MR-Glossar - Siemens Healthcare

MR-Glossar 

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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


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.


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


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


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


hauptsächlich auf physiologische und systembedingte 

Einflüsse zurück. 

–> Bewegungsartefakt 

–> Flussartefakt 


–> 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


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


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


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


für die momentane Lage des Patienten durchgeführt 

(auch nach einer möglichen Bewegung). 

Axial 

–> Orthogonale Schichten

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 

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.

A B 


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

A B 


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

A B 


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).

A B 


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

A B 


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.

A B 


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

A B 


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

A B 


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.

A B C 

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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. 


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

A B C 


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

A B C 


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

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 

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

A B C D 


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

A B C D 


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

A B C D 


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.

A B C D 


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

A B C D 


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.

A B C D 


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.

A B C D 


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 %).

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 

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

A B C D E 


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. 


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

A B C D E 


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

A B C D E 


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

A B C D E 


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

A B C D E 


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

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 

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

A B C D E F 


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

A B C D E F 


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

A B C D E F 


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

A B C D E F 


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

A B C D E F 


–> 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

A B C D E F 


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. 


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

A B C D E F 


MR-Spektroskopie: Verfahren zur Berechnung 

von MR-Spektren aus MR-Zeitdaten. 

FoV 



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

A B C D E F 


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

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 

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.

A B C D E F G 


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

A B C D E F G 


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

A B C D E F G 


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

A B C D E F G 


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-

A B C D E F G 


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

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 

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



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



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



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.



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.



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.

A B C D E F G H I 

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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



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-



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



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

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 

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

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 

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.



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



Konturenartefakt 

Koronar 

Körperspule 

k-Raum 

Kryogen 

–> Chemical Shift Artefakt 


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).

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 

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.



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 


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.



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

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 

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.



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



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



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



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



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



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



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.



Dies erhöht die Übersichtlichkeit der BOLD-Bilddarstellung. 

MPR 

MPRAGE-Technik 


–> 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



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-



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



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



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



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: 


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 

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-



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-



naher Gebiete herabgesetzt, in weiter entfernten 

Gebieten wird die Signalintensität angehoben. 

Anwendung vor allem beim Betrieb von 

Arrayspulen.

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 

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

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 

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.

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 

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



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.



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.



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



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-



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



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.



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



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.



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.



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



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



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.



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



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.

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 

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

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 

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

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 

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


S T U V W Z 123 

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


S T U V W Z 123 

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. 


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.


S T U V W Z 123 

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


S T U V W Z 123 

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


S T U V W Z 123 

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


S T U V W Z 123 

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


S T U V W Z 123 

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.

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 

Sagittal 

Sättigung 

Sättigungsschicht 

Saturation Recovery 

(SR) 


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


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

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.


T U V W Z 123 

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, ...)


T U V W Z 123 

• 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


T U V W Z 123 

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. 


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


T U V W Z 123 

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).


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

–> 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.


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

• 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)


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

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-


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

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


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.


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

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-


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.


T U V W Z 123 

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


T U V W Z 123 

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

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 

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


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


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


U V W Z 123 

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 


TONE: 

Tilted, Optimized, 

Nonsaturating Excitation


U V W Z 123 

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


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.


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-


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 


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.


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.


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.

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 

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. 


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

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 

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: 


Geschwindigkeitskodierung


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


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


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

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 

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 


–> Repetitionszeit (TR)

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 

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

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 

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


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


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.


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 


Fast Fourier Transformation 


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 


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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Absender ------------------------------------------------------------------- 

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© Siemens AG 2008 

Bestellnummer 

MR-00000.640.02.01.01 

Gedruckt in Deutschland 

01/2008 

Siemens AG 

Wittelsbacherplatz 2 

D-80333 München 

Deutschland 

www.siemens.com/medical 

Kontakt: 

Siemens AG 

Medical Solutions 

Henkestr. 127 

D-91052 Erlangen 

Deutschland 

Telefon: +49 9131 84-0

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