Magnete, Fluss und Artefakte - Siemens Healthcare

Magnete, Fluss und Artefakte
Grundlagen, Techniken und Anwendungen der
Magnetresonanztomographie

Magnete, Fluss und Artefakte

Magnete, Fluss und Artefakte
Grundlagen, Techniken und Anwendungen der
Magnetresonanztomographie

© Siemens AG 2004
Alle Rechte vorbehalten
Siemens AG, Medical Solutions
Magnet-Resonanz
Henkestraße 127
D-91052 Erlangen
Deutschland

Bildqualität 2
Spins in Fluss und Bewegung 28
Sättigung und Chemische Verschiebung 52
Funktionelle Bildgebung 72
Schnelle Bildgebungstechniken 100
Artefakte erkennen und vermeiden 118
Index

Dies ist der Folgeband zu Magnete, Spins
und Resonanzen. Er setzt die Darstellung
der Grundlagen der Magnetresonanztomographie
fort. Bisher hatten wir uns
auf die Anregung stationärer Kernspins
beschränkt. Nun kommt Bewegung in die
Spins: Wir behandeln Flusseffekte,
Sättigung, funktionelle Bildgebung und
Artefakte.
Magnete, Fluss
und Artefakte
Eine Einführung in die Bildqualität und die
Darstellung weiterer schneller
Bildgebungstechniken runden das Werk ab.
Siemens AG, Medical Solutions

Signale, Rauschen
und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
Die Bildqualität ist das A und O der
MR-Bildgebung. Sie ergibt sich aus
einem komplexen Zusammenspiel von
räumlicher Auflösung der aufgenommenen
Strukturen im Bild und den erzielten
Signalstärken und Kontrasten im Verhältnis
zum umvermeidbaren Rauschen.
Die Kunst liegt in der Optimierung der
Bildqualität
Bildqualität im Verhältnis zur erforderlichen
Messzeit.

Bildqualität
Signale, Rauschen und Kontraste
Ziel einer MR-Untersuchung ist es, die notwendige diagnostische Bildinformation
in möglichst kurzer Messzeit zu erhalten. Damit die Bilder
aussagekräftig sind, muss die Bildqualität stimmen. Wie können wir die
Bildqualität beeinflussen? Was macht ein gutes Bild aus?
Die wichtigsten Kriterien der Bildqualität sind: Ein starkes Signal,
geringes Rauschen, guter Kontrast und eine ausreichende Auflösung.
Wie entsteht aus dem Signal ein Bild?
Das MR-Bild besteht aus einer Vielzahl von Bildpunkten
(Pixeln). Jedes Pixel besitzt einen bestimmten
Grauwert. Die Pixel im Bild repräsentieren die einzelnen
Volumenelemente (Voxel) in der Schicht.
Pixel
Nachdem eine Schicht im Körper des Patienten
durch einen HF-Puls angeregt wurde, sendet jedes
Voxel dieser Schicht ein MR-Signal.
Voxel
Die SIGNALSTÄRKE ist unter anderem abhängig
von der Menge der signalgebenden Protonenspins
im jeweiligen Voxel (Protonendichte).
256
Je mehr Spins zur Magnetisierung beitragen,
umso stärker ist das Signal.
4

Signale, Rauschen und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
So entsteht der Kontrast
Das aus der Schicht aufgenommene Rohdatensignal
ist ein Gemisch all dieser einzelnen Voxelsignale.
Das MR-Bild wird mittels Fourier Transformation aus
den Rohdatensignalen errechnet. Auf diese Weise
kann jedem Voxel eine Signalintensität und damit
ein entsprechender Grauwert zugeordnet werden.
Helle Pixel im Bild stellen stärkere Signale dar,
schwächere Signale ergeben dunklere Pixel.
Wir zeigen es der Einfachheit halber für eine
einzelne Zeile aus 8 Pixeln.
S A
S B
Signaldifferenz
A B
Kontrast
Der KONTRAST im Bild ist, vereinfacht ausgedrückt,
der Unterschied in den Signalstärken zwischen zwei
Gewebetypen A und B. Kurz gesagt, der Kontrast ist
gleich der Signaldifferenz:
Kontrast = Signaldifferenz = S A − S B
Jeder Gewebetyp sendet individuelle Signalstärken.
Dies ermöglicht die anatomische Differenzierung im
Bild und letztendlich die Differenzierung von pathologischem
und gesundem Gewebe.
Bildvergleich: Niedriger T 1 -Kontrast (links),
hoher T 1 -Kontrast (rechts).
5

Bildqualität
Signal contra Rauschen
Eine unliebsame Erscheinung im MR-Bild ist das Rauschen. Das MR-Signal wird
grundsätzlich vom Rauschen überlagert. Rauschen zeigt sich im Bild als körniges,
regelloses Muster, ähnlich dem Schnee auf dem Fernsehschirm, nur starr und
unbeweglich. Da es die Bildqualität erheblich beeinträchtigen kann, schauen wir
uns dieses Phänomen genauer an.
Wenn das Signal im Rauschen untergeht ...
Das RAUSCHEN im Bild ist eine statistische Schwankung
der Signalintensität, die nicht zur Bildinformation
beiträgt. Woher kommt dieser Effekt?
Rauschen
Wie wir gesehen haben, kommt das MR-Signal aus
der gewählten Schicht bzw. aus dem jeweiligen
Voxel. Im Gegensatz dazu entsteht das Rauschen im
gesamten Körper des Patienten, durch die gewöhnliche
Molekularbewegung geladener Teilchen. Das ist
die Brown’sche Molekularbewegung. Hinzu kommt
das elektronische Rauschen der Empfangstechnik.
Signal
Problematisch wird es, wenn das Signal aus der
Schicht zu schwach ist. Dann kann das Signal vom
permanenten Rauschuntergrund »überspült«
werden. Das heißt, das Signal geht buchstäblich im
Rauschen unter ...
6

Signale, Rauschen und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
... stimmt das Verhältnis nicht
Ein wichtiges Kriterium
der Bildqualität bei MR
ist das SIGNAL-ZU-
RAUSCH-VERHÄLTNIS
(SNR = signal-to-noiseratio):
Signal
SNR = ------------------------
Rauschen
Höheres SNR bedeutet
bessere Bildqualität.
Bildvergleich: Die zwei linken Bilder wurden auf gleiche
Weise aufgenommen, anschließend voneinander subtrahiert
(Subtraktion = pixelweise Differenz der Grauwerte).
Übrig bleibt der Rauschhintergrund (rechts).
7

Bildqualität
Das Signal verstärken
Das Rauschen im Bild kann man nicht unterdrücken. Doch man kann das Signal
verstärken. Daher ist ein starkes Signal der erste Schritt zu einer guten Bildqualität.
... durch dickere Schichten
SNR
Angenommen, wir vergrößern das Voxel, 3
indem wir eine dickere Schicht messen. Dann
erhöht sich die SIGNALINTENSITÄT, weil
2
entsprechend mehr Protonenspins zur Signalstärke
beitragen.
1
Der Clou ist: Der Rauschanteil bleibt gleich,
da er nicht aus der Schicht allein stammt,
sondern aus dem gesamten Körper des
Patienten (genauer gesagt, aus dem »sensitiven
Volumen« der Empfangsspule). Also: Je dicker die
Schicht ist, umso stärker ist das Signal. Und umso
höher das SNR.
1 2 3
SNR ~ d
d [mm]
SNR ist direkt proportional zur Voxelgröße.
8
Der Nachteil: Mit wachsender Schichtdicke verringert
sich die räumliche Auflösung. Und es kann zu
Teilvolumeneffekten kommen, die das Bildergebnis
verfälschen (z.B. Knochen ragen in Weichgewebe).
Bildvergleich: Im rechten Bild ist die Schicht dreimal so
dick wie im linken Bild. Ergebnis: Das SNR hat sich ebenfalls
verdreifacht.

