

die Energieabgabe in Form von Wärme, hauptsächlich

an der Körperoberfläche. Die Energieabsorption

ist eine wichtige Größe für die Erstellung

von Sicherheitsgrenzwerten.

–> Spezifische Absorptionsrate (SAR)

Bildqualität. Ein Magnetfeld, das überall die

gleiche Feldstärke besitzt, nennt man homogen.

Bei MR ist die Homogenität des statischen Magnetfeldes

ein wichtiges Kriterium für die Qualität

des Magneten. Wichtig ist eine hohe Homogenität

vor allem für spektrale Fettsättigung, für ein

großes Bildfeld (FoV), für die Offcenter-Bildgebung,

für die Echoplanare Bildgebung und für

die MR-Spektroskopie.


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Hybrid-Spektroskopie

MR-Applikation. Kombination aus Einzelvolumen-Spektroskopie

und Chemical Shift Imaging.

Die CSI-Messung geht über ein selektiv angeregtes

Volume of Interest. Durch die Volumenselektion

werden Bereiche mit starken, störenden Signalen

(z.B. Fett) nicht angeregt und liefern damit

in den Spektren keine Signalanteile.


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Imager

Induktion, elektromagnetische

Inline Display

In-Phase-Bild

Integriertes Panorama

Array (IPA)

–> Bildrechner

Physik. Eine durch zeitliche Änderung des Magnetfeldes

erzeugte elektrische Spannung in einer

Empfängerspule.

Bilddarstellung. Sofortige Darstellung rekonstruierter

Bilder, häufig verwendet zur Darstellung

dynamischer Änderungen (z.B. CARE Bolus und

BOLD-Bildgebung).

MR-Messtechnik. Ein In-Phase-Bild entsteht

durch Messung zu einem Zeitpunkt, da zwei

Komponenten im Gewebe (üblicherweise Fett

und Wasser) in gleicher Phase sind, d.h. die Quermagnetisierungen

haben gleiche Orientierung

und addieren sich daher. Ursache der unterschiedlichen

Phasengeschwindigkeit ist die

chemische Verschiebung zwischen Fett- und

Wasserprotonen.

MR-Komponenten. Das Konzept des Integrierten

Panorama Arrays (IPA) beschleunigt die Spu-

IPA:

Integrated Panorama Array


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lenrüstzeiten erheblich und erhöht hierdurch den

Patientendurchsatz.

Mit IPA können je nach System bis zu 4, 8 oder

16 unabhängige Arrayspulensysteme gleichzeitig

angeschlossen werden. Bis zu 4 CP-Spulenelemente

lassen sich zu einer Messung kombinieren.

Interactive Realtime

Interaktiver Shim

Interpolation

MR-Messtechnik. Änderung der Messparameter

in Echtzeit.

Qualitätssicherung. Manuelle Abstimmung der

Shimspulen zur Verbesserung der Homogenität

des Magnetfelds. Mit dem interaktiven Shim können

die Shimströme individuell für eine gewählte

Pulssequenz eingestellt und weiter optimiert

werden.

MR-Messtechnik. Berechnung von Werten, die

zwischen bekannten Werten einer mathematischen

Funktion liegen; z.B. Vergrößerung der

Bildmatrix von 256 × 256 auf 512 × 512. Die

Messzeit wird dadurch nicht verlängert, die inter-


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polierten Bilder beanspruchen aber mehr Speicherplatz.

Inversion Recovery

(IR)

Inversionszeit (TI)

MR-Messtechnik. Methode zur Erzeugung eines

vorwiegend von T1 abhängigem Signals. Bei den

Inversion-Recovery-Sequenzen wird die Längsmagnetisierung

zunächst durch einen 180°-Puls

in die Gegenrichtung umgeklappt – invertiert.

Die Quermagnetisierung bleibt dadurch gleich

Null.

Während der anschließenden Erholung klingt

die negative Längsmagnetisierung auf Null ab

und steigt dann wieder an. Da keine Quermagnetisierung

entstehen kann, misst man kein Signal.

Um ein MR-Signal zu erzeugen, muss durch

einen nachfolgenden 90°-Puls die augenblickliche

Längsmagnetisierung in eine Quermagnetisierung

umgewandelt werden.

Messparameter. Intervall zwischen 180°-Inversionspuls

und 90°-Anregungspuls in einer Inversion-Recovery-Sequenz.

TI:

Time to Inversion


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iPAT

iPAT 2

Isocenter

MR-Messtechnik. iPAT steht für Integrierte

Parallele Akquisitions-Techniken. iPAT ist die Siemens-Implementierung

Paralleler Akquisitions-

Techniken (PAT) bei den MAGNETOM-Geräten.

iPAT beinhaltet die Messverfahren mSENSE und

GRAPPA sowie das Merkmal Auto-Kalibrierung.

3D-Bildgebung. 3D-Sequenzen besitzen zwei

Phasenkodierrichtungen: die konventionelle

2D-(PE-)Richtung und zusätzlich eine Phasenkodierung

in Partitions-(3D-)Richtung.

Die Beschleunigung in 3D-Richtung wird als

»iPAT 2 « bezeichnet.

Bildqualität. Die Homogenität des Magnetfeldes

ist nur in einem sphärischen Raum um das Zentrum

des Magneten (Isocenter) gegeben. In diesem

Bereich werden die Untersuchungsregionen

positioniert, um bestmögliche Bildqualität zu

sichern.

iPAT:

integrated Parallel Acquisition

Techniques


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Jet-Effekt

Justage

Bildqualität. Spindephasierung bei komplexen

Flussmustern wie Turbulenzen. Der Grad des

Signalverlustes und die Größe der signalarmen

Region hängen vom Flussmuster und von der

verwendeten Pulssequenz ab. Bei der Beurteilung

des Ausmaßes von Gefäßstenosen muss

man diesen Effekt berücksichtigen.

–> Abstimmung


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Kantenoszillation

Kernspin

Kippwinkel

Kinoablauf (Cine)

Konkatenation

Kontrast

–> Abschneidungsartefakt

MR-Physik. Atomkerne mit einer ungeraden

Anzahl von Protonen oder Neutronen besitzen

einen resultierenden Spin, den Kernspin. Für die

MR-Bildgebung nutzt man nur die Protonen des

Wasserstoffs. Für die MR-Spektroskopie werden

auch andere Kerne, wie Phosphor, Fluor oder

Kohlenstoff verwendet.

–> Flipwinkel

Bilddarstellung. Zur Darstellung dynamischer

Prozesse, z.B. Herzbewegung. Die MR-Bilder laufen

automatisch durch das aktive Bildschirmsegment,

entweder im Kreis oder hin und zurück

(Jojo).

–> Schichtverknüpfung

Bildqualität. Relativer Unterschied in den Signalstärken

zwischen zwei benachbarten Gewebetypen.


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Kontrastmittel

Kontrastverstärkte

MR-Angiografie

(CE-MRA)

Kontrast-zu-Rausch-

Verhältnis (CNR)

Bildqualität. Chemische Verbindungen, die das

Kontrastverhalten beeinflussen. Bei MR werden

normalerweise paramagnetische Kontrastmittel

wie Gadolinium-DTPA oder andere Gadolinium-

Komplexe verwendet.

Im Gegensatz zur Röntgentechnik, in der das

Kontrastmittel direkt sichtbar wird, können

MR-Kontrastmittel nur indirekt wirken, indem sie

vor allem die Relaxationszeiten von Gewebewasser

verkürzen.

MR-Applikation. Die kontrastverstärkte MRA

nutzt die T1-Verkürzung des Blutes durch Gadolinium-basierte

Kontrastmittel. Die CE-MRA ist

nicht durch Sättigungseffekte begrenzt, daher

sind große Messfelder und beliebige Orientierungen

möglich.

Bildqualität. Das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis

im MR-Bild ist die Differenz zwischen den Signalzu-Rausch-Verhältnissen

zweier relevanter Gewebetypen

A und B.

CNR = SNR A – SNR B

CE-MRA:

Contrast-Enhanced

MR Angiography

CNR:

Contrast-to-noise ratio


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Konturenartefakt

Koronar

Körperspule

k-Raum

Kryogen

–> Chemical Shift Artefakt

–> Orthogonale Schichten

MR-Komponenten. Die Körperspule ist fest

innerhalb des Magneten installiert. Sie arbeitet

als Sende- und Empfangsspule. Sie besitzt ein

großes Messfeld, jedoch nicht das hohe Signalzu-Rausch-Verhältnis

der Sonderspulen.

–> Fourierraum

Magnettechnik. Kühlmittel zur Aufrechterhaltung

der Supraleitfähigkeit eines supraleitenden

Magneten (flüssiges Helium oder Stickstoff).


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Längsmagnetisierung

(M z )

Längsrelaxation

Längsrelaxationszeit

Larmor-Frequenz

MR-Physik. Die Längsmagnetisierung M z ist der

Anteil des makroskopischen Magnetisierungsvektors

in Richtung der z-Achse, also entlang des

äußeren Magnetfeldes. Nach der Anregung

durch einen HF-Puls kehrt M z mit einer charakteristischen

Zeitkonstanten T1 zu ihrem Gleichgewichtszustand

M 0 zurück.

M z (t) = M 0 (1–exp(–t/T1)

MR-Physik. Rückkehr der Längsmagnetisierung

nach Anregung auf ihren Gleichgewichtszustand

durch Energieaustausch zwischen den Spins und

dem sie umgebenden Gitter (daher auch Spin-

Gitter-Relaxation).

–> T1-Konstante

MR-Physik. Diejenige Frequenz, mit der die Kernspins

um die Richtung des äußeren Magnetfeldes

präzedieren. Sie ist abhängig vom Kerntyp und

der Stärke des angelegten Magnetfeldes.


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Bei 1,0 Tesla beträgt die Larmor-Frequenz von

Protonen ca. 42 MHz, bei 1,5 Tesla ca. 63 MHz.

–> Präzession

Localizer

Logische Gradienten

Lokaler Shim

Lokale Spule

–> Basisbild

MR-Messtechnik. Bei orthogonaler Schichtführung

hat jeder der 3 physikalischen Gradienten

genau eine »logische« Aufgabe: Schichtselektion,

Frequenzkodierung und Phasenkodierung.

Bei schrägen Schichten setzen sich die logischen

Gradienten aus Mischungen der physikalischen

Gradienten zusammen.

Qualitätssicherung. Der Shim wird auf ein zuvor

angewähltes lokales Volumen beschränkt.

–> 3D-Shim

MR-Komponenten. Für jeden zu untersuchenden

Körperteil kann man spezielle Spulen verwenden

(Oberflächenspule). Sie besitzen ein

hohes Signal-zu-Rausch-Verhältnis bei einem

kleinen Messfeld.


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Lokalisierte MIP

LOTA-Technik

MR-Angiografie. Lokalisiertes »Mippen« verbessert

die Bildqualität und verkürzt die Rekonstruktionszeit

erheblich. Es wird nur ein Teildatenvolumen

verwendet, welches die Voxel der

interessierenden Gefäße enthält. Die Projektion

enthält dann weniger verrauschte Hintergrundpixel

und stellt weniger signalintensives Fett dar.

Man kann auch einzelne Gefäße für die Rekonstruktion

auswählen, um das Bild übersichtlich zu

halten.

MR-Messtechnik. Datenmittelung zur Reduzierung

von Bewegungsartefakten.

MIP:

Maximum Intensity Projection

LOTA:

Long Term Averaging


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Magnet

Magnetfeld

Magnetfeldgradienten

Magnetfeldhomogenität

Magnetfeldstärke

–> Permanentmagnet

–> Resistiver Magnet

–> Supraleitender Magnet

MR-Physik. Der Raum, der einen Magneten (oder

einen stromdurchflossenen Leiter) umgibt, hat

besondere Eigenschaften. Jedes Magnetfeld übt

eine Kraft auf magnetisierbare Teilchen aus, die

sich entlang einer Vorzugsrichtung ausrichten

(magnetischer Nord- und Südpol). Die Wirkung

und Richtung dieser Kraft wird durch magnetische

Feldlinien symbolisiert.

–> Gradienten

–> Homogenität

MR-Physik. Die Stärke der Kraft eines Magnetfeldes

auf magnetisierbare Teilchen. In der Physik

nennt man diese Kraftwirkung magnetische

Induktion. In der MR-Technik hat sich jedoch der

Begriff magnetische Feldstärke eingebürgert.


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Einheit: Tesla (T), 1 Tesla entspricht etwa der

20 000fachen Stärke des Erdmagnetfelds.

Magnetische

Abschirmung

Magnetische

Resonanz (MR)

Magnetisierbarkeit

Magnetisierungs-

Übertragung

(MTC)

Im Raum: Abschirmung

Durch Gewebe: Schwächung des von außen

angelegten Magnetfeldes am Kernort durch das

in der Elektronenhülle des umgebenden Gewebes

induzierte Gegenfeld.