Signale, Rauschen und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
... durch mehr Akquisitionen
Wir brauchen die Schichtdicke nicht übertrieben
groß zu wählen. Das SNR lässt sich auch
auf andere Weise verbessern: durch mehrfache
Messung einer Schicht (mehrere AKQUI-
SITIONEN) und die Mittelung der Ergebnisse
in einem einzigen Bild.
SNR
2,8
2
1,4
1
SNR ~ AKQ
Nun nimmt das SNR allerdings nicht linear zu,
sondern geringer:
1
2 4 8
AKQ
SNR ist proportional zur Wurzel der Zahl der
Akquisitionen.
Ein Beispiel: Wenn man 4 Akquisitionen einer
Schicht misst und ausmittelt, hat sich das SNR
insgesamt verdoppelt.
Der Nachteil: Mit der Anzahl der
Akquisitionen erhöht sich die Messzeit.
Bildvergleich: Links 1 Messung, rechts 4 Messungen.
Ergebnis: Das SNR ist rechts doppelt so hoch.
9

Bildqualität
So hängen Kontrast und Rauschen zusammen
Ein hohes Signal-zu-Rausch-Verhältnis garantiert noch nicht, dass zwei Strukturen
im Bild gut voneinander unterscheidbar sind. Sie müssen auch ausreichend
gegeneinander kontrastieren. Das führt uns zu einem kombinierten, wichtigen
Qualitätskriterium, dem Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis.
Was hat der Kontrast mit dem Rauschen zu tun?
Zur Erinnerung: Kontrast hatten wir bisher vereinfacht
definiert als Signaldifferenz zwischen zwei
Gewebetypen. Unterschiedliche Pixel-Grauwerte
machen diese Differenz sichtbar. Tatsächlich steht
der sichtbare Kontrast aber immer im Verhältnis zum
Rauschen.
Das KONTRAST-ZU-RAUSCH-VERHÄLTNIS
(CNR = contrast-to-noise-ratio) im MR-Bild ist
der Unterschied zwischen den Signal-zu-Rausch-
Verhältnissen zweier relevanter Gewebetypen
A und B:
Bildvergleich: gutes CNR, schlechtes CNR.
CNR = SNR A − SNR B
Das ist der tatsächliche Kontrast, den wir im Bild
sehen und beurteilen.
10

Signale, Rauschen und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
Wenn der Kontrast zu stark verrauscht ...
Angenommen, wir haben bei zwei Gewebetypen
A und B eine deutliche Signaldifferenz. Dann könnte
der Kontrast gut sein. Wenn diese Signaldifferenz
jedoch in Beziehung zu einem hohen Rauschanteil
gesetzt wird, geht der Kontrast im Rauschen unter.
Unser Beispiel: Obwohl die Signaldifferenz im ersten
Fall größer ist als im zweiten Fall, ist das CNR und
damit der sichtbare Kontrast geringer.
S A
A B
S A
Signaldifferenz
S B
A B
Signaldifferenz
Für eine gute Bildqualität muss die Signaldifferenz
zwischen zwei Gewebetypen trotz Rauschen signifikant
sein.
11

Bildqualität
Auf den Punkt gebracht
SNR und CNR sind entscheidende
Kriterien für die MR-Bildqualität.
Sie setzen die Signale bzw. Kontraste
im Bild mit den Rauschanteilen in
Beziehung.
Die Signalstärke wird u.a. von der
Protonendichte im jeweiligen Voxel
bestimmt. Je mehr Protonen zur
Magnetisierung beitragen, umso
stärker ist das Signal.
Der einfache Kontrast ist die Differenz
in den Signalstärken zwischen zwei
Gewebetypen.
Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR
beschreibt das Verhältnis von Signalintensität
zu Rauschintensität. Durch
Vergrößern der Schichtdicke und Erhöhen
der Zahl der Akquisitionen lässt sich das
SNR verbessern.
Das Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis CNR
ist die Differenz zwischen den Signal-zu-
Rausch-Verhältnissen zweier relevanter
Gewebetypen. CNR entspricht dem sichtbaren
Kontrast und ist damit ein besseres
Qualitätskriterium als SNR.
12

Signale, Rauschen und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen
13

Bildqualität
Messmatrix und Auflösung
Kontrast und Signal-zu-Rausch-Verhältnis bestimmen die Bildqualität.
Für die präzise Befundung sind sie grundlegend, jedoch nicht ausreichend.
Beschäftigen wir uns nun mit der räumlichen Auflösung der aufgenommen
Strukturen im Bild.
Die Messmatrix bestimmt die Auflösung
Bei einer quadratischen Messmatrix ist die
Anzahl der Spalten (BASISAUFLÖSUNG) gleich
der Anzahl der Zeilen (PHASENAUFLÖSUNG).
Y
Die Phasenauflösung bestimmt die Messzeit:
Wenn man sie halbiert, wird auch die Messzeit
halbiert, da sich die Anzahl der zeitaufwändigen
Phasenkodierschritte auf die Hälfte reduziert.
Bei doppelter Phasenauflösung verdoppelt sich
die Messzeit entsprechend.
256
X
Messzeit = Phasenauflösung ×
TR (Repetitionszeit) × Anzahl der Akquisitionen
Beispiel: Bei einer Phasenauflösung von
256 Abtastpunkten, 500 ms TR und einer
Akquisition dauert die Messung 128 Sekunden.
14

Messmatrix und Auflösung
Signale, Rauschen
und Kontraste
Schneller messen
Matrixgröße und Signal-zu-Rausch-Verhältnis
Die Matrixgröße bestimmt nicht nur die Auflösung,
sondern beeinflusst auch das Signal-zu-Rausch-
Verhältnis.
Erinnern wir uns: Je größer wir das Voxel wählen,
umso stärker ist das Signal. Denn umso mehr
Protonen können zur Magnetisierung beitragen.
Wenn wir die Messmatrix vergrößern und die
anderen Parameter beibehalten, erhalten wir eine
höhere Auflösung. Die Voxel werden kleiner und
damit das SNR geringer. SNR ist proportional zur
Voxelgröße. Das heißt, bei konstanter Schichtdicke
ist SNR proportional zur Pixelgröße.
Bildvergleich: Matrix 256 (links) geringe Auflösung und
besseres SNR, Matrix 512 (rechts) höhere Auflösung und
schlechteres SNR.
Matrix Relatives SNR
128 1,4 (√2)
256 1,0
512 0,7 (1/√2)
15

Bildqualität
Das Bildfeld
Die Größe der Messmatrix bestimmt die räumliche Auflösung.
Die Flächenauflösung bestimmt die tatsächliche, zweidimensionale Auflösung im
Bild. Für die Flächenauflösung ist die Pixelgröße entscheidend. Sie ergibt sich aus
der Wahl der Messmatrix und des Bildfeldes.
Was ist das Bildfeld?
Das BILDFELD oder FIELD OF VIEW, kurz FOV
genannt, ist die Basisgröße des zu messenden
Ausschnitts einer Schicht (in mm). Das FOV
bestimmt also, was auf dem MR-Bild zu sehen ist.
Aus Gründen der Zeitersparnis und maximaler
Auflösung passt man das FOV dem aufzunehmenden
Bereich optimal an.
Betrachten wir zunächst ein quadratisches FOV.
Bildvergleich: FOV = 230 mm (links),
FOV = 330 mm (rechts) unnötig groß.
16

Messmatrix und Auflösung
Signale, Rauschen
und Kontraste
Schneller messen
Pixelgröße und Flächenauflösung
Je kleiner wir bei fester Matrixgröße das Bildfeld
auswählen, umso höher ist die Flächenauflösung.
Die Anzahl der Pixel pro Flächeneinheit nimmt zu,
die Pixel selbst werden kleiner. Umgekehrt werden
die Pixel bei gegebener Matrixgröße und größerem
FOV regelrecht »aufgeblasen«. Die Auflösung wird
entsprechend reduziert.
Pixelgröße =
FOV
-------------------------------
Matrixgröße
Kleinere Pixel bedeuten bessere
Flächenauflösung.
FOV 256 mm
Matrix 256×256
FOV 350 mm
Matrix 256×256
FOV (mm) Matrixgröße Pixel (mm)
256 256×256 1,0×1,0
256 128×128 2,0×2,0
128 128×128 1,0×1,0
17

Bildqualität
Auf den Punkt gebracht
Die Parameter Matrixgröße, Bildfeld
(FOV) und Schichtdicke beeinflussen
die Auflösung, die Messzeit und das
Signal-zu-Rausch-Verhältnis.
Die Veränderung eines dieser Messparameter
hat mehrere Auswirkungen.
Daher ist das Optimum immer ein
Kompromiss – vorwiegend zwischen
Bildqualität und Messzeit.
Hier noch einmal die Auswirkungen der Parameter im
Überblick:
Messzeit Auflösung SNR
Matrix ↑ ↑ ↑ ↓
FOV ↑ − ↓ ↑
Schichtdicke ↑ − ↓ ↑
18

Messmatrix und Auflösung
Signale, Rauschen
und Kontraste
Schneller messen
19

Bildqualität
Schneller messen
Schnellere Messungen bringen Ihnen und den Patienten Vorteile. Wir können
dazu beeinflussen: Messmatrix und Bildfeld. Welche Auswirkungen hat das auf
SNR und Auflösung?
Rechteckige Messmatrix
Y
K Y
und rechteckige Pixel
Bisher haben wir gezeigt,
wie MR-Bilder aus quadratischen
Messmatrizen
berechnet werden. Um
128
128
K X
die Messung zu beschleunigen,
können wir eine
reduzierte Messmatrix
wählen, mit geringerer
Phasenauflösung, z.B.
256
X
256
statt 256×256 wählen wir
128×256. Die Pixel sind dann rechteckig.
Wieso ist die Messung schneller? Die Phasenauflösung
der Messmatrix entspricht der Anzahl der
Phasenkodierschritte (NP). Diese ist direkt proportional
zur Messzeit (NP×TR).
Eine halbierte Phasenauflösung (z.B. 128)
entspricht der halben Anzahl der Phasenkodierschritte.
Die Messzeit wird halbiert.
20

Schneller messen
Signale, Rauschen
und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Den k-Raum auffüllen
Unsere gewählte Messmatrix ist rechteckig,
der k-Raum muss jedoch immer quadratisch sein.
Signale werden nur in die mittleren Rohdatenzeilen
eingetragen. Die fehlenden äußeren Zeilen im
k-Raum werden mit Nullen aufgefüllt.
Warum funktioniert das? Feine Strukturen werden
im k-Raum weiter außen abgebildet. Die mittleren
Zeilen liefern den wichtigen Kontrast. Wenn aus
diesem so gemessenen k-Raum ein Bild berechnet
wird, sind die Bildpixel in Phasenkodierrichtung
interpoliert.
Bildvergleich: Phasenauflösung 100% (links)
und 50% (rechts).
Wie ist die Bildqualität? Die Bildauflösung nimmt
mit der Phasenauflösung der Messmatrix ab (z.B.
Phasenauflösung um 50% reduziert, Bildauflösung
ist in dieser Richtung um 50% reduziert). Da die
Voxel größer sind, wird das SNR besser.
21

Bildqualität
Schneller messen mit rechteckigem Bildfeld
Wir können nicht nur die Messmatrix reduzieren. Auch das Bildfeld kann
rechteckig sein – zusätzlich oder alternativ. Das Bild wird dabei ebenfalls in Phasenkodierrichtung
kleiner. Wir haben gesehen: Die Messzeit wird so reduziert.
Rechteckiges Bildfeld
K Y
und quadratische Pixel
Wenn das zu messende
256
Objekt ein quadratisches
Bild nicht ausfüllt, können
wir ein rechteckiges Bild-
256
...
K X
feld (FOV) wählen. Wenn
wir das FOV in Phasen-
3
kodierrichtung halbieren,
werden nur halb so viele
Phasenkodierschritte
128
Phase
1
benötigt. Damit reduziert
sich der Scanabstand im k-Raum: es wird nur jede
zweite Zeile mit Rohdaten aufgefüllt, die anderen
enthalten Nullen.
Die Messzeit ist direkt proportional zur Anzahl
der Phasenkodierschritte, daher verringert sie
sich bei halbem FOV um die Hälfte.
22

Schneller messen
Signale, Rauschen
und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Schneller messen bei gleicher Auflösung
Bei halbem FOV und halber Anzahl an Phasenkodierschritten
bleibt die Voxelgröße unverändert,
und damit auch die Auflösung.
Das SNR wird schlechter.
Auf die Qualität der MR-Bilder wirkt sich dieses
schlechtere SNR normalerweise kaum aus. Ein
rechteckiges FOV stellt somit eine gute Möglichkeit
dar, die Datenakquisition zu beschleunigen.
Bildvergleich: FOV Phase 100% (links) und 50% (rechts).
23

Bildqualität
Schneller messen durch Symmetrie des k-Raums
Der k-Raum ist symmetrisch. Daher genügt es für die Bildinformation,
ihn nur teilweise zu füllen. Die fehlenden Informationen werden symmetrisch
rekonstruiert.
Halber k-Raum und
Y
K Y
quadratische Pixel
Mit der Halb-Fourier
Technik wird der k-Raum
in Phasenkodierrichtung
nur zur Hälfte mit Daten
gefüllt.
256
132
.
.
.
4
1
K X
Unvermeidbar kleine
Magnetfeldinhomogenitäten
führen zu Phasen-
256
fehlern. Zur Phasenkorrektur
werden deshalb etwas mehr als die Hälfte
der Phasenkodierschritte aufgenommen.
X
256
Die Messung ist deshalb fast doppelt so schnell.
24

Schneller messen
Signale, Rauschen
und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
Mehr als der halbe k-Raum
Die Partial-Fourier Technik funktioniert wie
Halb-Fourier: Es wird nur ein Teil des k-Raums in
Phasenkodierrichtung gefüllt (5/8, 6/8 oder 7/8).
Wie ist die Bildqualität? Wegen gleicher Voxelgröße
ist die Auflösung gleich gut. Das SNR wird
schlechter. Die sichtbaren Unterschiede zwischen
Aufnahmen ohne und mit Halb-Fourier sind in den
meisten Fällen gering.
Bildvergleich: Normal (links) und Halb-Fourier (rechts).
25

Bildqualität
Zusammenfassung
Durch Reduktion der Phasenauflösung bzw. der Phasenauflösung
und des Bildfeldes wird die Messzeit verkürzt.
Sehen Sie anhand von Beispielen die Auswirkungen auf
SNR und Auflösung:
SNR Auflösung
Bildfeld 100%
Besser Geringer
Phasenauflösung 50%
Bildfeld 50%
Geringer Unverändert
Phasenauflösung 50%
Halber k-Raum Geringer Unverändert
26

Schneller messen
Signale, Rauschen
und Kontraste
Messmatrix und
Auflösung
27

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
Im Grundlagenband Magnete, Spins und
Resonanzen haben wir uns auf die
Betrachtung ortsfester Spins beschränkt.
Tatsächlich sind viele Spins im Körper in Fluss
und Bewegung (Blutfluss, Liquor). Diese
möchte man entweder darstellen oder als
störende Flusseffekte unterdrücken.
Spins in Fluss
und Bewegung
Angiografie und die kardiovaskuläre Bildgebung
sind Beispiele für MR-Anwendungen,
welche die Effekte von fließenden Spins
ausnutzen. Time-of-Flight und Phasenkontrast
sind zwei Techniken, die hierzu eingesetzt
werden.

Spins in Fluss und Bewegung
Time-of-Flight (ToF) –
Der Fluss durch die Anregungsschicht
Durch spezielle Maßnahmen machen wir die MR-Bildgebung sensitiv
für fließende Spins. So können wir Blut signalreich oder signalarm gegenüber
seiner Umgebung abgrenzen. Beide Darstellungen beruhen auf dem
ToF-Effekt, der kurzen Verweildauer strömender Spins in der Schicht.
Fluss im T 1 -Kontrast
Fluss bedeutet Blutfluss, Liquor u.a. Da die Flusseffekte
unabhängig von der jeweiligen Körperflüssigkeit
gleich sind, beschränken wir uns beispielhaft
auf den Blutfluss.
Blut besitzt eine relativ lange T 1 -Relaxation. In einer
normalen T 1 -gewichteten Aufnahme erkennt man
Blutgefäße als dunkle Strukturen. Das umliegende
Gewebe mit kürzerer T 1 -Relaxation wird heller dargestellt.
Normale T 1 -gewichtete Aufnahme.
30

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
Der Kontrast wird
fluss-sensitiv
Nun wollen wir die
Flusseffekte nutzen.
Durch flussempfindliche
Pulssequenzen können
wir das Blut auffallend
hell oder auch fast
schwarz darstellen.
In der Angiografie
verwendet man dabei
zur Darstellung von
Gefäßen die Maximum
Intensity Projection,
kurz MIP. Aus 3D- oder
Mehrschichtmessungen
werden Maximalwert-
Projektionen berechnet,
die zu MIP-Serien zusammengefasst
werden
können.
Blutdarstellung mit hohem Signal (Kopf-Aufnahme, MIP-Darstellung, links)
und unterdrücktem Signal (Herz-Aufnahme, Einzelschicht, rechts).
31

Spins in Fluss und Bewegung
Helles Blut durch Einstrom-Effekt
Der Einstrom-Effekt ist die Grundlage für die ToF-Technik: In die Schicht
einströmende Blutspins werden, im Unterschied zu den stationären Gewebespins,
nur kurzzeitig von der Pulssequenz beeinflusst. Die Geschwindigkeit des Blutflusses
entscheidet, wie rasch sie durch nachströmende Spins ersetzt werden, und damit
die Helligkeit der Blutdarstellung.
Stationäre Spins sättigen ...
In der Anregungsschicht werden die Spins durch
schnelle Anregungspulse gesättigt. Außerhalb der
Schicht werden die Spins nicht angeregt. Sobald sie
in die Schicht strömen, bewirkt der Anregungspuls
eine sehr hohe Magnetisierung. Die anschließende
Datenakquisition zeigt das ungesättigte Blut hell,
das umgebende Gewebe signalärmer.
ungesättigt
ungesättigt
gesättigt
gesättigt
Die Sättigung der Anregungsschicht erreichen wir
durch eine kurze Wiederholzeit TR. Sie ist deutlich
kürzer als die für die Signalerholung theoretisch notwendige
Wiederholzeit. Dies verhindert den Wiederaufbau
der Längsmagnetisierung in der Schicht.
Die einströmenden Blutspins erzeugen nach dem
Anregungspuls zunächst ein starkes Signal. Falls sie
mehrfach vom Anregungspuls getroffen werden,
nimmt auch ihre Sättigung zu.
32