–> Chemische Verschiebung

MR-Physik. Absorption oder Emission elektromagnetischer

Energie durch Atomkerne in einem

statischen Magnetfeld, nach Anregung durch

elektromagnetische HF-Einstrahlung mit der

Resonanzfrequenz.

–> Suszeptibilität

MR-Messtechnik. Indirekte Beobachtung schnell

relaxierender Magnetisierung durch Vorsättigung.

Durch die Magnetisierungs-Übertragung

wird das Signal aus bestimmten »festen« Geweben,

z.B. dem Gehirnparenchym, reduziert und

MTC:

Magnetization Transfer

Contrast


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gleichzeitig das Signal aus flüssigeren Komponenten,

z.B. aus Blut, beibehalten.

Bei MTC wird die Sättigung von gebundenen

Protonen auf benachbarte freie Protonen übertragen.

Dadurch wird das sichtbare MR-Signal in

diesem Bereich reduziert.

Magneto-hydrodynamischer

Effekt

MAP-Shim

Matrix

Bildqualität. Zusätzliche elektrische Spannungen,

die durch geladene Teilchen (Ionen im Blut)

erzeugt werden, welche sich senkrecht zum

Magnetfeld bewegen.

Qualitätssicherung. Der MAP-Shim führt eine

globale Abstimmung der Shimströme durch.

Dabei werden mit Hilfe eines festen Algorithmus

Korrekturfunktionen berechnet und in die entsprechenden

Shimströme umgesetzt.Der Shim

wird also auf das gesamte Messfeld angewendet.

Bei modernen Systemen ist der MAP-Shim nicht

mehr erforderlich.

–> Bildmatrix

–> Rohdatenmatrix

MAP:

Multi-Angle Projection


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Matrixgröße

Matrixspulen

Matrixspulen-Modus

Messparameter. Größe der Rohdatenmatrix;

beeinflusst nicht nur die Messzeit, sondern auch

die Auflösung und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis.

Bei einer quadratischen Rohdatenmatrix ist die

Anzahl der Zeilen gleich der Anzahl der Spalten.

MR-Komponenten. Matrixspulen besitzen mehrere

Spulenelemente, die zu Gruppen (Cluster)

zusammengefasst sind, typischerweise 3 Spulenelemente

pro Cluster. Für ein maximales Signalzu-Rausch-Verhältnis

ist jedes Spulenelement mit

einem rauscharmen Vorverstärker ausgestattet.

Die Spine-Matrixspule hat beispielsweise 24 Spulenelemente

und 24 Vorverstärker.

Messparameter. Der Matrixspulen-Modus legt

die Zuordnung zwischen Matrixspulen-Elementen

und HF-Empfangskanälen fest.

• Matrixspulen-Modus CP

• die Spulenelemente eines Spulenclusters werden

zu einem HF-Empfangskanal zusammengefasst.

Dieser Modus ist optimiert für ein


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maximales Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Beispiel:

Im Matrixspulen-Modus CP verhält sich

die Head-Matrixspule wie ein CP-Kopfarray mit

4 Elementen.

• Matrixspulen-Modus Dual bzw. Triple

Die Spulenelemente eines Spulenclusters werden

zwei bzw. drei HF-Empfangskanälen zugeordnet.

Dadurch ist zusätzliche Information verfügbar,

die zur Verbesserung des Signal-zu-

Rausch-Verhältnisses am Bildrand und/oder für

höhere PAT-Faktoren verwendet werden kann.

Beispiel: Im Matrixspulen-Modus Triple verhält

sich die Head-Matrixspule wie ein CP-Kopfarray

mit 12 Elementen.

Maximum Intensity

Projection

MDDW

–> MIP

Diffusionsbildgebung. Zur Berechnung des

Diffusionstensors erzeugt die Technik der multidirektionalen

Diffusionswichtung (MDDW) Messungen

in mindestens sechs Raumrichtungen.

Pro Schichtposition, b-Wert und Diffusionsrich-

MDDW:

Multi Directional Diffusion

Weighting


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tung (für b > 0) wird jeweils ein diffusionsgewichtetes

Bild aufgenommen.

MEDIC-Technik

Mehretagen-MRA

Mehrschichtbildgebung

MR-Messtechnik. Mehrere in einem Scan aufgenommene

Echos werden zu einem Bild kombiniert.

Der Vorteil: Mehr SNR pro Zeit, weniger

Artefakte. Anwendung: axiale HWS, Gelenke.

MR-Angiografie. Bei der peripheren oder Ganzkörper-Angiografie

vereinfacht das Mehretagen-

Prinzip (auch: Multistep Angio) die Messung und

verkürzt die Messzeit. Der zu untersuchende

Bereich wird in einzelnen Abschnitten (Etagen)

gemessen, bei automatischem Tischvorschub,

und die gewonnenen Daten werden anschließend

zu einem Gesamtbild kombiniert.

MR-Messtechnik. Variante der sequentiellen

Bildgebung. Die Erholungsperiode der ersten

angeregten Schicht wird ausgenutzt, um weitere

Schichten zu messen (Zeitersparnis). Die Schichten

sind ineinander verschachtelt.

MEDIC:

Multi-Echo Data-Image

Combination


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Messfeld

Messmatrix

Mess-Sequenz

Messzeit

MIP

MR-Physik. Kugelförmiges Volumen in der

Magnetfeldmitte, in welchem das Magnetfeld

eine definierte Homogenität aufweist. Bei der

MR-Untersuchung müssen zu messende Objekte

stets im Messfeld positioniert sein (zur Vermeidung

von Signalverzerrungen).

Rohdatenmatrix, nicht zu verwechseln mit der

Bildmatrix.

–> Pulssequenz

MR-Messtechnik. Die Messzeit einer 2D-Messung

ergibt sich zu:

Messzeit = Anz.Scans x TR x Anz.Akquisitionen

Nachverarbeitung. Aus 3D- oder Mehrschicht-

Messungen lassen sich Maximalwert-Projektionen

berechnen, die zu MIP-Serien zusammengefasst

werden können. Dieses Verfahren wird vor

allem in der MR-Angiografie angewandt. Man

stellt hierbei Blutgefäße so dar, dass sie heller

erscheinen als die übrigen Bildteile.

MIP:

Maximum Intensity Projection


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Mitlaufende

Sättigungsschicht

Mittelung

Mosaikbild

Schichtpositionierung. Man kann auf einer

Seite der Schicht einen Vorsättigungspuls schalten

und damit die Signalintensität der fließenden

Spinensembles reduzieren, die kurz davor sind,

von dieser Seite aus in die Schicht einzudringen.

Dies erlaubt, selektiv nur Arterien oder Venen

abzubilden, da diese oft Fluss in die entgegengesetzte

Richtung aufweisen (z.B. Carotis und Vena

jugularis im Hals).

Die Schichten werden der Reihe nach, also

Schicht für Schicht, komplett gemessen. Der Vorsättigungspuls

behält die relative Lage zur

gemessenen Schicht.

Messparameter. Gemittelte Summation der

gemessenen Signale einer Schicht zur Verbesserung

des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses.

Beispielsweise mittelt man eine Messung mit

2 Akquisitionen.

BOLD-Bildgebung. Es werden 16 bis 64 EPI-Bilder

zu einem Mosaikbild zusammengefasst.


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Dies erhöht die Übersichtlichkeit der BOLD-Bilddarstellung.

MPR

MPRAGE-Technik

MR-Angiografie

–> Multiplanare Rekonstruktion (MPR)

MR-Messtechnik. MPRAGE ist eine 3D-Erweiterung

der TurboFLASH-Technik mit präparierenden

Inversionspulsen für. Es wird nur ein Segment

oder eine Partition eines 3D-Datensatzes

pro Vorbereitungspuls gewonnen.

Nach der Akquisition aller Zeilen innerhalb

einer 3D-Partition wird eine Verzögerungszeit TD

benutzt. Sie ist notwendig, um Sättigungseffekte

zu verhindern.

MR-Applikation. Die Angiografie mit MR stellt

nicht wirklich das Blutvolumen dar, sondern eine

bestimmte physikalische Eigenschaft des Blutes,

beispielsweise den Magnetisierungszustand oder

die lokale Geschwindigkeit. Dies wird als Blutvolumen

wahrgenommen. MRA stellt nicht ein einzelnes

Gefäß dar, sondern die Gesamtheit der

Gefäße im Bildvolumen. Aus 3D-Datenvolumen

MPRAGE:

Magnetization Prepared Rapid

Gradient Echo Imaging


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Klinisch relevantes Ziel der MR-Bildgebung ist

die Differenzierung von pathologischem und

gesundem Gewebe (Bildkontrast).

MR-Empfindlichkeit

MR-Kardiologie

MR-Physik. Atomkerne für die MR-Untersuchung

müssen »MR-empfindlich« sein, d.h. einen

resultierenden Kernspin besitzen. Diese Bedingung

schließt alle Atomkerne aus, die eine

gerade Anzahl von Protonen und Neutronen aufweisen.

Da das Wasserstoffisotop 1 H am empfindlichsten

nachzuweisen ist, wird es im Vergleich zu

anderen Atomkernen als Referenz gesetzt und

besitzt die relative MR-Empfindlichkeit von 1

(bzw. 100 %).

MR-Applikation. Die Vorteile von MR des

Herzens sind unter anderem:

• freie Wahl der Bildschnittebenen und FoVs

• hoher Gewebekontrast

• zeitliche und räumliche Auflösung

Die Bildebenen lassen sich den Projektionen in

Angiokardiografie, Szintigrafie oder 2D-Echokar-


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diografie vergleichbar darstellen. Entlang der

jeweiligen Schnittebenen können eine Vielzahl

von Herzschichten aufgenommen werden. So

erhält man eine komplette anatomische Darstellung

des Herzens in allen drei Dimensionen. Über

die Herzphasen aufgenommene Datensätze

ermöglichen eine Kinodarstellung der Herzrhythmik.

Eine anschließende quantitative Auswertung

der Herzstudien ermöglicht:

• manuelle oder halb-automatische Segmentierung

der inneren und äußeren Herzwand des

linken Ventrikels und der Innenwand des rechten

Ventrikels: ED-, ES-Bilder oder gesamter

Herzzyklus

• Berechnung von Ventrikelvolumen, Myokardmasse

und funktionellen Parametern

• Auswertung der myokardialen Wanddicke,

Veränderungen der Wanddicke (zwischen EDund

ES-Phase oder während des Herzzyklus)

werden für jeden Sektor ausgewertet

• Viability, Perfusion, Coronar-Angio


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MR-Kontrastmittel

MR-Signal

MR-Spektroskopie

(MRS)

–> Kontrastmittel

MR-Physik. Elektromagnetisches Signal im

HF-Bereich; entsteht durch die Präzession der

Quermagnetisierung, die in einer Empfängerspule

eine sich ändernde elektrische Spannung

erzeugt (Dynamo-Prinzip). Der zeitliche Verlauf

dieser Spannung ist das MR-Signal.

MR-Applikation. Die MR-Spektroskopie erlaubt

die nicht-invasive Messung von Verbindungen

des Zellstoffwechsels. Ein MR-Spektrum zeigt die

Abhängigkeit der Signalintensität von der chemischen

Verschiebung für ein Messvolumen

(Voxel). Daraus kann auf die relativen Konzentrationsverhältnisse

der zum Spektrum beitragenden

Stoffwechselprodukte (Metabolite) rückgeschlossen

werden.

In der MR-Spektroskopie wird das MR-Signal als

Funktion der Zeit gemessen: eine schnell abnehmende

Hochfrequenzschwingung. Durch die

Fourier-Transformation wird diese Schwingung


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in eine Darstellung ihrer Frequenzanteile überführt,

das Spektrum.

Die MR-Spektroskopie ist vor allem im Bereich

des Intermediärstoffwechsels eine wichtige

Methode zur in-vitro und in-vivo Untersuchung

von Geweben und Organen.

mSENSE

MTT-Bild

Multidirektionale

Diffusionswichtung

Multiecho-Sequenz

MR-Messtechnik. Weiterentwicklung von SENSE

mit Auto-Kalibrierung und einem modifizierten

Algorithmus für die Bildrekonstruktion.

Perfusionsbildgebung. Für eine betrachtete

Schicht lässt sich ein MTT-Bild rekonstruieren. Es

stellt die mittlere Durchgangszeit des KM-Bolus

dar und erlaubt die Beurteilung hämodynamischer

Störungen.

–> MDDW

MR-Messtechnik. Pulssequenz, die mehrere

Echos anregt, mit jeweils unterschiedlichem

Grad an T2-Wichtung. Die Signalhöhe nimmt mit

mSENSE:

Modified Sensitivity Encoding

MTT:

Mean Transit Time


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der Querrelaxation ab. Über diesen Signalabfall

kann ein reines T2-Bild berechnet werden.

Multiplanare

Rekonstruktion (MPR)

Multislice-Bildgebung

Multistep Angio

Multivenc-Sequenz

Nachverarbeitung. Mit der multiplanaren

Rekonstruktion lassen sich auf Basis einer 3Doder

einer lückenlosen Mehrschicht-Messung

neue Schnittbilder in beliebiger Orientierung

rekonstruieren.

–> Mehrschichtbildgebung

–> Mehretagen-MRA

Phasenkontrast-MR-Angiografie. Eine Multivenc-Sequenz

ist für verschiedene Flussgeschwindigkeiten

zugleich empfindlich. Sie dient

zur Erfassung großer Variationen der Flussgeschwindigkeiten

z.B. in den peripheren Arterien.

venc:

velocity encoding,

Geschwindigkeitskodierung


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Nativbild

NATIVE

Navigatorecho

Kontrastmittelstudie. MR-Bild ohne Gabe von

Kontrastmittel, beispielsweise bei einer Präkontrast-Studie.

BOLD-Bildgebung. Ruhebild ohne Aktivierung

(Basislinie).

MR-Angiografie. Aufnahmen von Arterien und

Venen ohne Kontrastmittel (nativ).

• NATIVE SPACE: für periphere MRA; basiert auf

einer schnellen 3D-TSE Sequenz; Berechnung

der Bilddaten durch Inline-Subtraktion zweier

EKG-getriggerter Datensätze (Systole und Diastole).

• NATIVE TrueFISP: für thorakoabdominelle MRA

(z.B. Nierenarterien); der intrinsische Kontrast

wird durch das Einfließen von Blut mit nicht-gesättigten

Spins in ein vorgesättigtes Volumen

erzeugt.

MR-Messtechnik. Zusätzliche Spin- oder Gradientenechos

zur Detektion von Positionsänderungen

eines Objekts im Messvolumen oder von

sonstigen Veränderungen. Anwendbar zum Bei-


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spiel bei interventionellen Verfahren oder beim

Atemgating.

Neurobildgebung

Nichtselektiver Puls

Normalisierungsfilter

MR-Applikation. Oberbegriff für Anwendungen

im Gehirn und im Nervensystem, z.B. BOLD-Bildgebung.

MR-Messtechnik. Bei einem nicht-selektiven

Puls muss man bei Mehrschicht-Messungen oder

wiederholten Messungen derselben Schicht nach

der Datenakquisition mit einem längeren TR

arbeiten. Dieses längere TR ist notwendig, damit

sich die Magnetisierung zwischen aufeinanderfolgenden

Messungen genügend erholen kann,

und sich die einzelnen Messungen nicht gegenseitig

stören.

Anwendung bei 3D-Volumenmessungen und

bei Vorsättigungstechniken (z.B. Magnetisierungs-Übertragung).

Bildqualität. Zum Ausgleich von Signalintensitäten

bei Verwendung von Oberflächenspulen.

Durch das Filter wird die Signalintensität spulen-


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naher Gebiete herabgesetzt, in weiter entfernten

Gebieten wird die Signalintensität angehoben.

Anwendung vor allem beim Betrieb von

Arrayspulen.


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Oblique Schicht

Oberflächenspule

Off-center

(Exzentrizität)

Orthogonale

Schichten

Ortsauflösung

–> Schräge Schicht

MR-Komponenten. Spezielle HF-Empfangsspule,

die nahe der Körperoberfläche positioniert

wird und selektiv den spulennahen Bereich abbildet.

Gegenüber der Körperspule wird ein besseres

Signal-zu-Rausch-Verhältnis und eine höhere

räumliche Auflösung erreicht. Eine Oberflächenspule

kann auch für eine einfache Lokalisation

bei der MR-Spektroskopie verwendet werden.

Schichtpositionierung. Verschiebung des Mittelpunkts

einer Schichtgruppe aus dem Magnetfeldzentrum

innerhalb der Schichtebene.

Schichtpositionierung. Im Raum rechtwinklig

zueinander orientierte Schichten. Als Basisorientierung

sind drei Grundebenen möglich: Sagittal,

Coronar, Transversal (Axial).

–> Schichtorientierung

–> Räumliche Auflösung


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Ortskodierung

Out of Phase

Oversampling

MR-Messtechnik. Definition von Position und

Orientierung einer Schicht durch Frequenz- und

Phasenkodiergradienten. Hierdurch wird der Ort

der Signalentstehung in den MR-Signalen verschlüsselt

und in der nachfolgenden Bildberechnung

wieder rekonstruiert.

–> Phasenauslöschung

Messparameter. Methode zur Vermeidung von

Überfaltungsartefakten.

Auslese-Oversampling: Verdopplung der

Abtastpunkte in Richtung der Frequenzkodierung,

ohne die Messzeit zu verlängern. Der

zusätzliche Teil wird nach der Rekonstruktion verworfen.

Phasen-Oversampling: Messdatenerfassung

über die Grenzen des FoV hinaus in Richtung der

Phasenkodierung. Das SNR wird erhöht. Die

Messzeit wird entsprechend länger. 100 % Phasen-Oversampling

hat den gleichen Effekt wie

eine Verdoppelung der Zahl der Akquisitionen.


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PACE

Paradigma

Parallele Akquisitions-

Techniken

Parallele Bildgebung

Parallele Sättigung

MR-Messtechnik. PACE korrigiert in Echtzeit

während der Messung Atem- und Bewegungsartefakte

durch Reduktion des Versatzes zwischen

den Schichten. Dies erlaubt beispielsweise Mehrfach-Atemanhalte-Untersuchung

ebenso wie

freies Atmen während des Scanvorgangs.

–> 1D-PACE

–> 2D-PACE

–> 3D-PACE

BOLD-Bildgebung. Geplante Abfolge der

funktionellen Messung, beispielsweise: 10 Ruhebilder

(Baseline), 10 Aktivierte Bilder, 2 Ignorierte

Bilder.

–> PAT

–> PAT

Schichtpositionierung. Durch Sättigungsbereiche

parallel zur Bildebene außerhalb der interessierenden

Schicht wird erreicht, dass zum Mess-

PACE:

Prospective Acquisition

Correction


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bereich fließendes Blut am Beginn der Messung

so gut wie kein Signal abgibt. Das intraluminale

Signal des Gefäßes wird so ausgelöscht, und

Geisterbilder in Phasenkodierrichtung werden

verhindert.

Diese Vorsättigung ist auf beiden Seiten der

Schicht möglich. Die parallelen Sättigungsschichten

verschieben sich mit den Schichten mit, was

die Planung vereinfacht.

Parametric Map

Parametrische

Karte

–> Parametrische Karte

Nachverarbeitung. Parametrische Karten stellen

die T1-, T2-, oder T2*-Charakteristiken des aufgenommenen

Gewebes dar und erlaubt so beispielsweise

in der Osteologie die Früherkennung

von Arthritis.

Diffusionsbildgebung. Parametrische Karten

(Maps) in der Diffusionsbildgebung werden aus

der Messung des Diffusionstensors gewonnen

und dienen beispielsweise zur Darstellung anisotropischen

Diffusionsverhaltens im Gehirn.

Beispiel: FA-Karte.


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Perfusionsbildgebung. Zur Darstellung von Perfusionsstörungen.

Beispiel: Time-to-Peak-Karte

(TTP).

Partial Fourier

Partitionen

Partitionsdicke

MR-Messtechnik. Reduzierung der Phasenkodierschritte

bei der Messung, so dass die Rohdatenmatrix

mit weniger Zeilen aufgefüllt wird.

Ermöglicht kürzere Echozeiten. Sonderfall: Halb-

Fourier-Matrix

3D-Bildgebung. Bei der 3D-Bildgebung werden

nicht einzelne Schichten, sondern ganze Volumina

angeregt. Ein 3D-Block setzt sich aus mehreren

Partitionen zusammen, die lückenlos aufeinander

folgen. Die Anzahl der Partitionen

entspricht der Anzahl der Schichten bei 2D-Bildgebung.

3D-Bildgebung. Die effektive Schichtdicke der

einzelnen Partitionen eines 3D-Blocks berechnet

sich aus der Blockdicke dividiert durch die Anzahl

der Partitionen.


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Passive Abschirmung

PAT

MR-Komponenten. Früher wurde zur Abschirmung

des Streufelds der Magnet mit Weicheisen

umkleidet. Das Eisen wirkt als Flussrückführung

und reduziert so das Streufeld erheblich. Das

Gesamtgewicht der Anlage wird drastisch

erhöht.

Heute bevorzugt man die Aktive Abschirmung.

MR-Messtechnik. PAT ist der allgemeine Oberbegriff

für Parallele Bildgebungs-Techniken.

Andere Ausdrücke für PAT sind »Parallele Bildgebung«,

»Parallel Imaging« und »Partial Parallel

Acquisition«.

Man unterscheidet zwei verschiedene Gruppen

von PAT: die bildbasierten Methoden (z.B. SENSE,

mSENSE), bei denen die PAT-Rekonstruktion nach

der Fourier-Transformation durchgeführt wird,

und die k-Raum-basierten Methoden (z.B.

SMASH, GRAPPA), bei denen die PAT-Rekonstruktion

vor der Fourier-Transformation durchgeführt

wird.

Durch PAT kann die Messzeit verkürzt werden,

ohne Verluste bei der Bildauflösung. Durch die

PAT:

Parallele Akquisitions-

Techniken


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geringere Zahl von Messzeilen sinkt das Signalzu-Rausch-Verhältnis.

Voraussetzung für PAT ist die Verwendung von

Arrayspulen und die Ermittlung des Spulenprofils

aller Elemente der Arrayspule (z.B. durch Auto-

Kalibrierung).

Die wichtigsten Vorteile von PAT: kürzere Atemanhaltezeiten,

höhere zeitliche Auflösung dynamischer

Messungen und schärfere Bilder mit der

Echoplanaren Bildgebung (durch die Verkürzung

des Echozugs).

–> iPAT

–> iPAT 2

PAT-Faktor

Messparameter. Der PAT-Faktor ist ein Maß für

die Reduktion der Phasenkodierschritte durch

PAT. Beispiel: Bei einem PAT-Faktor von 2 wird

jeder zweite Phasenkodierschritt übersprungen

Dadurch halbiert sich die Messzeit.

Bei iPAT 2 ist der PAT-Faktor das Produkt aus den

beiden PAT-Faktoren in Phasenkodierrichtung

und in Partitionsrichtung. Beispiel: Ein PAT-Faktor

von 12 setzt sich zusammen aus einem PAT-Fak-


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tor von 4 in Phasenkodierrichtung und einem

PAT-Faktor von 3 in Partitionsrichtung.

PBP-Bild

PC Angio

Peak

Perfusionsbildgebung

–> Prozentuales Signalbild

–> Phasenkontrast-Angiografie

MR-Spektroskopie. Theoretisch liefert die Frequenzdarstellung

einer reinen Sinusschwingung

eine scharfbegrenzte Spektrallinie an der Stelle

der Resonanzfrequenz. In der Realität verbreitert

sich die Spektrallinie zu einem unschärferen

Peak. Ursache sind Spin-Gitter-Wechselwirkungen

und Feldinhomogenitäten (Magnet und

Patient).

Peak-Charakteristika: Resonanzfrequenz (ν 0 ),

Peakhöhe (h), Peakbreite bei halber Höhe (b)

(Full Width Half Maximum, FWHM), Flächeninhalt.

MR-Applikation. Technik zur Beurteilung von

Organen oder Organarealen, häufig mit Kontrastmittelgabe.

Schlecht durchblutete Bereiche

PBP:

Percentage of Baseline at Peak


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zeigen eine zeitliche Signaländerung. Beispiele:

T1-empfindliche Perfusion von Leber-, Herz- oder

Sella-Läsionen, T2*-empfindliche Perfusion des

Schlaganfalls. Verwendet werden zumeist EPI-

Sequenzen.

Die Perfusion ist auch ohne Kontrastmittel mit

Inversion Recovery-Präparation darstellbar.

Periphere Angiografie

MR-Applikation. MR-Angiografie des peripheren

Gefäß-Systems; sie stellt besondere Anforderungen:

• der arterielle Fluss ist oft pulsierend

• es müssen große Volumen gemessen werden

• die Bilder müssen gut zwischen Arterien und

Venen unterscheiden

Am häufigsten werden schnelle 3D-Gradientenecho-Protokolle

mit Kontrastmittelgabe verwendet.

Die Messungen werden meist mit Tischverschiebung

in verschiedenen Etagen

durchgeführt. Sie erfordern einen optimierten

zeitlichen Ablauf.


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Permanentmagnet

Phantom

Phasenauslöschung

(Chemische

Verschiebung)

MR-Komponenten. Permanentmagnete bestehen

aus großen Blöcken eines magnetischen

Materials, z.B. in Form eines Hufeisen. Sie besitzen

ein dauerhaftes Magnetfeld. Daher benötigen

sie weder eine Energiezufuhr noch eine Kühlung

(Feldstärken bis maximal 0,3 Tesla).