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
... und Blut hell darstellen
Bei optimalem Puls-Timing werden die Gefäßspins
der gesättigten Schicht vor einem neuen
Anregungspuls und der folgenden Datenakquisition
durch frische, ungesättigte Spins ersetzt. Durch
diese Einstromverstärkung wird das Blut im Gefäß
maximal hell dargestellt: BRIGHT BLOOD.
TR zu groß: Geringe
Einstromverstärkung.
Wann erreicht das Blutsignal dieses Maximum?
Bei gegebener Schichtdicke und Blutgeschwindigkeit
können wir die zugehörige Wiederholzeit TR
berechnen:
TR =
Schichtdicke
----------------------------------------------------
Blutgeschwindigkeit
TR optimal: Maximale
Einstromverstärkung.
Die distalen Gefäße
sind deutlich stärker
abgebildet.
Beispiel: Bei einer Schichtdicke von 5 mm und einer
Flussgeschwindigkeit von 12,5 cm/s erreichen wir
ein optimal helles Blutsignal durch ein TR von 40 ms.
33

Spins in Fluss und Bewegung
Schichtausrichtung und Vorsättigung
Durch die richtige Wahl von TR erzielen wir optimalen Kontrast zwischen Blut und
Gewebe. Auch die Ausrichtung der Anregungsschicht gegenüber dem Blutgefäß lässt
sich optimieren. Falls die Darstellung eines bestimmten Blutgefäßes unerwünscht ist,
können wir darüber hinaus das Signal der Gefäßspins durch eine Vorsättigung
unterdrücken.
Optimaler Verlauf der Gefäße
Betrachten wir den Verlauf eines Blutgefäßes durch
die Anregungsschicht (through-plane). Wenn die
Schicht orthogonal zum Gefäß liegt, haben wir nur
einen kurzen Gefäßabschnitt innerhalb der Anregungsschicht.
Die Verweildauer der Spins innerhalb
der Schicht ist kurz. Sie werden ständig durch neu
einfließende, ungesättigte Spins ersetzt.
Wenn das Blutgefäß längs zur Anregungsschicht
liegt (in-plane), verbleiben die Spins wesentlich
länger innerhalb der Schicht. Sie werden durch
die wiederholten Anregungspulse mehr und mehr
gesättigt. Ihr Signal geht zurück.
Anregungsschicht orthogonal (links), hauptsächliche
Verwendung für Karotidendarstellung,
und Anregungsschicht längs zum Blutfluss (rechts).
Die Darstellung von Blutgefäßen ist optimal,
wenn Anregungsschicht und Blutgefäß orthogonal
zueinander liegen.
34

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
Arterie oder Vene?
In den meisten Körperregionen fließen arterielles
und venöses Blut in die entgegengesetzte Richtung.
Dies nützt man aus, um nur einen der beiden
Blutflüsse hell darzustellen.
Anregungsschicht
Arterie
Sättigungsschicht
Nehmen wir an, wir wollen den arteriellen Fluss
darstellen und die Darstellung aller venösen Gefäße
unterdrücken. Die Vene darf in der Anregungsschicht
somit nur gesättigte Spins enthalten. Wir
legen auf der venösen Einstromseite eine parallele
Sättigungsschicht ➔ S. 58 vor die Anregungsschicht.
Venöse Spins, die sie durchfließen, tragen beim
anschließenden Einstrom in die Anregungsschicht
nichts zum Signal bei. Nur die Spins der Arterie sind
im Bild hell zu sehen.
Vene
35

Spins in Fluss und Bewegung
Blut dunkel darstellen
In bestimmten Fällen ist die vollständige Auslöschung des Blutsignals sinnvoll
und erwünscht. Man kann dies durch den Dark Blood Effekt erzwingen.
In der kardiovaskulären Bildgebung wird diese Methode bei der morphologischen
Darstellung des Herzens verwendet. Wie funktioniert das?
Die Dark Blood Methode
Durch einen ersten 180°-Puls werden Blut- und
Gewebesignal innerhalb und außerhalb der
Anregungsschicht invertiert. In der Herzbildgebung
bedeutet dies eine Invertierung des Signals über den
gesamten Thorax hinweg.
Ein nachfolgender 180°-Puls wirkt nur auf die
Anregungsschicht (z.B. die Schicht durch das Herz),
hier wird das Signal re-invertiert.
Das anschließend in die Schicht einströmende Blut
wurde durch den ersten 180°-Puls invertiert. Falls es
während des Nulldurchgangs seiner Magnetisierung
die Schicht durchfließt und zu diesem Zeitpunkt die
Daten akquiriert werden, liefert nur das umliegende
Gewebe ein Signal. Das Blut selbst wird schwarz
dargestellt.
Dark Blood Aufnahme des Herzens.
36

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
ZUR DISKUSSION
Spinecho und Auswascheffekt
Bisher haben wir die Spins unabhängig von der
Pulssequenz betrachtet. Bei Spinecho-Sequenzen
und hohen Blutgeschwindigkeiten zeigt sich eine
Signalabschwächung, ohne dass eine vorausgehende
Invertierung erfolgt war. Solange die
fließenden Spins nicht von den beiden Pulsen der
Spinecho-Sequenz getroffen werden, tragen sie
nichts zum Signal bei. Je schneller das Blut fließt,
um so weniger Spins werden vom 180°-Puls in der
Schicht getroffen. Das Signal wird schwächer. Dies
Signal
GRE
SE
Flussgeschwindigkeit
ist der Auswascheffekt. Falls alle vom 90°-Puls angeregten Spins ausgeströmt sind,
sobald der 180°-Puls erfolgt, haben wir vollständige Signalauslöschung, Dark Blood.
Gradientenecho-Sequenzen kennen den Auswascheffekt nicht (die Anregungspulse
180° und 90° entfallen). Daher werden sie in der MR-Angiografie bevorzugt eingesetzt.
Ein weiterer Vorteil der Gradientenechosequenzen sind ihre kurzen Wiederholzeiten.
Dies ermöglicht eine bessere Unterdrückung des Signals von stationärem Gewebe und
schnellere Messungen.
37

Spins in Fluss und Bewegung
Laminarer Fluss und Turbulenzen
Bis jetzt haben wir den Blutfluss durch die Messschicht unter idealen Bedingungen
betrachtet. In der Praxis wirken sich verschiedene Effekte auf das Signal des Blutflusses
aus. Sie werden zum Teil auch durch Phasenverschiebungen der fließenden
Spins verursacht.
Signalabschwächung durch laminaren Fluss
Betrachten wir den Fluss im Blutgefäß. Meist können
wir einen Geschwindigkeitsabfall vom Gefäßzentrum
zur Gefäßwand hin feststellen. Wir haben es mit
LAMINAREM FLUSS zu tun.
Die Verweildauer der Spins in der Schicht nimmt
vom Gefäßzentrum zum Gefäßrand hin zu. In der
Schicht nimmt somit die Anzahl frischer, ungesättigter
Spins in Flussrichtung ab.
Schicht
Bei dicken Schichten bzw. einem Schichtstapel kann
dies zu einer Abschwächung des Signals im Verlauf
der Schicht(en) führen.
38

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
Laminarer Fluss und Spindephasierung
Vergleichen wir in einer Gradientenecho-Sequenz
das Signal von laminarem und nicht-laminarem
Fluss. Unter gleichen Mess-Bedingungen stellen wir
bei laminarem Fluss ein geringeres Signal fest.
Hier kommt die Phase der Spins ins Spiel. Spins, die
entlang eines Gradienten bewegt werden, erfahren
eine Phasenverschiebung ➔ S. 44.
Je schneller sich ein Spin an einem Gradienten
entlang bewegt, desto stärker ist diese Phasenverschiebung.
Im Zentrum des Blutgefäßes erfahren die schnell
fließenden Spins eine stärkere Phasenverschiebung
als die langsamer fließenden Spins am Rand des
Gefäßes. Die Phasenkohärenz zwischen den Spins
im Blut geht verloren, die Spins werden dephasiert.
Das Signal wird vermindert.
Turbulenzen und Jet-Effekt
Ein turbulenter Fluss hinter einer Gefäßstenose führt
ebenfalls zu Signalverminderung oder gar Signalauslöschung.
Dies ist der JET-EFFEKT. Auch hier geht
die Phasenkohärenz der Spins verloren, sie werden
dephasiert.
Schicht
Jet-Effekt durch
turbulenten Fluss.
39

Spins in Fluss und Bewegung
Signalverlust und Flusskompensation
Wie können die Störungen durch dephasierte Spins minimiert oder gar aufgehoben
werden? Dies ist nicht nur für die Darstellung des Flusses interessant. Auch die
Aufnahme von Körperregionen mit hohem Anteil fließender Spins profitiert davon.
Signalverlust durch Fluss
Fließende Spins, die dephasiert werden,
erzeugen Signalverlust und Fehlkodierung.
Dies stört bei Aufnahmen der
Gefäße. Auch Aufnahmen einer gesamten
Körperregion können darunter leiden.
Im Bereich Brustwirbelsäule, Halswirbelsäule
und Kopf ist der Einfluss bewegter
Spins im Blut bzw. Liquor auf eine MR-Aufnahme
besonders groß. Um hier optimale
Bildergebnisse zu erhalten, müssen die
Signalverluste kompensiert werden.
Aufnahme ohne (links) und mit Flusskompensation (rechts).
In der linken Abbildung verursacht Fluss ein Artefaktenband
und eine Signalverminderung im Liquor (Pfeil) und den Blutgefäßen.
In der rechten Aufnahme reduziert die Flusskompensation
die Artefakte und ermöglicht ein hohes Signal von Liquor
und Blutgefäßen.
40

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
Flusskompensation durch GMR
Um Signalverlust und Fehlkodierung
durch Spinbewegung aufzuheben,
muss man bewegte und unbewegte Spins
wieder zueinander in Phase bringen –
rephasieren. Dies leistet die Technik des
Gradient Motion Rephasing (GMR).
G GMR
Phase
V 2
V 1
V=0
Zusätzliche Gradientenpulse werden in
geeigneter Größe und Zeitdauer geschaltet.
Sie gleichen die Phasenverschiebung
von stationären Spins (v = 0) und unterschiedlich
schnell fließenden Spins (v 1 , v 2 )
aus und stellen die Phasenkohärenz
wieder her. Das Signal im Rephasierungspunkt
hat die gleiche Stärke wie vor der
Dephasierung.
TE
Rephasierungspunkt
41

Spins in Fluss und Bewegung
Auf den Punkt gebracht
Die Time-of-Flight-Technik dient dazu,
fließende Spins deutlich gegen stationäre
Spins abzugrenzen. Hierzu sättigt
man die stationären Spins in der
Schicht, die einfließenden ungesättigten
Spins geben ein stärkeres Signal.
Der Verlauf von Gefäßen ist auf diese
Weise darstellbar (Angiografie).
Fließende Spins können auch störende
Flussartefakte erzeugen. Zur Flusskompensation
schaltet man rephasierende
Gradienten (GMR).
42
Bei laminarem Fluss wird das Signal
durch Spindephasierung längs der
Schichten abgeschwächt. Turbulenter
Fluss kann völlige Signalauslöschung
zeigen (Jet-Effekt).

Time-of-Flight
Die Phasenkontrast-
Technik
43

Spins in Fluss und Bewegung
Die Phasenkontrast-Technik
Die Time-of-Flight-Technik nutzt zur Darstellung des Flusses die
Verweildauer fließender Spins in der Anregungsschicht aus. Beschäftigen wir
uns nun mit einer Technik, die ausschließlich mit den Phasen der Spins und
deren Verschiebung arbeitet. Das ist die Phasenkontrast-Technik.
Bewegte Spins und Gradienten
Wir haben festgestellt, dass sich die Phase eines
Spins verschiebt, wenn er an einem Gradienten
entlang bewegt wird. Bei Anwendung der Time-of-
Flight-Technik stört dies und muss mittels weiterer
Gradienten (GMR-Technik) kompensiert werden.
Gradient
Bei Anwendung der Phasenkontrast-Technik nutzen
wir diesen Effekt bewusst aus. Wir wollen anhand
der Phasenverschiebung ermitteln, ob und wie sich
ein Spin bewegt. Was seither eine Störung war, wird
nun zum Messprinzip. Dabei machen wir uns eine
einfache Regel zunutze:
Die Phasenverschiebung fließender Spins steigt bei
konstantem Gradientenfeld linear mit steigender
Fließgeschwindigkeit an.
44

Die Phasenkontrast-Technik
Time-of-Flight
So ermittelt man die Phasendifferenz
Phasenkontrast-Techniken führen zunächst eine
Referenzmessung durch, bei der alle Spinphasen die
gleiche Lage haben. Dies erreichen wir durch die
Aufnahme eines flusskompensierten Bildes. Dabei
werden fließende Spins gleichermaßen abgebildet
wie stationäre Spins.
Anschließend wird in einer Richtung ein Gradientenpuls
geschaltet. Die
Phase der in diese Richtung
fließenden Spins
ändert sich, eine
anschließende nicht
flusskompensierte Messung
liefert uns flusskodierte
Daten.
Aus der Differenz der beiden Phaseninformationen
erhalten wir das Phasenkontrast-Bild (T 2 -gewichtet).
Es wird keinerlei anatomische Information dargestellt,
die Pixel stellen vielmehr die Phasendifferenz
der Spins dar. Helle Pixel stehen für eine hohe Flussgeschwindigkeit
in positiver Richtung, dunkle Pixel
repräsentieren eine hohe Flussgeschwindigkeit in
die entgegen-gesetzte (negative) Richtung. Der
mittlere Grauwert repräsentiert eine Flussgeschwindigkeit
von Null und damit stationäres Gewebe.
Flusskompensiertes Bild (links), flusskodiertes Bild
(Mitte) und Phasenkontrast-Bild eines transversalen
Thorax-Schnittes (rechts).
45

Spins in Fluss und Bewegung
Phasenänderung, Phasenumschlag und Flussempfindlichkeit
Bis jetzt haben wir von der Phasenänderung gesprochen, als ob es sich um
eine Größe ohne Vorzeichen handelte. Tatsächlich ist auch das Vorzeichen der
Phasenverschiebung von Bedeutung.
Phasenänderung und Phasenumschlag
Phasenverschiebungen bis ±180° haben ein
eindeutiges Vorzeichen und lassen sich in Phasenkontrast-Bildern
korrekt darstellen. Das Vorzeichen
der Phasendifferenz wird zum Problem, wenn eine
Phasenverschiebung von über ±180° vorliegt.
Nehmen wir als Beispiel eine Phasenverschiebung
von +270° an. In der Sinus-Darstellung entspricht
dies exakt einer Phasenverschiebung von −90°.
Und als dieser kleinere Wert wird sie auch registriert.
Es kommt zu einem PHASENUMSCHLAG:
Die +270°-Phasenverschiebung wird
als −90°-Phasenverschiebung dargestellt.
–45 O
+45 O
–90 O
+270 O
46

Die Phasenkontrast-Technik
Time-of-Flight
Die Flussempfindlichkeit regeln
Wie können wir Phasenumschläge verhindern?
Die Größe der auftretenden Phasendifferenzen
lässt sich über den Gradienten
steuern, an dem die Spins entlang fließen.
Über seine Parameter wie z.B. Stärke oder
Dauer kann man bei gleicher Fließgeschwindigkeit
die Phasendifferenz erhöhen
oder verringern. Der Gradient hat
eine parameter-abhängige FLUSSEMPFIND-
LICHKEIT (Velocity encoding, venc).
Solange die Blutgeschwindigkeit innerhalb
dieser Flussempfindlichkeit liegt,
wird die Grenze von ±180° bei den
Phasendifferenzen nicht überschritten.
Falls die Phasendifferenzen aufgrund
einer hohen Flussempfindlichkeit zu klein
werden, gehen sie im Signal-zu-Rausch-
Verhältnis unter.
Phasenkontrast-Bild ohne (links)
und mit Phasenumschlägen (rechts).
Falls die Geschwindigkeit der Spins die
Flussempfindlichkeit der Pulssequenz
übersteigt, kommt es zu Phasenumschlägen.
Im Phasenkontrast-Bild werden
falsche Grauwerte dargestellt.
47

Spins in Fluss und Bewegung
Magnitudenbilder, Phasenbetrag des Flusses
Oft ist die Flussrichtung bekannt oder für die Diagnose unwichtig. In diesem Fall
kann man eine andere Darstellung der Bildinformation wählen: den Phasenbetrag.
Den Betrag der Flusssensitivität darstellen
Wenn man auf die Information über die Richtung
des Flusses verzichten kann, spielt das Vorzeichen
der Phasenverschiebung keine Rolle. Es reicht aus,
den Betrag der Phasenverschiebung bzw. der
Phasendifferenz zu kennen.
Dieser Betrag wird im MAGNITUDENBILD (Betragsbild)
visualisiert. Stationäres Gewebe wird schwarz dargestellt.
Je höher die Flussgeschwindigkeit ist, desto heller
ist der Grauwert des Pixels im Magnitudenbild.
Für die Darstellung der Phasendifferenz in Magnitudenbildern
gilt ebenfalls die ±180°-Einschränkung.
Magnitudenbild (Betragsbild).
48

Die Phasenkontrast-Technik
Time-of-Flight
Die räumliche Flusssensitivität darstellen
Wenn man Gradienten
in den drei orthogonalen
Raumrichtungen
schaltet, erhält man drei
Magnitudenaufnahmen
derselben Schicht mit
unterschiedlichen
Inhalten. Spinbewegung
entlang des Gradienten
wird sehr sensitiv dargestellt (helle Pixel),
Spinbewegung orthogonal zum Gradienten wird
nicht dargestellt (schwarze Pixel).
Magnitudensummenbilder mit venc = 10 cm/s (links),
30 cm/s (Mitte) und 60 cm/s (rechts).
Anders als Phasenkontrastbilder können wir die drei
Magnitudenbilder der orthogonalen Richtungen
addieren. Wir erhalten ein Schichtbild, das Fluss für
alle Richtungen anzeigt, die MAGNITUDENSUMME.
49

Spins in Fluss und Bewegung
Zusammenfassung
Fließende Spins beeinflussen das
MR-Signal durch Einströmen in eine
Schicht. Spins innerhalb einer Schicht,
die sich entlang eines Gradienten
bewegen, ändern ebenfalls ihr Signal.
Time-of-Flight-Effekt und Phasenverschiebung
bieten die Möglichkeit,
entweder über den T 1 -Kontrast (ToF)
oder den Phasenkontrast fließende
Spins sichtbar zu machen.
50

Die Phasenkontrast-Technik
Time-of-Flight
51

Räumliche Sättigung
Gewebe-selektive
Sättigung
Wenn man in der MR-Bildgebung von
einem guten Kontrast spricht, ist der
Kontrast der interessierenden Bildbereiche
oder Gewebe gemeint. Oft werden diese
Bereiche von hohen Signalanteilen aus
anderen Bildregionen oder von nicht
interessierenden Geweben überstrahlt.
Sättigung kann helfen, den gewünschten
Sättigung und
Chemische
Verschiebung
Kontrast zu erzielen. Wir beschreiben
in diesem Kapitel die verschiedenen
Sättigungstechniken, ihre Gemeinsamkeiten
und Unterschiede sowie ihre Einsatzbereiche
an einzelnen Beispielen.