Qualitätssicherung. Künstlicher Gegenstand,

dessen Abmessungen und messtechnische

Eigenschaften bekannt sind. Meist flüssigkeitsgefüllte

Behälter mit eingebauten Kunststoff-Strukturen

verschiedener Größen und Formen. Phantome

werden zum Testen von System- und

Qualitätseigenschaften bildgebender Systeme

eingesetzt.

Bildqualität. Fett- und Wasserprotonen besitzen

leicht unterschiedliche Resonanzfrequenzen.

Dies erzeugt eine Phasenzyklierung. Bei 1,0 Tesla

beispielsweise sind Fett- und Wasserspins nach

dem HF-Puls alle 3,4 ms abwechselnd in und

außer Phase. Die Signalintensität eines Voxels,

das Fett und Wasser enthält, oszilliert daher mit


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wachsender Echozeit. Die Stärke hängt vom

Mengenverhältnis zwischen Fett- und Wasserprotonen

im Gewebe ab. Der Effekt tritt nur bei

Gradientenecho-Sequenzen auf.

Phasenbild

Phasenkodiergradient

Bildrekonstruktion. Aus den gemessenen Rohdaten

lassen sich neben den üblichen Betragsbildern

auch Phasenbilder rekonstruieren.

Im Betragsbild entspricht der Grauwert eines

Pixels dem Betrag des MR-Signals am jeweiligen

Ort. Im Phasenbild dagegen stellt jeder Pixelgrauwert

die jeweilige Phasenlage zwischen −180°

und +180° dar.

In Phasenbildern lassen sich bewegte Spinensembles

von stationärem Gewebe unterscheiden.

Stationäre Spins besitzen gleiche Phasenlage,

bewegte Spins jedoch haben davon abweichende

Phasenlagen, abhängig von ihrer

Geschwindigkeit.

MR-Messtechnik. Magnetfeldgradient, der in

Richtung der Phasenkodierung geschaltet wird.


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Phasenkodierschritt

Phasenkodierung

MR-Messtechnik. Für die Phasenkodierung

eines MR-Bildes müssen so viele Anregungen

und Signalauslesungen erfolgen, wie die Bildmatrix

Zeilen hat (z.B. 256 oder 512). Von Anregung

zu Anregung ändert sich schrittweise die Amplitude

des Phasenkodiergradienten. So wird jeder

Rohdaten-Zeile eine andere Phaseninformation

aufgeprägt.

MR-Messtechnik. Verfahren zur Definition der

Zeilen der Messmatrix. Zwischen HF-Anregungspuls

und Auslesung des MR-Signals wird kurzzeitig

ein Magnetfeldgradient geschaltet, der den

Spins von Zeile zu Zeile eine Phasenverschiebung

aufprägt. Zur vollständigen Messung einer

Schicht müssen je nach Matrix z.B. 256 oder 512

Phasenkodierschritte erfolgen. Die anschließende

Fourier-Transformation kann die unterschiedlichen

Phasenlagen wieder den ihnen

entsprechenden Zeilen zuordnen.


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Phasenkontrast-

Angiografie (PCA)

Phasen-Oversampling

Phasenverschiebung

MR-Applikation. Verfahren zur Darstellung von

Fluss in Gefäßen. Bei der PCA wird die geschwindigkeitsinduzierte

Phasenänderung der Spins

von fließendem Blut zur Unterscheidung von

stationärem Gewebe ausgenutzt. Nur bewegte

Spins liefern einen Signalbeitrag. Der Blutkontrast

im Bild ist proportional zur lokalen Flussgeschwindigkeit.

2D- und 3D-PCA-Protokolle besitzen festgelegte

Flussempfindlichkeiten für alle drei Raumrichtungen.

So lassen sich unterschiedliche Flussgeschwindigkeiten

darstellen.

Anwendungen: Langsamer Fluss, »geknickte«

Gefäße mit wechselnder Flussrichtung, Projektionsbilder

für Übersichten.

Diese Technik ist auch Grundlage für Flussmessungen.

–> Oversampling

MR-Physik. Verlust der Phasenkohärenz präzedierender

Spins (Signalminderung). In den meisten

physiologischen Situationen bewegen sich

PCA:

Phase Contrast Angiography


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vaskuläre Spins mit verschiedenen Geschwindigkeiten.

Schneller fließende Spins erfahren eine

stärkere Phasenverschiebung als langsamer fließende.

Physikalische

Gradienten

Physiologisch

gesteuerte

Bildgebung

Pixel

–> Gradientenspulen

MR-Messtechnik. Physiologische Bewegungen

wie Herzbewegung, Atmung, Blutfluss oder

Liquor verursachen im allgemeinen Artefakte,

die eine eindeutige Interpretation des MR-Bildes

erschweren oder teilweise sogar verhindern können.

Die physiologisch gesteuerte Bildgebung

ermöglicht es, diese Artefakte zu unterdrücken.

–> Herztriggerung (EKG-Triggerung,

Pulstriggerung), Atemtriggerung

Bildqualität. Kleinstes Bildelement (picture

element) eines digitalen Bildes. Zur Darstellung

eines MR-Bildes besitzt jedes Pixel der Bildmatrix

einen bestimmen Grauwert.

Pixelgröße = FoV / Matrixgröße


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Partial Parallel

Acquisition (PPA)

Präzession

Präzessionsfrequenz

Protonendichte

Protonendichte-

Wichtung

–> PAT

MR-Physik. Rotation der Drehachse eines sich

um die eigene Achse drehenden Körpers um die

Richtungslinie der angewandten Kraft; die Bewegung

beschreibt einen Kegel.

–> Larmor-Frequenz

MR-Physik. Anzahl der Wasserstoffprotonen pro

Volumeneinheit (allgemein: Spindichte).

Bildqualität. Im protonendichte-gewichteten

MR-Bild wird der Kontrast hauptsächlich durch

die Protonendichte des abgebildeten Gewebes

beeinflusst.


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Prozentuales

Signalbild (PBP)

Pseudo-Gating

PSIF-Sequenz

Pulssequenz

Perfusionsbildgebung. Für eine betrachtete

Schicht lässt sich ein prozentuales Signalbild

rekonstruieren. Die Grauwerte stellen die Signaländerung

relativ zu einem Basisbild vor der Kontrastmittelgabe

dar.

Physiologisch gesteuerte Bildgebung. Pseudo-

Gating erreicht man durch ein TR, das dem RR-

Intervall im Herzzyklus entspricht. Anwendung

nicht zur Herzbildgebung, sondern zur Vermeidung

von Flussartefakten (bei stabiler Herzrate).

MR-Messtechnik. Die PSIF-Sequenz ist eine zeitlich

umgekehrte FISP-Sequenz. Man kann mit ihr

einen stark T2-gewichteten Kontrast in kurzer

Messzeit erzielen.

MR-Messtechnik. Zeitliche Abfolge der HF-Pulse

und Gradientenpulse zur Anregung des zu messenden

Bildvolumens, zur Signalerzeugung und

Ortskodierung. Jede Pulssequenz erfordert eine

für den jeweiligen Kontrast optimierte Wiederholzeit

TR.

PBP:

Percentage of Baseline at Peak

PSIF:

FISP rückwärts gelesen


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Typische Pulssequenzen: Spinecho, Gradientenecho,

TurboSE, Inversion Recovery, EPI u.a.

Pulstriggerung

Physiologische Bildgebung. Die Pulstriggerung

unterdrückt Bewegungs- und Flussartefakte, die

durch pulsierendes Blut und Liquor entstehen.

Als Trigger dient die Pulswelle, die z.B. mit einem

Sensor am Finger detektiert wird.

Pulsfühler sind einfacher anzulegen als EKG-

Elektroden, allerdings weniger genau, daher zur

Herzbildgebung nicht geeignet.


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Quadraturspule

Qualitätssicherung

Quench

Quermagnetisierung

(M xy )

–> CP-Spule

Verfahren zur Abstimmung der Komponenten

und Parameter einer MR-Anlage, zur Bestimmung

der räumlichen Auflösung und Kontrastauflösung,

des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses

und anderer qualitätsrelevanter Parameter.

Supraleitender Magnet. Plötzlicher Verlust der

Supraleitfähigkeit einer Magnetspule durch

lokale Temperaturerhöhungen im Magneten. Das

für die Supraleitfähigkeit verwendete Kühlmittel

verdampft schlagartig, dabei verringert sich

rapide die Magnetfeldstärke.

MR-Physik. Die Quermagnetisierung M xy ist die

Komponente des makroskopischen Magnetisierungsvektors,

die in der xy-Ebene liegt, also senkrecht

zum äußeren Magnetfeld orientiert ist.

Die Präzession der Quermagnetisierung induziert

in einer Empfängerspule eine sich zeitlich

ändernde elektrische Spannung. Der zeitliche

Verlauf dieser Spannung ist das MR-Signal. Nach


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der HF-Anregung zerfällt M xy bis auf Null mit

einer charakteristischen Zeitkonstanten T2

(ideal) bzw. T2* (real).

Querrelaxation

Querrelaxationszeit

MR-Physik. Zerfall der Quermagnetisierung

durch Verlust der Phasenkohärenz zwischen

präzedierenden Spins (aufgrund gegenseitiger

Wechselwirkung); wird deshalb auch als Spin-

Spin-Relaxation bezeichnet.

–> T2-Konstante


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RADIANT

RARE-Technik

Räumliche Auflösung

Ortsauflösung

Rauschen

Read-out

MR-Mammografie. Ultraschallähnliche

3D-Rekonstruktion bei der Brustbildgebung,

erzeugt eine 360°-Ansicht, mit der Brustwarze

als Zentrum.

MR-Messtechnik. Schnellste Turbo-Spinecho-

Technik, bei der nach einem einzelnen

Anregungspuls ein vollständiger Echozug von

256 oder mehr Echos ausgelesen wird (Single-

Shot-Technik TurboSE). Jedes Echo ist einzeln

phasenkodiert.

Bildqualität. Die vollständige räumliche Auflösung

im Bild erhält man durch Berücksichtigung

des FoV, der Messmatrix und der Schichtdicke.

Sie ist durch die Voxelgröße gekennzeichnet. Je

kleiner das Voxel, desto höher ist die räumliche

Auflösung, doch um so geringer ist das gemessene

Signal.

–> Bildrauschen

–> Ausleserichtung

RARE:

Rapid Acquisition with

Relaxation Enhancement


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Receiver-Abstimmung

Rechteckiges FoV

RecFoV

Reduzierte Matrix

–> Empfängerabstimmung

Messparameter. Wenn das interessierende

Objekt nicht rund ist, sondern oval, kann man ein

rechteckiges Bildfeld wählen. Dies gilt vor allem

für Untersuchungen im Abdomen- und Wirbelsäulenbereich.

Das Rechteck-FoV kann man mit einer reduzierten

Messmatrix kombinieren. Es wird z.B. ein

rechteckiges FoV mit angepasster Matrix abgetastet.

Mit weniger Zeilen als Spalten erhält man

ein rechteckiges Bild.

Da der vollständige Rohdatenbereich abgetastet

wird, geht bei diesem Verfahren keine Auflösung

verloren. Messzeit wird eingespart, dafür

geht jedoch das Signal-zu-Rausch-Verhältnis

zurück.

Messparameter. Wenn man für die Messmatrix

weniger Zeilen wählt als Spalten, erhält man

eine reduzierte Matrix. Die hohen Ortsfrequenzen

werden dann nicht gemessen. Dies verringert

die Messzeit. Die nicht gemessenen Zeilen


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werden vor der Bildberechnung mit Nullen aufgefüllt

(Zero Filling). Dies entspricht einer Interpolation

in Phasenkodierrichtung, so dass auf

dem Bildschirm dennoch ein quadratisches Bild

dargestellt wird.

Referenzbild

Refokussierung

Region of Interest

(RoI)

Registrierung

Nachverarbeitung. Gewählte Vorlage zur Definition

von Rekonstruktionen, wie MIP oder MPR.

–> Rephasierung

Nachverarbeitung. Eine RoI ist der für eine Auswertung

herausgegriffene Bereich im MR-Bild.

Messvorbereitung: Jeder zu untersuchende

Patient muss vor der MR-Untersuchung registriert

werden. Hierzu werden die Patientendaten

eingegeben, die eine eindeutige Zuordnung

zwischen Patient und MR-Bild ermöglichen.

Interventionelle Bildgebung: Verbinden der

»echten« Position mit einem gemessenen Datensatz.


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Matching von Daten verschiedener Modalitäten.

Relaxation

Reliefartefakt

MR-Physik. Dynamischer, physikalischer Prozess,

bei dem ein System aus dem Nichtgleichgewichtszustand

in sein Gleichgewicht zurückkehrt.

–> Längsrelaxation

–> Querrelaxation

Bildqualität. Reliefähnliche Strukturen längs der

Übergänge zwischen Geweben mit großen

Unterschieden im Fett- und Wassergehalt (z.B.

um Milz, Nieren, Augenhöhle, Wirbel und Bandscheiben).