Sättigung und Chemische Verschiebung
Die räumliche Sättigung
Sättigung ist nicht gleich Sättigung. Wollen wir das Gewebe einer ganzen
Region sättigen, oder Spins, die in die Region einströmen? Dann wählen wir
uns aus den räumlichen Sättigungstechniken die passende aus. Oder stört uns
das Signal eines einzelnen bestimmten Gewebes, das in der gesamten Region
vorkommt? In diesem Fall hilft uns die selektive Sättigung weiter.
Doch lassen Sie uns mit der räumlichen Sättigung starten.
Techniken der räumlichen Sättigung
Die räumliche Sättigung umfasst drei
Anwendungsformen:
• Vorsättigung
• Parallele Sättigung
• Mitlaufende Sättigung
Sättigungsregion
Bei Vorsättigung und paralleler Sättigung
werden fest definierte Regionen
ausgewählt, während die mitlaufende
Sättigung bei einem Schichtstapel mit der
Bildgebungsschicht mitwandert.
Beispiel für eine räumliche Sättigung.
54

Räumliche Sättigung
Gewebe-selektive
Sättigung
55

Sättigung und Chemische Verschiebung
Die räumliche Vorsättigung
Mit einem oder mehreren Sättigungspulsen kann man das Signal
unerwünschten Gewebes reduzieren. Da die Pulse vor der eigentlichen
Pulssequenz geschaltet werden, spricht man von Vorsättigung.
Vorsättigungspulse vor der Sequenz ...
Ein 100°-Sättigungspuls kippt die
gesamte Magnetisierung M z innerhalb der
Sättigungsregion unter die Querebene
M xy . Sobald die Magnetisierung der
Sättigungsregion Null erreicht hat, startet
die Messung mit dem Anregungspuls.
Da der Zeitabstand zwischen Sättigungsund
Anregungspuls sehr viel kleiner ist
als das T 1 des Gewebes, konnte die Längsmagnetisierung
in der Sättigungsregion
nur wenig relaxieren. Die Magnetisierung
ist gering. Dieser Bereich gibt nur ein sehr
geringes Signal ab und erscheint im
MR-Bild dunkel.
90 O
M Z
100 O M XY
90 O Sättigungsregion
t
TE
56

Räumliche Sättigung
Gewebe-selektive
Sättigung
... eliminieren Artefakte aus Bewegung
oder Fluss
Verdeutlichen wir uns die Einsatzmöglichkeit
der Vorsättigung an einem
Beispiel: Bei einer sagittalen Aufnahme
der Brustwirbelsäule besteht die Gefahr
von Artefakten durch Herzbewegung
oder Blutfluss.
Diese Bildstörungen
können nur entstehen,
wenn der artefaktgebende
Bereich
tatsächlich zum Gesamtsignal
beiträgt. Wenn
diese Region nur
schwach magnetisiert
ist, kann ihr geringer
Signalanteil keine
Störungen in anderen
Regionen hervorrufen.
Ohne Vorsättigung,
im Bild erscheinen Artefakte, die
besonders deutlich innerhalb der
Wirbelkörper zu sehen sind.
Mit Vorsättigung,
Artefakte werden reduziert.
57

Sättigung und Chemische Verschiebung
Parallele Sättigung
Die parallele Sättigung stellt im Grunde genommen eine Variante der Vorsättigung
dar. Auch hier wird der Sättigungspuls vor der eigentlichen Pulssequenz geschaltet.
Sättigungsbereiche parallel zur Schicht ...
Bei der Aufnahme von Blutgefäßen können Flussartefakte
in Form von Geisterbildern in Phasenkodierrichtung
auftreten. Die parallele Sättigung
eliminiert die Ursache für diese Geisterbilder.
Phasenkodierrichtung
Messschicht
Flussartefakte
Der Sättigungsbereich liegt nicht in der Bildgebungsschicht,
sondern außerhalb. Die parallele Ausrichtung
zur Bildgebungsschicht bewirkt eine Signalauslöschung
von fließenden Spins. Blut, das aus
dem Sättigungsbereich in die Bildgebungsschicht
strömt, erzeugt kein Signal. Diese Technik kommt
auch bei Time-of-Flight ➔ S. 35 zum Einsatz. Arterien
und Venen können separiert aufgenommen
werden.
Sättigungsschicht
Messschicht
kein Signal
58

Räumliche Sättigung
Gewebe-selektive
Sättigung
... eliminieren
Flussartefakte
Um Flussartefakte zu
vermeiden, legen wir
je eine parallele Sättigungsschicht
vor und
hinter die Bildgebungsschicht.
So wird sowohl
arterielles wie venöses
Blut gesättigt. Flussartefakte
werden unterdrückt.
Ohne parallele Sättigung,
in Phasenkodierrichtung treten Flussartefakte
auf. Die auftretenden
Artefakte entstehen durch arterielle
Pulsation der Aorta.
Mit paralleler Sättigung,
Flussartefakte werden unterdrückt.
59

Sättigung und Chemische Verschiebung
Mitlaufende Sättigungsschichten
Wenn man einen Schichtstapel aufnimmt, entfernt man sich mit jeder Schicht
weiter von der stationären parallelen Sättigungsschicht. Die fließenden Spins in den
Blutgefäßen können zwischen Sättigungs- und Bildgebungsschicht relaxieren,
ihre Signalstärke nimmt wieder zu.
Die Sättigung folgt der Bildgebungsschicht
Die zunehmende Signalstärke der fließenden
Spins kann in den letzten Schichten des Stapels
wieder zu Geisterbildern führen. Dies wird durch
mitlaufende Sättigung verhindert.
Die parallele Sättigungsschicht ist nicht mehr
stationär, sondern verschiebt sich mit der Bildgebungsschicht.
Messschicht
Arterie
Vene
Sättigungsschicht
Im Gegensatz zur stationären parallelen Sättigung
werden mitlaufende Sättigungsschichten nur
auf einer Seite der Bildgebungsschicht positioniert.
Andernfalls würde die gesamte folgende Bildgebungsschicht
bereits eine Vorsättigung erfahren.
60
Mitlaufende Sättigungsschichten sind nur bei
sequenzieller Schichtfolge, nicht aber bei verschachtelten
Mehrschicht-Messungen möglich. Die Messsoftware
berücksichtigt dies automatisch.

Räumliche Sättigung
Gewebe-selektive
Sättigung
Auf den Punkt gebracht
Räumliche Sättigungsverfahren bieten
eine gute Möglichkeit, Bewegungs- und
Flussartefakte auszuschließen.
Der Sättigungspuls geht immer dem
Anregungspuls voraus. Die Techniken
unterscheiden sich in der Lage (innerhalb
oder außerhalb der Bildgebungsschicht)
und einer möglichen
Positionsveränderung (stationär oder
mitlaufend).
61

Sättigung und Chemische Verschiebung
Gewebe-selektive Sättigung
Nachdem wir uns mit räumlicher Sättigung befasst haben, wenden wir uns
der Gewebe-selektiven Sättigung zu. Selektiv bedeutet im Zusammenhang mit
Sättigung die Unterdrückung des Signals eines bestimmten Gewebes,
bzw. einer bestimmten Flüssigkeit.
Techniken der
Gewebe-selektiven Sättigung
Wir stellen drei Bereiche der
Gewebe-selektiven Sättigung dar:
• Dark Fluid und STIR,
relaxationszeit-abhängig
• Fett-/Wasser-Sättigung,
frequenzselektiv
• Magnetisierungs-Übertragung (MTC)
Beispiel für eine selektive Sättigung:
Handgelenk mit frequenzselektiver
Fettsättigung.
62