Ursache ist die Chemische Verschiebung: Die

Signale der Fett- und Wasserprotonen in einem

Voxel werden bei der Bildrekonstruktion verschiedenen

Bildpunkten zugeordnet. Diese Fehlkodierungen

führen an den Übergängen von Fett

und Wasser entweder zu einem gesteigerten Signal

(dunkle Fläche) oder zu einem ungültigen


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Signal (helle Bereiche), und zwar jeweils in Frequenzkodierrichtung.

Repetitionszeit (TR)

Rephased-Dephased

Rephasierung

Resistiver Magnet

Messparameter. In der Regel die Zeit zwischen

zwei Anregungspulsen. Innerhalb des TR-Intervalls

werden Signale mit einer oder mehren

Echozeiten, mit einer oder mehreren Phasenkodierungen

durchgeführt (je nach Messtechnik).

TR ist einer der kontrastbestimmenden Messparameter.

Die Akquisitionszeit (TA) ist direkt proportional

zu TR.

–> Betragskontrast-Angiografie

MR-Physik. Umkehr einer Dephasierung, d.h. die

Spins werden wieder in Phase gebracht. Erreichbar

durch 180°-Pulse, diese erzeugen ein Spinecho,

oder durch Gradientenpulse in der Gegenrichtung.

MR-Komponenten. Widerstandsmagnet. Ein

Magnet, dessen Magnetfeld von einem normal

leitenden Spulensystem erzeugt wird, das unter

TR:

Time to Repetition


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Verwendung von Kupfer- oder Aluminiumleitern

eine maximale Feldstärke von ca. 0,3 Tesla aufbauen

kann. Nachteil: höhere Stromkosten.

Resonanz

Resonanzfrequenz

Restore-Sequenz

Physik. Austausch von Energie zwischen zwei

Systemen bei einer bestimmten Frequenz. In

Musikinstrumenten z.B. das Mitschwingen einer

Saite derselben Tonhöhe.

MR-Physik. Diejenige Frequenz, bei der Resonanz

auftritt. Bei MR ist das die Frequenz des

HF-Pulses, der das Spingleichgewicht beeinflusst,

also mit der Larmor-Frequenz übereinstimmt.

MR-Messtechnik. Die Restore-Sequenz in der

T2-gewichteten TurboSE-Bildgebung erhöht das

Signal von Substanzen mit langen Relaxationszeiten

(z.B. Liquor). Dies wird durch die Anwendung

eines speziellen 90° HF-Pulses (sog. »Restore-Puls«)

am Ende des Echozugs der TurboSE-

Sequenz erzielt. Damit wird die Quermagnetisierung

in die Längsachse zurückgeführt, wodurch

die Relaxation der Längsmagnetisierung


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beschleunigt wird. Sie erlaubt eine Verkürzung

von TR bei vergleichbarem Kontrast und damit

eine Reduktion der Messzeit.

Retrospektives Gating

REVEAL

Rohdaten

Rohdatenfilter

Herzbildgebung. Simultane Aufnahme von

nicht-getriggerten Daten und EKG-Signal. Das

EKG-Signal wird bei der anschließenden Nachbearbeitung

verwendet, um die Bilder den korrekten

Phasen im Herzzyklus zuzuweisen.

Verwendbar auch bei Liquorfluss.

Diffusionsbildgebung. Diffusionsgewichtete

Single-Shot-Technik zur Differenzialdiagnose bei

der Beurteilung von Läsionen im gesamten Körper,

insbesondere im Körperstamm.

MR-Messtechnik. Durch die MR-Messung wird

nicht das Bild direkt gewonnen, sondern es

werden zunächst Rohdaten erzeugt, die anschließend

zu einem Bild rekonstruiert werden.

Messparameter. Rohdaten können vor der Bildberechnung

gefiltert werden. Das Hanning-Filter


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wird in verschiedenen Wichtungen angeboten.

Damit lassen sich beispielsweise Kantenoszillationen

reduzieren.

Rohdatenmatrix

MR-Messtechnik. Jeder Punkt in der Rohdatenmatrix

enthält – wie bei einem Hologramm –

Teilinformationen des gesamten Bildes. Einem

Punkt in der Rohdatenmatrix entspricht also keineswegs

ein Punkt in der Bildmatrix.

Die Zeilen, die um die Mitte der Rohdatenmatrix

herum angeordnet sind, bestimmen die

grobe Struktur und den Kontrast im Bild. Die

äußeren Zeilen der Rohdatenmatrix liefern Informationen

über Ränder und Umrisse im Bild, über

feinere Strukturen, und bestimmen letztlich die

Auflösung.

Mit der zweidimensionalen Fourier-Transformation

wird die Rohdatenmatrix in die Bildmatrix

überführt. Daher nennt man die Rohdatenzeilen

auch Fourierzeilen.


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Sagittal

Sättigung

Sättigungsschicht

Saturation Recovery

(SR)

–> Orthogonale Schichten

MR-Physik. Ein Zustand, bei dem sich die Spins

gegen und mit dem äußeren Magnetfeld gegenseitig

aufheben, die Längsmagnetisierung also

null ist. Für ein gesättigtes Gewebe kann man

daher kein MR-Signal anregen.

Schichtpositionierung. Regionale Vorsättigung,

um ungewünschte Signale bestimmter Bereiche

zu unterdrücken, innerhalb der Schicht oder parallel

zu ihr.

–> Mitlaufende Sättigungsschicht

–> Parallele Sättigung

–> Vorsättigung

MR-Messtechnik. Technik zur Erzeugung eines

vorwiegend von T1 abhängigen Kontrastes durch

eine Folge von 90°-Anregungspulsen. Unmittelbar

nach dem ersten Puls ist die Längsmagnetisierung

null, das Gewebe also gesättigt (saturation).

Man wartet mit dem nächsten 90°-Puls, bis


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sich die Längsmagnetisierung teilweise erholt

hat (recovery).

Die Erholungszeit hängt von den T1-Konstanten

der Gewebe ab.

Scan

Scanzeit

Schicht

Schichtabstand

Schichtanzahl

1. Aufnahme eines oder mehrerer MR-Signale

nach einem einzelnen Anregungspuls

2. Aufnahme eines ganzen Rohdatensatzes

–> Messzeit

Messparameter. Dünner, dreidimensionaler

Quader, der durch Schichtposition, FoV und

Schichtdicke eindeutig definiert ist. Die Mittelebene

der Schicht ergibt die Bildebene.

Messparameter. Der Abstand zwischen den

Mittelebenen zweier aufeinanderfolgender

Schichten oder 3D-Blöcke.

Messparameter. Während einer MR-Messung

werden typischerweise mehrere Schichten aufgenommen.

Die maximale Anzahl der Schichten


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einer Pulssequenz/eines Messprotokolls hängt

von der Wiederholzeit TR ab.

–> Mehrschichtbildgebung

Schichtdicke

Schichtgrenzen-

Artefakt

Schichtlücke

Messparameter. Die eingestellte Dicke einer zu

messenden Schicht. Je dicker die Schicht ist, um

so stärker ist das Signal und um so besser das

Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Es sinkt jedoch die

räumliche Auflösung.

Bildqualität. Schichtgrenzen-Artefakte werden

durch Signalverluste an den Grenzen zwischen

den Schichten verursacht (Slab Boundary Artifact,

Venetian Blind Artifact). Sie treten typischerweise

bei konventionellen 3D-Multislab-

Messungen auf und führen zu Oszillationen der

Signalintensität und zu Treppenphänomenen

entlang der Gefäße.

Messparameter. Der Zwischenraum (Gap)

zwischen zwei benachbarten Schichten. Nicht zu

verwechseln mit dem Schichtabstand.


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Schichtorientierung

Schichtposition

Schichtpositionierung

Schichtreihenfolge

Messparameter. Als Basisorientierung einer

Schicht ist eine der orthogonalen Grundebenen

möglich:

• sagittal

• koronar

• transversal

Eine schräge oder doppeltschräge Schicht

erhält man durch Drehen der Schicht aus der

Basisorientierung.

Messparameter. Die Lage der zu messenden

Schicht im Untersuchungsbereich.

Grafische Positionierung der zu messenden

Schichten/Sättigungsschichten auf einem Basisbild.

Messparameter. Bei Mehrschicht-Messungen

kann man die Reihenfolge der Anregung beliebig

wählen:

• aufsteigend (1, 2, 3, ..., n)

• absteigend (n, n−1, ..., 3, 2, 1)

• verschachtelt (1, 3, 5, ..., 2, 4, 6, ...)


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• frei definiert

Schichtselektion

Schichtverknüpfung

(Konkatenation)

MR-Messtechnik. Zur Darstellung eines Schnittbildes

des menschlichen Körpers wird die

gewünschte Körperschicht selektiv angeregt. Für

orthogonale Schichten wird senkrecht zur

gewünschten Bildebene ein Magnetfeldgradient

geschaltet (Schichtselektionsgradient). Schräge

und doppeltschräge Schichten werden durch das

gleichzeitige Schalten von 2 oder 3 Gradientenfeldern

angeregt.

Messparameter. Aufteilung der Anzahl der zu

messenden Schichten auf mehrere Messungen.

Mögliche Anwendungen:

• bei kurzem gegebenem TR Anzahl der Schichtverknüpfungen

erhöhen, um mehr Schichten

messen zu können

• um Übersprechen (cross talk) bei geringem

Schichtabstand zu vermeiden, Anzahl der

Schichtverknüpfungen auf 2 setzen und verschachtelte

Schichtreihenfolge verwenden


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Schichtverschiebung

Schräge Schicht

Scout

SE-CSI-Technik

Segmented HASTE

Messparameter. Abstand des Mittelpunkts einer

Schichtgruppe zum Magnetfeldmittelpunkt in

Richtung der Schichtselektion.

Messparameter. Durch Drehung einer orthogonalen

Schicht (sagittal, koronar bzw. transversal)

um eine Koordinatenachse, die in der Bildebene

liegt, erhält man eine schräge Schicht.

–> Basisbild

MR-Spektroskopie. Hybridverfahren, basierend

auf der Spinecho-SVS-Technik.

MR-Messtechnik. Variante der Standard-HASTE-

Technik. Beim segmentierten HASTE wird die

eine Hälfte der Bildinformation nach dem

1. Anregungspuls gewonnen, die zweite Hälfte

nach dem 2. Anregungspuls. Die aufgenommenen

Rohdatenzeilen nach dem 1. und 2. Anregungspuls

werden in der Rohdatenmatrix verschachtelt

sortiert. Damit sich das Spinsystem

zwischen den Anregungspulsen erholen kann,

SE-CSI:

Spin Echo Chemical Shift

Imaging

HASTE:

Half-Fourier Acquisition

Single-Shot TurboSE


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wird die Wiederholzeit TR sehr lang gewählt.

Diese Zeit kann jedoch genutzt werden, um weitere

Schichten anzuregen.

Vorteil: Die Länge des Multiecho-Pulszugs wird

halbiert. HASTE-Sequenzen können auch in mehr

als 2 Segmente aufgeteilt werden.

Selektive Anregung

Sendebandbreite

Senderabstimmung

MR-Messtechnik. Die Eingrenzung der Anregung

auf eine gewünschte Region. Hierzu werden

Magnetfeldgradienten mit einem schmalbandigen-HF-Puls

kombiniert. Auch bei Fettoder

Wasserunterdrückung werden selektive

Anregungen verwendet. Schmalbandige Pulse

regen in Fett oder in Wasser gebundene Protonen

an.

MR-Messtechnik. Der Frequenzbereich, der

durch den Anregungspuls einer Sequenz angeregt

wird.

MR-Messtechnik. Einstellung der Sendeleistung

der HF-Pulse (Flipwinkel).


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SENSE

Sequentielle

Mehrschichtbildgebung

Sequenz

Shim

MR-Messtechnik. Bildbasierte Parallele Akquisitions-Technik

(PAT). Bei SENSE wird die PAT-

Rekonstruktion nach der Fourier-Transformation

durchgeführt.

MR-Messtechnik. Die Schichten werden in der

Untersuchungsregion nacheinander gemessen.

Die gewünschten Schichten werden durch das

Schalten geeigneter Gradienten (selektive Anregung)

gewählt.

–> Pulssequenz

Qualitätssicherung. Korrektur von Magnetfeldinhomogenitäten,

die bedingt sind durch den

Magneten selbst, durch ferromagnetische

Objekte oder durch den Körper des Patienten.

Der Grund-Shim geschieht üblicherweise durch

gezieltes Anbringen kleiner Eisenstücke am Magneten.

Der patientenbezogene Fein-Shim wird

durch im Magneten angebrachte Shimspulen

durchgeführt und über die Software gesteuert.

–> Aktiver Shim

SENSE:

Sensitivity Encoding


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–> Globaler Shim

–> Interaktiver Shim

–> Lokaler Shim

–> 3D-Shim

Shimspulen

Signal

Signalauslöschung

MR-Komponenten. Spulen, die schwache

zusätzliche Magnetfelder in verschiedenen

Raumrichtungen erzeugen. Zur Korrektur von

Inhomogenitäten im Hauptmagnetfeld.

–> MR-Signal

Bildqualität. Bereiche im Bild, die kein Signal zeigen,

also schwarz sind. Signalauslöschungen

haben verschiedene Ursachen: Metallartefakte,

Suszeptibilitätsartefakte, Flusseffekte und Sättigungseffekte.

FIusseffekte treten z.B. bei schnellem

Fluss und der Verwendung von Spinecho-

Sequenzen auf. Der Bolus ist nach der halben

Echozeit vollständig aus der Schicht herausgeströmt.

Da er dann nicht mehr von dem schichtselektiven

180°-Puls erfasst wird, gibt er kein

Spinecho ab: Blut erscheint schwarz im Bild.


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Signal-zu-Rausch-

Verhältnis (SNR)

Simultane

Anregungen

Bildqualität. Verhältnis der Intensitäten von Signal

zu Rauschen. Möglichkeiten zur Verbesserung

des SNR u.a.:

• Erhöhung der Anzahl der Mittelungen

• Vergrößerung des Messvolumens (räumliche

Auflösung verschlechtert sich)

• Verwendung von Sonderspulen und lokaler

Spulen

• kleinere Bandbreite

• kürzere Echozeit

• dickere Schicht

MR-Messtechnik. Spezielles Mittelungsverfahren,

bei dem je zwei Schichten simultan angeregt

werden. Dadurch können z.B. mehr Schichten bei

gleichen Messzeit aufgenommen werden.

Eine simultane Anregung bietet folgende Vorteile:

• kürzeres TR bei gleicher Anzahl von Schichten,

gleicher Messzeit und gleicher Anzahl von Verknüpfungen

SNR:

Signal-to-Noise Ratio


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• doppelte Anzahl von Schichten mit gleichem

Signal-zu-Rausch-Verhältnis bei gleichem TR

und gleicher Messzeit

Single-Shot-Technik

Single Volume

Spectroscopy

Slab

Slew Rate

MR-Messtechnik. Die gesamte Bildinformation

wird nach nur einem einzigen Anregungspuls

gewonnen; es wird die Magnetisierung des voll

relaxierten Spinsystems genutzt. Anschließend

werden alle Echos erzeugt, jedes Echo mit anderer

Phasenkodierung. Nur etwas mehr als die

Hälfte der Rohdaten wird aufgenommen; das

Bild erhält man nach Halb-Fourier-Matrix-Rekonstruktion.

Zu den Single-Shot-Techniken zählen: EPI,

RARE, HASTE.

–> Einzelvolumen-Spektroskopie

–> 3D-Block

MR-Messtechnik. Anstiegsgeschwindigkeit der

Gradientenfelder (Einheit: T/m/s)


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Slew Rate = Gradientenstärke/Anstiegszeit

SMASH

Sonderspule

SPACE

SPAIR

MR-Messtechnik. K-Raum-basierte Methode der

Parallelen Akquisitions-Technik (PAT). Bei SMASH

wird die PAT-Rekonstruktion vor der Fourier-

Transformation durchgeführt.

–> Lokale Spule

MR-Messtechnik. SPACE ist eine Variante von

3D-Turbo-Spinecho. Im Vergleich zur konventionellen

TurboSE-Sequenz verwendet SPACE nichtselektive,

kurze Refokussierungspulszüge, die

aus HF-Pulsen mit variablen Flipwinkeln bestehen.

Dies erlaubt sehr hohe Turbofaktoren

(> 100) und eine hohe Abtast-Effizienz. Ergebnis

sind hochaufgelöste, isotrope Bilder, die eine

freie Reformatierung in allen Ebenen ermöglichen.

MR-Messtechnik. Robuste Fettsättigung in der

Körperbildgebung durch einen frequenzselektiven

Inversionspuls. Die SPAIR-Technik ist eine

SMASH:

Simultaneous Acquisition of

Spatial Harmonics

SPAIR:

Spectrally Adiabatic Inversion

Recovery


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Alternative zur konventionellen spektralen Fettsättigung

und Wasseranregung.

Spalten

Spektrale Karte

Spektroskopie

Spektrum

Spezifische

Absorptionsrate (SAR)

MR-Messtechnik. Die frequenzkodierten Anteile

der Messmatrix.

–> Zeilen

MR-Spektroskopie. Abbildung einer CSI-Spektren-Matrix

über einem anatomischen Bild. Sie

zeigt die regionale Veränderung der Metaboliten

als überlagerte Kontur.

–> MR-Spektroskopie

MR-Spektroskopie. Die Darstellung des

MR-Signals durch seine Frequenzanteile. Die Signalintensität

wird als Funktion der chemischen

Verschiebung dargestellt. Kerne mit unterschiedlichen

Resonanzfrequenzen erscheinen als

getrennte Peaks im Spektrum.

Sicherheit. Die pro Zeiteinheit und pro Kilogramm

Körpergewicht absorbierte hoch-


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frequente Energie nach HF-Einstrahlung. Die

Absorption der HF-Energie kann zur Erwärmung

des Körpergewebes führen. Sie ist eine wichtige

Größe für die Erstellung von Sicherheitsgrenzwerten.

Bei unzulässig hoher lokaler Konzentration von

HF-Energie können HF-Verbrennungen auftreten

(local SAR). Bei gleichmäßiger Verteilung der HF-

Energie über den ganzen Körper ist die Belastung

der Thermoregulation bzw. des Herzkreislaufsystems

des Patienten maßgeblich (whole-body

SAR).

Abhilfen: andere HF-Pulse, kleinerer Flipwinkel,

geringeres TR, weniger Schichten.

Spin

Spindichte

Spinecho (SE)

–> Kernspin

–> Protonendichte

MR-Messtechnik. Das Wiedererscheinen des

MR-Signals nach Zerfall des FID-Signals. Hierzu

wird die Dephasierung der Spins (Zerfall der

Quermagnetisierung) durch Einstrahlen eines


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180°-Inversionspulses aufgehoben. Die Spins

geraten wieder in Phase, und es entsteht das

Spinecho zum Zeitpunkt TE (Echozeit).

T2*-Effekte werden rückgängig gemacht (Feldinhomogenitäten,

Suszeptibilität), nicht aber

T2-Effekte.

Spinecho-Sequenz

Spin-Gitter-Relaxation

Spin-Spin-Kopplung

Spin-Spin-Relaxation

MR-Messtechnik. Bei der Spinecho-Sequenz

erzeugt die Folge aus Anregungspuls (90°) und

Refokussierungspuls (180°) ein Spinecho. Kann

zur Erzeugung stark T2-gewichteter Bilder verwendet

werden.

–> Längsrelaxation

MR-Spektroskopie. Wechselwirkung zwischen

MR-empfindlichen Kernen im Molekül, die im

Spektrum zu einer zusätzlichen Feinaufspaltung

der Peaks führt.

–> Querrelaxation


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T U V W Z 123

Spoilergradient

Spulen

Spulenprofil

MR-Messtechnik. Gradientenpuls mit ausreichender

Amplitude und/oder Dauer zur vollständigen

Dephasierung der Quermagnetisierung.

Der Spoilergradient wird nach dem Echo geschaltet,

so dass die Quermagnetisierung vor dem

nächsten Anregungspuls zerstört ist.

Verwendet bei Vorsättigung und in FLASH-

Sequenzen.

–> HF-Spulen

Physik. Empfangscharakteristik einer HF-Spule,

auch Spulen-Sensitivitäts-Profil genannt. Die

Stärke des empfangenen MR-Signals eines Voxels

ist abhängig vom Voxelort relativ zur Spule. Im

allgemeinen ist das Signal in Spulennähe am

höchsten. Es wird umso schwächer, je weiter das

Voxel von der Spule entfernt ist.

Die Spulenprofile können entweder aus einer

separaten Kalibrierungsmessung oder durch eine

in die Messung integrierte Auto-Kalibrierung

gewonnen werden.


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SSD

STEAM-Technik

Stimulation

STIR-Sequenz

–> Surface Shaded Display

MR-Spektroskopie. Einzelvolumen-Verfahren:

bei der STEAM-Pulssequenz erzeugen drei

schichtselektive 90°-Pulse ein stimuliertes Echo.

Sicherheit. Beim Schalten von Hochleistungsgradienten

ändert sich das Magnetfeld sehr

schnell. Falls die hierbei erzeugten elektrischen

Felder einen bestimmten Schwellwert übersteigen,

können im Körper des Patienten elektrische

Ströme induziert werden.

Diese Ströme können zu peripheren Nervenstimulationen

des Patienten führen, die möglicherweise

als unangenehm empfunden werden.

Wichtige Größe für die Festlegung von Sicherheitsgrenzwerten.

MR-Messtechnik. Inversion Recovery-Sequenz

mit einer kurzen Inversionszeit TI, verwendet zur

Fettunterdrückung. Die Wahl von TI ist von der

Feldstärke abhängig.

STEAM:

Stimulated Echo Acquisition

Method

STIR:

Short TI Inversion Recovery


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Streifentagging

Streufeld

Supraleitender

Magnet

Supraleitung

–> Tagging

Sicherheit. Der Anteil eines Magnetfeldes außerhalb

des Magneten, der nicht zur Bildgebung beiträgt.

Für verschiedene Geräte und vor allem für

Patienten mit Herzschrittmachern sind

bestimmte Sicherheitsabstände einzuhalten (z.B.

0,5 mT-Linie).

Bei Permanentmagneten ist das Streufeld

gering, da das System weitgehend selbstabschirmend

ist.

MR-Komponenten. Ein Elektromagnet, dessen

starkes Magnetfeld (typ. mind. 0,5 T) durch

supraleitende Spulen erzeugt wird. Der Leiterdraht

der Spulen besteht aus einer tiefgekühlten

Niob-Titan-Legierung. Als Kühlmittel verwendet

man flüssiges Helium, eventuell zur Vorkühlung

flüssigen Stickstoff.

Physik. Materialeigenschaft verschiedener Legierungen,

die bei sehr tiefen Temperaturen (nahe

dem absoluten Nullpunkt) zu einem völligen Ver-


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T U V W Z 123

lust des elektrischen Widerstands führt. Elektrischer

Strom kann dann verlustlos fließen.

Surface Shaded

Display (SSD)

Suszeptibilität

(Magnetisierbarkeit)

Suszeptibilitätsartefakt

Nachverarbeitung. Dreidimensionale Darstellung

von Oberflächen mit Hilfe variabler Schwellwerte,

z.B. kontrastverstärkter Gefäße.

Physik. Maß für die Fähigkeit eines Materials

oder Gewebes, in einem äußeren Magnetfeld

magnetisiert zu werden.

Bildqualität. An allen Nahtstellen zwischen

Geweben mit unterschiedlicher magnetischer

Suszeptibilität entstehen lokale Magnetfeldgradienten.

Insbesondere beim Übergang von

Gewebe zu luftgefüllten Räumen, z.B. am Schläfenbein,

können Bereiche mit reduziertem Signal

oder sogar völlig ohne Signal erscheinen.

Der Effekt ist stärker bei Gradientenecho-

Sequenzen, insbesondere EPI.


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Suszeptibilitätsgewichtete

Bildgebung

(SWI)

Suszeptibilitätskontrast

SVS-Verfahren

Swap

SWI

syngo

syngo BEAT

syngo BLADE

MR-Messtechnik. Mit suszeptibilitätsgewichteten

Mess-Sequenzen lassen sich sowohl venöse

Gefäße als auch Blutungen im menschlichen

Gehirn darstellen. Die SWI-Technik reagiert sensibel

auf lokale Änderungen des magnetischen Feldes,

die durch desoxygeniertes Blut oder lokale

Eisenablagerungen hervorgerufen werden.

Bildqualität. T2*-Kontrast.

–> Einzelvolumen-Spektroskopie

–> Gradienten-Swap

–> Suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung (SWI)

Gemeinsame Bildgebungs-Software für sämtliche

Siemens-Modalitäten.

–> BEAT

–> BLADE

SWI:

Susceptibility-Weighted

Imaging


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syngo BRACE

syngo GRACE

syngo MR

syngo NATIVE

syngo REVEAL

syngo SPACE

syngo TimCT

syngo TWIST

syngo VIEWS

–> BRACE

–> GRACE

MR-spezifische syngo-Anwendung.

–> NATIVE

–> REVEAL

–> SPACE

–> TimCT

–> TWIST

–> VIEWS


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Tagging

Tesla (T)

Tim (Total imaging

matrix)

Gittertagging: Netz von Sättigungslinien über

einem MR-Bild des Herzens; dient zur Sichtbarmachung

der Myokardbewegung.

Streifentagging: Parallele Streifen im MR-Bild;

dient zur Sichtbarmachung der Myokardbewegung

in der langen Hauptachsenansicht oder in

der Vierkammeransicht.