Gewebe-selektive Sättigung
Räumliche Sättigung
63

Sättigung und Chemische Verschiebung
Die Dark Fluid und STIR Technik
Durch die Dark Fluid Technik wird Gehirnflüssigkeit, Liquor, gesättigt. Da diese
Technik mit einem Inversionspuls arbeitet, trägt sie auch den Namen FLAIR (Fluid
Attenuated Inversion Recovery).
Sättigung mit einem IR-Puls ...
Wir klappen die Längsmagnetisierung
mittels eines IR-Pulses um 180° und
warten, bis das Liquor-Signal genau den
Nulldurchgang der Magnetisierung
durchläuft.
180 O 90 O
Fett
M Z
M XY
t
Zu diesem Zeitpunkt schalten wir den
Anregungspuls in der Schicht. Da das
Liquorsignal bei Null steht, wird es zu
diesem Zeitpunkt nicht angeregt, es
kann kein Signal abgeben. Liquor wird
schwarz dargestellt.
Liquor
TI
64

Gewebe-selektive Sättigung
Räumliche Sättigung
... eliminiert das
Liquor-Signal
Das Liquor-Signal ist
bei nicht gesättigter
Bildgebung sehr stark
und kann Läsionen
überlagern. Durch die
Dark Fluid Technik
kommt der Signalanteil
dieser Läsionen besser
zum Tragen.
Bei STIR (Short TI Inversion
Recovery) wird mit
der selben Technik das
Fett-Signal unterdrückt.
Der Anregungspuls
erfolgt nach kurzem TI
beim Nulldurchgang des
Fett-Signals.
Eine ausführliche
Beschreibung von
STIR finden Sie im
Grundlagenband
Magnete, Spins und
Resonanzen.
Turbo-Spinecho-Aufnahme.
Dark Fluid Aufnahme.
65

Sättigung und Chemische Verschiebung
Fett-/Wasser-Sättigung
Das MR-Signal setzt sich aus der Summe der Signale von Wasser- und Fettprotonen
zusammen. Wenn wir den Signalanteil einer dieser beiden Protonentypen sättigen,
erhalten wir ein deutlicheres Bild der anderen Protonengruppe.
Chemische Verschiebung ...
In Wasser- und Fettmolekülen sind Wasserstoffatome
an unterschiedlichen Positionen gebunden.
Dies beeinflusst die Stärke des Magnetfelds, das ein
Fett- bzw. Wasserproton erfährt. Am Fettproton wird
ein schwächeres Magnetfeld wirksam als an einem
Wasserproton. Die Resonanzfrequenz des Fettprotons
liegt somit etwas unterhalb des Wasserprotons.
Die Wasserstoffkerne innerhalb eines Moleküls liefern
für Fett und Wasser unterschiedliche Resonanzlinien.
Diese Aufspaltung der Resonanzfrequenzen
nennen wir CHEMISCHE VERSCHIEBUNG. Sie zeigt
sich an einer Verschiebung der zugehörigen Resonanzlinien
im gemessenen Spektrum.
Wenn wir einen frequenzselektiven Sättigungspuls
senden, werden nur die Protonen mit der entsprechenden
Resonanzfrequenz gesättigt. Ihr Signalanteil
wird unterdrückt.
H 2
O
–CH 2
–
δ ppm +5 0
–5
Chemische Verschiebung von 3,4 ppm für Wasser
und Methylgruppe (-CH 2 -), Hauptbestandteil des Fetts.
Das Maß der chemischen Verschiebung drückt man
in δ ppm aus (ppm = parts per million). δ ppm = −3,4
bedeutet, die Frequenz der Methylgruppe ist um
3,4 millionstel gegenüber Wasser verringert.
In der bei MR üblichen Spektraldarstellung ist die
Frequenz-Achse von rechts nach links orientiert.
66

Gewebe-selektive Sättigung
Räumliche Sättigung
... und Eliminierung des Fettsignals
Bei Aufnahmen mit fast allen Kontrasten
wird Fett mit hohem Signal wiedergegeben.
Dies führt zu Kontrastverlust zwischen
den interessierenden Geweben.
Auch können Bewegungsartefakte verstärkt
auftreten.
Durch die frequenzselektive
Sättigung der Fettprotonen
werden diese
Effekte ausgeschaltet.
Entsprechend kann mit
einer Wassersättigung
das Wassersignal unterdrückt
werden. Dies
wird vor allem in der
MR-Spektroskopie
genutzt.
Abdomen-Aufnahme ohne
Fettsättigung.
Abdomen-Aufnahme mit
Fettsättigung.
67

Sättigung und Chemische Verschiebung
Magnetisierungs-Übertragung
Magnetisierungs-Übertragung (Magnetization Transfer Contrast, MTC) ist
eine indirekte Form der Sättigung. Das Signal aus bestimmten festen Geweben,
z.B. dem Gehirnparenchym, wird reduziert, das Signal aus flüssigeren
Komponenten, z.B. Blut, wird beibehalten.
Transfer der Sättigung ...
Protonen, die an Makromoleküle mit sehr hohem
Molekulargewicht gebunden sind, haben ein
breiteres Resonanzspektrum als »freie« Protonen.
Mit einem zur Resonanzfrequenz leicht verschobenen
Präparationspuls kann man die gebundenen
Protonen sättigen, ohne dass dies unmittelbare
Auswirkungen auf die freien Protonen hat.
Diese Sättigung allein hat noch keinen Einfluss auf
das MR-Bild, da die gebundenen Protonen wegen
ihrer großen Spektralbreite und geringer Amplitude
keinen wesentlichen Beitrag zum Signal leisten.
MTS
M 0
M S
frei
MTC
gebunden
ν
Das Besondere ist: Die Sättigung wird von den
gebundenen Protonen auf benachbarte freie Protonen
übertragen (Magnetization Transfer Saturation,
MTS). Das Signal der freien Protonen wird reduziert.
68

Gewebe-selektive Sättigung
Räumliche Sättigung
... modifiziert den
Kontrast
Das Signal wird durch
die MTC-Technik im
festen Gewebe reduziert.
Blut und andere
Flüssigkeiten sind nicht
betroffen. Somit wird
der Kontrast zwischen
diesen beiden Komponenten
erhöht und die
Gefäße sind deutlich
sichtbarer.
MTC wird deshalb
standardmäßig in der
Angiografie eingesetzt.
Aufnahme ohne MTC.
Aufnahme mit MTC.
69

Sättigung und Chemische Verschiebung
Zusammenfassung
Sättigung kann nicht nur Bewegungs- und
Flussartefakte unterdrücken. Auch für die
Verbesserung der Kontraste in MR-Bildern
ist sie einsetzbar. MR-Bilder können mit
entsprechend gesteuerter Sättigung die
Anatomie bzw. Pathologie in der Untersuchungsschicht
gezielter darstellen.
70

Gewebe-selektive Sättigung
Räumliche Sättigung
71

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Funktionelle Bildgebung – zunächst
könnte man bei diesem Begriff an Bilder
des schlagenden Herzens oder an
Gelenkuntersuchungen denken. Tatsächlich
versteht man unter Funktioneller Bildgebung
in der MR häufig die funktionelle
Neurobildgebung. Die dargestellten
Kontraste sind nicht nur durch anatomische
Funktionelle
Bildgebung
Strukturen, sondern durch funktionelle
Vorgänge bedingt. Nicht Liquor, weiße und
graue Substanz werden abgebildet, sondern
Diffusion, Perfusion und neuronale
Aktivierung.

Funktionelle Bildgebung
Diffusionsbildgebung
Beginnen wir im Voxel und beobachten die Molekülbewegungen im
zerebralen Gewebe. Hinter der zunächst regellos erscheinenden Bewegung
der Moleküle verbirgt sich eine Gesetzmäßigkeit: Die Diffusion.
Was ist Diffusion?
DIFFUSION ist der Prozess, bei dem
Moleküle einer Lösung aus Regionen
höherer Konzentration in Regionen
niedrigerer Konzentration wandern.
Sie können dieses Phänomen bei der
Zubereitung einer Tasse Tee gut beobachten.
Geben Sie einen Teebeutel vorsichtig
in ein Glas heißes Wasser. Obwohl das
Wasser nicht in Bewegung versetzt wurde,
können Sie an den Farbstoffen des Tees
sehen, wie er sich immer weiter im Wasser
ausbreitet.
Der Motor dieser Molekülwanderung
ist die Brown’sche Molekularbewegung
(thermische Zufallsbewegung).
74

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Inkohärenz und Nettoverschiebung
Die Bewegung der Moleküle ist nicht
geradlinig. Sie stoßen immer wieder
zusammen oder werden abgelenkt, ihre
Bewegung ist inkohärent.
Die Diffusion lenkt die Moleküle in die
Richtung der geringeren Konzentration.
Betrachtet man die Moleküle über einen
gewissen Zeitraum, ergibt sich eine
lineare Nettoverschiebung.
75