MR-Physik. SI-Einheit der Magnetfeldstärke,

etwa 20 000fache Stärke des Erdmagnetfelds

(1 Tesla = 10000 Gauss der alten Einheit).

MR-Komponenten. Das Matrix-Konzept Tim

erlaubt Ganzkörperuntersuchungen mit einem

FoV von bis zu 205 cm ohne Umlagerung des

Patienten. Voraussetzung für Tim: Matrixspulen

in Kombination mit unabhängigen HF-Empfangskanälen.

Beispiel: Tim [76 × 32]: Tim-System mit bis zu

76 Spulenelementen und 32 HF-Kanälen


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U V W Z 123

TimCT

Time-of-Flight-

Angiografie (ToF)

Time-Series (TS)

MR-Messtechnik. TimCT (Continuous Table

move) erlaubt die Messung großer

Untersuchungsregionen mit kontinuierlichem

Tischvorschub, also mit einem einzigen Untersuchungsschritt,

ohne Messpausen, ohne Neupositionierung

der Liege – »MR so einfach wie CT«.

Das kontinuierliche Scannen im Isocenter des

Magneten erzielt höchste Bildqualität und vermeidet

zudem die bei Mehretagen auftretenden

Schichtgrenzen-Artefakte.

MR-Angiografie. Die Time-of-Flight-Angiografie

(Einstrom-Angiografie) macht Gefäße dadurch

sichtbar, dass nicht-gesättigte, völlig relaxierte

Spinensembles, die in eine Schicht oder ein Volumen

einströmen, eine hohe Signalintensität

erzeugen. Im Vergleich dazu sind stationäre Spinensembles

teilweise gesättigt und liefern daher

eine relativ geringe Signalintensität.

–> Einstromverstärkung

Perfusionsbildgebung. Die gewonnenen T2*-

Bilder sind mit Nummer und Zeitposition in der


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U V W Z 123

Serie gekennzeichnet. Man kann sie für Cine-

Betrachtung und statistische Auswertung heranziehen.

Time-to-Peak-Karte

(TTP)

TIR-Sequenz

TIRM-Sequenz

t-Karte

ToF-Angio

Perfusionsbildgebung. Eine TTP-Karte (Time-to-

Peak Map) gibt grauwert- oder farbcodiert die

regionale Verteilung der Zeitdauer bis zum Erreichen

des Signalminimums der Perfusion an. Sie

wird für jede gemessene Schicht erzeugt.

–> Turbo Inversion Recovery

–> Turbo Inversion Recovery Magnitude

BOLD-Bildgebung. Die t-Karte zeigt die mit dem

t-Test ausgewerteten Messdaten der BOLD-Bildgebung

als ausschließlich funktionelle Information.

Gefundene positive Korrelationen zwischen

Stimulation und aktiven Hirnarealen werden hell,

negative Korrelationen dunkel dargestellt.

–> Time-of-Flight-Angiografie


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TONE-Technik

Total imaging matrix

Trace-Bild

Transmitterabstimmung

Transversal

MR-Messtechnik. TONE wird bei der ToF-Angiografie

eingesetzt, um Sättigungseffekte beim

Durchströmen eines 3D-Volumens zu minimieren.

Hierzu werden HF-Pulse mit einem geneigten

Schichtprofil geschaltet, um sie an Geschwindigkeit

und Richtung des Blutflusses anzupassen.

Dies erzeugt von Schicht zu Schicht variierende

Flipwinkel.

–> Tim

Diffusionsbildgebung. In den Trace-Bildern wird

der Kontrast durch die Richtung der Diffusionsspannung

erzeugt. Dies entspricht der Summe

der Diagonalelemente (Trace) des Diffusionstensors:

Trace = D xx + D yy + D zz

–> Senderabstimmung

–> Orthogonale Schichten

TONE:

Tilted, Optimized,

Nonsaturating Excitation


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Traveling Sat

Trigger

Triggersignal

Trigger-

Verzögerungszeit (TD)

TrueFISP

–> Mitlaufende Sättigungsschicht

Physiologisch gesteuerte Bildgebung.

Referenzpunkt im physiologischen Signal, der

den Scan auslöst, z.B. R-Zacke im EKG-Signal.

Physiologisch gesteuerte Bildgebung.

Physiologisches Signal (EKG-Signal, Fingerpuls

oder Atemkurve), das die Datenakquisition

immer am gleichen Punkt einer periodischen

Bewegung auslöst.

EKG-Triggerung. Zeitlicher Abstand zwischen

Trigger und Auslösen der Messung.

MR-Messtechnik. Die Gradientenecho-Sequenz

TrueFISP liefert das höchste Signal aller Steady-

State-Sequenzen. Der Kontrast ist eine Funktion

von T1/T2. Mit kurzem TR und kurzem TE ist der

T1-Anteil jedoch konstant, und die Bilder sind im

wesentlichen T2-gewichtet.

FISP- und PSIF-Signal werden gleichzeitig

erzeugt. Wegen der Überlagerung der beiden

TD:

Trigger Delay


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U V W Z 123

Signale ist TrueFISP empfindlich für Inhomogenitäten

des Magnetfeldes. Die Bilder können Interferenzstreifen

enthalten. Daher soll TR möglichst

kurz sein, und es muss ein Shim durchgeführt

werden.

t-Test

Turbofaktor

BOLD-Bildgebung. Statistisches Auswertungsverfahren

für BOLD-Messungen (ehemals

Z-Score). Dient zur Berechnung des Differenzbildes

aus den Mittelwerten der Aktions- und Ruhe-

Bilder. Der t-Test ist heute in GLM integriert.

Messparameter. Der Messzeitgewinn einer TurboSE-Sequenz

gegenüber einer konventionellen

Spinecho-Sequenz.

Beispiel: Bei Turbofaktor 7 misst die TurboSE-

Sequenz 7 mal so schnell wie eine SE-Sequenz

mit vergleichbaren Parametern.


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U V W Z 123

TurboFLASH

Turbo Gradienten-

Spinecho

(TurboGSE)

Turbo Inversion

Recovery

(TurboIR, TIR)

MR-Messtechnik. Bei einer TurboFLASH-

Sequenz wird die gesamte Rohdatenmatrix in nur

einem Arbeitsgang mit einer ultraschnellen

Gradientenecho-Sequenz gemessen. Der Bildkontrast

wird durch Präparationspulse modifiziert.

MR-Messtechnik. Bei TurboGSE werden zusätzliche

Gradientenechos vor und nach jedem Spinecho

erzeugt. Die Spinechos werden üblicherweise

den mittleren Segmenten der Rohdatenmatrix

zugeordnet, die Gradientenechos den

äußeren Segmenten. Durch diese Segmentauffüllung

wird ein reiner T2-Kontrast erreicht. Die

Gradientenechos bestimmen hauptsächlich die

Bildauflösung.

Vorteile gegenüber TurboSE: schneller, Fett ist

dunkler, empfindlicher auf Suszeptibilitätseffekte

(z.B. Blutungen mit Hämosiderin).

MR-Messtechnik. TurboSE-Sequenz mit langem

TE eff zur Flüssigkeitsunterdrückung von Liquor.

Die TurboIR-Sequenz besitzt einen vorgeschalte-


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U V W Z 123

tem Inversion Recovery Puls. In dieser Form eine

»echte« Inversion Recovery Darstellung mit

Berücksichtigung des Signalvorzeichens.

Turbo Inversion

Recovery Magnitude

(TIRM)

Turbo

MR-Angiografie

Turbo Spinecho

(TurboSE, TSE)

MR-Messtechnik. Wie TurboIR, jedoch mit

Betragsbildung des Signals (Magnitude) und entsprechender

Darstellung.

MR-Angiografie. Schnelle 3D-Angio-Techniken

mit Geschwindigkeitsgewinn Faktor 2 durch Zero

Filling, kurze TR und TE und Interpolationstechniken

in Schichtselektionsrichtung.

MR-Messtechnik. TurboSE ist eine schnelle

Multiecho-Sequenz. Jedes Echo eines Pulszugs

erhält eine andere Phasenkodierung. Innerhalb

der Wiederholzeit TR werden so viele Zeilen der

Rohdatenmatrix aufgenommen, wie der Pulszug

Echos enthält (segmentierte Rohdaten).

Der Geschwindigkeitsgewinn wird durch den

Turbofaktor ausgedrückt und häufig zur Erhöhung

der Auflösung genutzt.


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U V W Z 123

TWIST

T1-Konstante

(Längsrelaxationszeit)

T1-Kontrast

MR-Messtechnik. Mit dem TWIST-Verfahren

lässt sich die Messzeit bei angiografischen Untersuchungen

weiter verkürzen, bei hoher Bildqualität.

Dies wird durch eine ungleichmäßige Abtastung

der Rohdatenzeilen erreicht: die mittleren

Zeilen mit deutlich erhöhter Abtastrate, dies

erhöht die zeitliche Auflösung der Bilder. Mit

TWIST ist ein Bolus Timing nicht erforderlich, und

der Kontrastmittelverbrauch wird verringert.

MR-Physik. Gewebespezifische Zeitkonstante,

welche die Rückkehr der Längsmagnetisierung in

den Gleichgewichtszustand beschreibt. Nach

Ablauf der Zeit T1 ist die Längsmagnetisierung

wieder auf ca. 63 % ihres Endwertes angewachsen.

Einer der Kontrast bestimmenden Gewebeparameter.

Bildqualität. Die Kontraste eines T1-gewichteten

Bildes gründen vorwiegend auf unterschiedlichen

T1-Zeitkonstanten der verschiedenen

Gewebetypen.


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U V W Z 123

T2-Konstante

(Querrelaxationszeit)

T2-Kontrast

T2*-Konstante

MR-Physik. Gewebespezifische Zeitkonstante,

welche den Zerfall der Quermagnetisierung im

ideal homogenen Magnetfeld beschreibt. Nach

Ablauf der Zeit T2 hat die Quermagnetisierung

63 % ihres ursprünglichen Wertes verloren. Einer

der Kontrast bestimmenden Gewebeparameter.

Bildqualität. Die Kontraste eines T2-gewichteten

Bildes gründen vorwiegend auf unterschiedlichen

T2-Zeitkonstanten der verschiedenen

Gewebetypen.

MR-Physik. Charakteristische Zeitkonstante, welche

den wahren Zerfall der Quermagnetisierung

unter Berücksichtigung von Inhomogenitäten im

statischen Magnetfeld und im Körper beschreibt.

T2* ist immer kleiner als T2.


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V W Z 123

Überfaltungsartefakt

Übersichtsbild

Übersprechen

(cross talk)

Bildqualität. Überfaltungsartefakte entstehen,

wenn das Messobjekt außerhalb des FoV, aber

noch im sensitiven Volumen der Spule liegt. Signale

von außerhalb des FoV überlagern sich dem

Bild auf der entgegengesetzten Seite. Ursache ist

die Abtastung und anschließende Fourier-Transformation

von Signalkomponenten oberhalb der

Nyquist-Frequenz. Abhilfe vor allem durch

Oversampling, aber auch durch regionale Vorsättigung.

–> Basisbild

Bildqualität. Wenn die Schichtabstände zu klein

werden, beeinflussen sich die Signale benachbarter

Schichten gegenseitig, insbesondere

dann, wenn der Schichtabstand 0 ist. Ursache ist

das messtechnisch bedingte nichtideale Schichtprofil.

Der Übersprecheffekt ändert auch den

T1-Kontrast.

Abhilfe vor allem durch verschachtelte Schichtreihenfolge.


A B C D E F G H I J K L M N O P Q R S T U

V W Z 123

UTE

MR-Messtechnik. Pulssequenzen mit Echozeiten

(TE), die 10–200 mal kürzer sind als die

konventionell verwendeten. Dies erlaubt die Darstellung

von Gewebekomponenten mit kurzem

T2 (z.B. Membranen, kompakte Knochensubstanz),

die bisher wegen ihres geringen Signalanteils

nur dunkel erscheinen konnten.

UTE:

Ultrashort TE


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W Z 123

venc-Wert

Venetian Blind Artifact

Verknüpfung

Verschachtelte

Schichten

Verschmierungsartefakt

–> Flussempfindlichkeit

–> Schichtgrenzen-Artefakt

–> Schichtverknüpfung

–> Schichtreihenfolge

Bildqualität. Bei nichtperiodischen Bewegungen

wie Augenbewegung können sich die angeregten

Spins zum Echozeitpunkt an einem anderen

Ort im Gradientenfeld befinden. Dies führt zu

einer fehlerhaften Phasenkodierung. Diese Fehlkodierung

erzeugt kontinuierliche Verschmierungen

des Objekts in Phasenkodierrichtung. Bei

periodischen Bewegungen (Atmung, Blutfluss)

sind diese Verschmierungen diskreter.

venc:

velocity encoding,

Geschwindigkeitskodierung


A B C D E F G H I J K L M N O P Q R S T U V

W Z 123

VERSE

Verzerrungsartefakt

Verzögerungszeit

VIBE-Sequenz

MR-Messtechnik. Sequenzen mit zeitoptimiertem

VERSE-Pulsschema verbessern das Schichtprofil

bei 3D-Messungen. Dies erlaubt eine

beschleunigte 3D-Bildgebung begrenzter Volumina

mit konsistentem Bildkontrast über den

gesamten 3D-Block.

Bildqualität. Verzerrungen im Bild entstehen

durch Inhomogenitäten des Magnetfelds, durch

Nichtlinearitäten der Gradienten oder durch ferromagnetische

Materialien in Nähe der Untersuchung.

–> Trigger-Verzögerungszeit (TD)

MR-Messtechnik. Zur Messzeitverkürzung

3D-Messung mit reduzierter Schichtzahl in

Schichtrichtung mit Interpolation und/oder

Partial-Fourier-Verfahren, vor allem bei dynamischen

Kontrastmitteluntersuchungen im

Abdomen.

VERSE:

Variable-Rate Selective

Excitation

VIBE:

Volume Interpolated

Breathhold Examination


A B C D E F G H I J K L M N O P Q R S T U V

W Z 123

VIEWS

Volume of Interest

(VoI)

Volume Rendering

Vorsättigung

MR-Mammografie. Bilaterale 3D-Messtechnik

der Mamma mit Fettsättigung oder Wasserstimulation.

MR-Spektroskopie. Ein VoI ist das für eine Messung

oder Auswertung herausgegriffene Volumen.

Bei SVS- oder Hybrid-CSI Verfahren wird unter

dem VoI das Messvolumen verstanden, das Signalbeiträge

liefert. Bei SVS-Verfahren sind VoI

und Voxel identisch, bei Hybrid-CSI-Verfahren

wird das VoI in Voxel unterteilt.

–> 3D-VRT

Bildqualität. Regionale Vorsättigung, frequenzselektive

Vorsättigung (Fettsättigung, Wassersättigung),

Vorsättigung mit Inversionspulsen (z.B.

Dark-Blood Techniken).

Durch regionale Vorsättigung kann man das

Signal unerwünschten Gewebes reduzieren.

Beispielsweise um Artefakte zu minimieren, die

durch Bewegung des Brustkorbes entstehen.

VIEWS:

Volume Imaging with

Enhanced Water Signal


A B C D E F G H I J K L M N O P Q R S T U V

W Z 123

Hierzu wird ein zusätzlicher Sättigungspuls am

Anfang der Pulssequenz geschaltet, der die Spins

innerhalb der Sättigungsschicht sättigt.

Der gesättigte Bereich gibt fast kein Signal ab

und sieht auf dem Bild dunkel aus.

Voxel

Voxel Bleeding

VRT

Bildgebung. Volumenelement einer zu untersuchenden

Probe.

Voxelgröße = Schichtdicke × Pixelgröße

–> Räumliche Auflösung

MR-Spektroskopie. Voxel Bleeding bezeichnet

das Übersprechen (cross talk) von Signalintensitäten

aus einem Voxel in benachbarte Voxel. Bis

zu 10 % eines Signals können im Nachbarvoxel

erscheinen. Dieser Lokalisierungsartefakt tritt vor

allem bei Intensitätssprüngen im Bild auf. Es wird

durch Apodosierungsfilter (z.B. Hanningfilter)

reduziert.

–> 3D-VRT


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Z 123

Wasserbild

Wassersättigung

Wasserunterdrückung

Whisper

Widerstandsmagnet

Width

Wiederholzeit

Ein reines Wasserbild stellt nur den Signalanteil

der an Wasser gebundenen Protonen im Bild dar

und unterdrückt den Fettanteil. Erzeugbar beispielsweise

mit Hilfe der Dixon-Technik.

Bildqualität. Zur Unterdrückung von Wassersignalen

wird häufig eine frequenzselektive

Anregung des Wassers mit nachfolgender Dephasierung

genutzt. Diese Technik findet in MR-Bildgebung

und Spektroskopie Anwendung.

–> Dark-Fluid-Bildgebung (FLAIR)

–> Wassersättigung

–> Flüstersequenzen

–> Resistiver Magnet

–> Fensterung

–> Repetitionszeit (TR)


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Z 123

Wirbelströme

Wrap-around

MR-Messtechnik. Elektrische Ströme, die in

einem Leiter durch sich ändernde Magnetfelder

oder durch Bewegung des Leiters im Magnetfeld

erzeugt werden. Kann durch Verwendung

geschirmter Gradienten reduziert werden.

Wirbelströme sind eine Quelle von Artefakten.

–> Überfaltungsartefakt


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123

Zeilen

Zero Filling

ZIP-Technik

Z-Score

MR-Messtechnik. Die phasenkodierten Anteile

der Messmatrix. Vielfach auch einfach eine Zeile

im dargestellten Bild.

–> Spalten

MR-Messtechnik. Interpolationstechnik durch

Erweitern einer Rohdatenmatrix mit Nullen.

Bildrekonstruktion. Interpolationstechnik in

Schichtselektionsrichtung bei 3D-Messungen. Sie

ermöglicht die Rekonstruktion dünnerer Schichten.

–> t-Test


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1D-PACE

2D-PACE

3D-Bildgebung

3D-Block (Slab)

MR-Messtechnik. Schnelle Bewegungskorrektur

in Echtzeit, beispielsweise bei der Herzbildgebung.

Diese PACE-Technik ermöglicht dem

Patienten, während der Messung frei zu atmen.

MR-Messtechnik. Die in der abdominellen Bildgebung

eingesetzte PACE-Technik, basierend auf

einem lokalen 2D-Testbild zur Bewegungsdetektion.

MR-Messtechnik. Bei der 3D-Bildgebung werden

nicht einzelne Schichten angeregt, sondern das

gesamte Messvolumen, der 3D-Block. Eine

zusätzliche Phasenkodierung in Schichtselektionsrichtung

liefert Informationen über das räumliche

Volumen.

Messparameter. Angeregtes Messvolumen bei

der 3D-Bildgebung. Der 3D-Block wird in Partitionen

unterteilt.

PACE:

Prospective Acquisition

Correction


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3D-PACE

3D-Shim

3D-TurboSE

MR-Messtechnik. Vollautomatische Technik zur

Bewegungserkennung und -korrektur während

der BOLD-Messung, dient der Eliminierung von

Bewegungsartefakten.

3D-PACE korrigiert 6 Freiheitsgrade (3 Translationen

und 3 Rotationen) in Echtzeit.

Qualitätssicherung. Der 3D-Shim bietet die

Möglichkeit, das Shimvolumen einzugrenzen

(Lokaler Shim). Hierbei wird ein 3D-Volumen

(VoI) definiert. In diesem Volumen wird die

lokale Magnetfeldverteilung bestimmt und daraus

die Shim-Ströme.

Im Vergleich zum MAP-Shim kann der 3D-Shim

ein genaueres Ergebnis liefern und damit eine

bessere Fettsättigung, bei der Spektroskopie

bessere Startwerte für den interaktiven Shim.

MR-Messtechnik. Als 3D-Sequenz erlaubt

TurboSE die Akquisition von T2-gewichteten

Bildern mit dünnen Schichten und nahezu gleichförmigen

Voxeln.


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3D-VRT

Nachverarbeitung. 3D-Darstellung zur eindeutigeren

Abbildung komplexer Anatomien und anatomischer

Verhältnisse, z.B. in der Kontrast-

Angiografie. Neben Farbbilderzeugung ist auch

eine schwellwertbasierte Segmentierung von

3D-Objekten möglich.

VRT:

Volume Rendering Technique


Abkürzungen

ADC

ADC

ART

AS

ASL

b

B

BRACE

B 0

B 1

CE-MRA

CNR

CP

CSF

CSI

dB/dt

DTI

EPI

Analog-Digital-Converter,

Analog-Digital-Wandler

Apparent Diffusion Coefficient

Advanced Retrospective Technique

Active Shielding, Aktive Abschirmung

Arterial Spin Labeling

b-Wert

Magnetische Induktion, MR: Magnetfeld

Breast Acquisition Correction

Hauptmagnetfeld

Magnetisches Wechselfeld

Contrast-Enhanced MR-Angiography,

Kontrastverstärkte MR-Angiografie

Contrast-to-Noise Ratio,

Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis

Circular Polarization

Cerebro-spinal fluid, Liquor

Chemical Shift Imaging

Zeitliche Änderung des Magnetfeldes

Diffusion Tensor Imaging,

Diffusionstensor-Bildgebung

Echo-Planar Imaging,

Echoplanare Bildgebung


Abkürzungen

FA

FA

FFT

FID

FLAIR

fMRI

FoV

FT

FWHM

GBP

GLM

GMR

GRACE

GRAPPA

GRE

GSP

HF

Hz

IPA

iPAT

Flip Angle, Flipwinkel

Fractional Anisotropy

Fast Fourier Transformation

Free Induction Decay

Fluid Attenuated Inversion Recovery

Functional Magnetic Resonance Imaging

Field of View, Bildfeld

Fourier-Transformation

Full-width at half-maximum (Peak)

Global Bolus Plot, Globale Zeit-Dichte-Kurve

General Linear Model

Gradient Motion Rephasing, Flusskompensation

Generalized Breast Spectroscopy Exam

Generalized Autocalibrating Partially Parallel

Acquisition

Gradientenecho

Graphical Slice Positioning,

Grafische Schichtpositionierung

Hochfrequenz

Hertz

Integriertes Panorama Array

Integrierte Parallele Akquisitions-Techniken


Abkürzungen

IPP

IR

IRM

KM

KST

LP

MDDW

MIP

MPPS

MPR

MR

MRA

MRI

MRS

mSENSE

MTC

mT/m

MTS

MTT

M xy

M z

NMR

Integrated Panoramic Positioning

Inversion Recovery

Inversion Recovery Magnitude

Kontrastmittel

Kernspintomografie

Linear Polarization

Multidirektionale Diffusionswichtung

Maximum Intensity Projection

Modality-Performed Procedure Step

Multiplanare Rekonstruktion

Magnetische Resonanz

MR-Angiografie

Magnetic Resonance Imaging

MR-Spektroskopie

Modified Sensitivity Encoding

Magnetization Transfer Contrast

Millitesla pro Meter

Magnetisierungs-Übertragung

Mean Transit Time

Quermagnetisierung

Längsmagnetisierung

Nuclear Magnetic Resonance


Abkürzungen

PACE

PAT

PBP

PCA

ppm

RARE

RoI

SAR

SE

SENSE

SI

SLINKY

SMASH

SNR

SPAIR

SPIDER

SR

SSD

Prospective Acquisition Correction

Parallele Akquisitions-Techniken

Percentage of Baseline at Peak,

Prozentuales Signalbild

Phase Contrast Angiography,

Phasenkontrast-Angiografie

Parts per million

Rapid Acquisition with Relaxation Enhancement

Region of Interest

Spezifische Absorptionsrate

Spinecho

Sensitivity Encoding

Système Internationale

Sliding Interleaved k y

Simultaneous Acquisition of Spatial Harmonics

Signal-to-Noise Ratio,

Signal-zu-Rausch-Verhältnis

Spectrally Adiabatic Inversion Recovery

Steady-State Projection Imaging with Dynamic

Echo-Train Readout

Saturation Recovery

Surface Shaded Display


Abkürzungen

SVS

SWI

T

TA

TD

TE

TE eff

TGSE

TI

Tim

TimCT

TIR

TIRM

TR

TR eff

TSE

TTP

UTE

venc

VERSE

Single Volume Spectroscopy,

Einzelvolumen-Spektroskopie

Susceptibility-Weighted Imaging,

Suszeptibilitätsgewichtete Bildgebung

Tesla

Akquisitionszeit

Verzögerungszeit

Echozeit

Effektive Echozeit

Turbo Gradienten-Spinecho

Inversionszeit

Total imaging matrix

Tim Continous Table move

Turbo Inversion Recovery

Turbo Inversion Recovery Magnitude

Repetitionszeit, Wiederholzeit

Effektive Wiederholzeit

Turbo Spinecho (TurboSE)

Time-to-Peak

Ultrashort TE

Velocity Encoding, Geschwindigkeitskodierung

Variable-Rate Selective Excitation


Abkürzungen

VIBE

VIEWS

VoI

VRT

Volume Interpolated Breathhold Examination

Volume Imaging with Enhanced Water Signal

Volume of Interest

Volume Rendering Technique


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Bitte schicken Sie Ihre Vorschläge

per Email an dokumr.med@siemens.com oder

per Fax an +49 9131 84 8411.

Vorschläge -------------------------------------------------------------------

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© Siemens AG 2008

Bestellnummer

MR-00000.640.02.01.01

Gedruckt in Deutschland

01/2008

Siemens AG

Wittelsbacherplatz 2

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www.siemens.com/medical

Kontakt:

Siemens AG

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D-91052 Erlangen

Deutschland

Telefon: +49 9131 84-0

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