Funktionelle Bildgebung
Der Diffusionskoeffizient
Kehren wir von unserem Teeglas zurück zum menschlichen Gehirn. Innerhalb des
Gewebes bestehen Konzentrationsgefälle, z.B. nährstoffreich gegen nährstoffarm.
Diese Gefälle lassen Moleküle in eine bestimmte Richtung diffundieren.
Der Diffusionskoeffizient
Die durchschnittliche Nettoverschiebung
der Moleküle hängt vom jeweiligen
Gewebe ab. Sie wird mit dem Diffusionskoeffizienten
angegeben.
Der DIFFUSIONSKOEFFIZIENT ist ein Maß für
die Beweglichkeit der Moleküle innerhalb
bestimmter Gewebearten.
Diffusionskoeffizienten
von Wasser im Gehirn
Liquor ca. 3×10 -3 mm 2 /s
Graue Substanz ca. 0,8×10 -3 mm 2 /s
Weiße Substanz richtungsabhängig
0−1,1×10 -3 mm 2 /s
Richtungsabhängigkeit ➔ S. 82
Apparent Diffusion Coeffizient (ADC)
Der Diffusionskoeffizient innerhalb
eines Voxels ist ein Mix aus
intra- und extrazellulären sowie
intravaskulären Spinensembles.
Diese Spinensembles besitzen
unterschiedliche Diffusionskoeffizienten.
Die Diffusion im Voxel ist
tatsächlich ein heterogener Prozess.
Aus diesem Grund wird der
ermittelte Wert als APPARENT
DIFFUSION COEFFICIENT, abgekürzt
ADC, ausgedrückt. Er ist der
gemittelte Diffusionskoeffizient
des Voxels.
ADC
76

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Das Diffusionsbild, die ADC-Map
In Bildern werden ADC-Werte durch die Grauwerte
der Pixel dargestellt. Da diese Pixel die Koordinaten
des Voxels repräsentieren, ähneln die Diffusionsdarstellungen
anatomischen Bildern. Das Signal
enthält jedoch keinerlei T 2 -Anteile. Deshalb werden
ADC-Bilder auch als ADC-MAPS (ADC-Karten)
bezeichnet.
Ein dunkler Pixel steht für einen Voxel mit
geringem ADC und damit für geringe Diffusion,
ein heller Pixel repräsentiert einen hohen ADC
und damit hohe Diffusion.
ADC-Map mit verminderter Diffusion im rechten Hirnbereich
(links, Verzerrung durch EPI) und anatomisches
T 2 -Bild (rechts).
77

Funktionelle Bildgebung
Das gewichtete MR-Signal der Diffusion
Werfen wir einen Blick auf die Entstehung des MR-Diffusionsbildes.
Die Molekülwanderung wird mit Hilfe von zwei Gradientenpulsen ermittelt,
die kurz hintereinander geschaltet werden. Beide Pulse unterscheiden sich
lediglich im Vorzeichen, in der Polarität. Sie bilden gemeinsam den bipolaren
Diffusionsgradienten.
Wie entsteht das Diffusionssignal?
Das gesamte Spinensemble eines Voxels (1) wird
zunächst durch einen Gradientenpuls vollständig
dephasiert (2). Einige Spins diffundieren anschließend
aus dem Voxel heraus und werden durch Spins
aus benachbarten Voxeln ersetzt (3).
Wir schalten nun einen Gradientenpuls mit entgegengesetztem
Vorzeichen zum ersten Puls. Nichtzugewanderte
Spins werden vollständig rephasiert.
Zugewanderte Spins dagegen mit ursprünglich
anderer Spinphase können durch den negativen
Gradientenpuls nicht vollständig rephasiert werden.
Das Signal des neuen Spinensembles nimmt ab (4).
1
2
3
4
Zur Darstellung des Diffusionskontrasts werden üblicherweise
T 2 *-gewichtete Sequenzen verwendet.
78

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Den Diffusionskontrast regeln
Diese Signalabschwächung ist selbst bei starker
Diffusion normalerweise kaum messbar.
Sie muss deshalb durch entsprechende Parameter
des bipolaren Gradientenpulses verstärkt werden:
• Stärke (Amplitude)
• Dauer
• Zeitlicher Abstand der
beiden Einzelpulse
Die Verstärkung des
Signalabfalls wird
durch den Wert der
DIFFUSIONSWICHTUNG
ausgedrückt (b-WERT).
Eine Erhöhung bedeutet
einen verstärkten Signalabfall bei zunehmender
Diffusion.
Diffusionsgewichtete Bilder: b=0 s/mm 2 (links),
b=500 s/mm 2 (Mitte), b=1000 s/mm 2 (rechts).
Der Wert b=0 bedeutet, dass keine Gradientenpulse
geschaltet sind und keine Diffusionswichtung
erfolgt (T 2 *-Vergleichsbild).
79

Funktionelle Bildgebung
Diffusionsgewichtete Bilder versus ADC-Maps
Ist es Ihnen schon aufgefallen? Das diffusionsgewichtete Bild mit b=1000
zeigt die Diffusionsstörung im rechten Hirnbereich heller! In der ADC-Map
wird dieses Gebiet dagegen dunkler dargestellt. Dennoch zeigen beide Bilder
dieselbe Diffusionsstörung.
Diffusionskontrast
ADC-Maps stellen nicht anatomische Informationen,
sondern den Diffusionskoeffizienten als funktionale
Informationen dar. Normale Diffusionsgewichtete
Bilder (DW-Bilder) dagegen stellen auch anatomische
Informationen dar, denn sie enthalten auch
T 2 -Anteile.
Warum wird geringe Diffusion in DW-Bildern hell
dargestellt? Je stärker die Diffusion ist, desto mehr
Spins werden mit anderen Voxeln ausgetauscht.
Im neuen Spinensemble können weniger Spins
vollständig rephasiert werden.
Diffusionsgewichtetes Bild (links) und ADC-Map (rechts).
Starke Diffusion bedeutet in DW-Bildern
schwächeres Signal. Umgekehrt bedeuten mehr
rephasierbare Spins bei geringer Diffusion ein
höheres Signal.
80

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
ZUR DISKUSSION
Das Problem mit der Anatomie
Wieso genügen uns nicht die anatomischen
DW-Bilder? Diffusionsgewichtete
Bilder enthalten Signalanteile, die unabhängig
von der Diffusion direkt vom
Gewebe stammen. Wenn ein Gewebe
eine lange T 2 -Konstante besitzt, kann dies
zu einer Signalerhöhung in der entsprechenden
Region führen. Diese Signalerhöhung
wird möglicherweise als verringerte
Diffusion fehlinterpretiert. Dieser Effekt
ist als T 2 -Shine-Through bekannt.
ADC-Maps sind funktionale Bilder und
enthalten keine anatomischen Signalanteile.
Somit ist eine Fehlinterpretation
aufgrund eines T 2 -Shine-Throughs
ausgeschlossen.
Der Weg von DW-Bildern zur ADC-Map
DW-Bilder bilden die Ausgangsbasis für die
Errechnung von ADC-Maps. Man vergleicht zwei
unterschiedlich diffusionsgewichtete Aufnahmen
und errechnet einen Fit über die theoretische
Exponentialkurve. Zur Eliminierung der Perfusionsflussrate
wählt man DW-Bilder mit einem b-Wert
über 150 s/mm 2 . In diesem Bereich haben
Perfusion-Spins durch Dephasierung ihr Signal
vollständig verloren.
Typischerweise werden neben dem Referenzbild
(b = 0 s/mm 2 ) DW-Bilder mit den b-Werten
500 mm/s 2 und 1000 mm/s 2 erstellt.
Es gibt jedoch weitere Komplikationen, speziell die
Anisotropie der Diffusion ➔ S. 82.
81

Funktionelle Bildgebung
Diffusion und Gradientenrichtung
Im Gewebe ist die Diffusion von Wassermolekülen nicht immer ungehindert
möglich. Angrenzende Zellschichten an Gewebegrenzen können sie beispielsweise
einschränken. Die Signalintensität hängt somit von der Richtung des
Diffusionsgradienten ab.
Anisotropie
Myelin liefert ein
Phase
Beispiel für richtungsabhängige
Diffusion.
Die Myelinschicht
umgibt die Nervenfasern
und lässt nur
wenige Wassermoleküle
passieren. Quer zu den
Fasern ist die Diffusion
deshalb stark eingeschränkt. Längs der Fasern
kommt es dagegen nicht oder kaum zu Einschränkungen.
Die Diffusion verhält sich also anisotrop,
räumlich ungleichartig.
S
R
P
S P
Slice
Read
R
Diffusionsgradienten-Ausrichtung in Phasenkodierrichtung
(Phase, links), Ausleserichtung (Read, Mitte)
und Schichtrichtung (Slice, rechts). Alle drei Bilder
zeigen dieselbe Schicht.
82
Sichtbar wird dies, wenn man den Diffusionsgradienten
in den drei orthogonalen Raumrichtungen
schaltet. Dieselbe Schicht zeigt wegen der
Anisotropie je nach geschalteter Raumrichtung
einen anderen Diffusionskontrast.

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Ausgemittelte Diffusion
Für die Darstellung von Diffusion benötigen wir
in vielen Fällen von der Anisotropie unabhängige
Bilder.
Das TRACE-BILD ist die Mittelung von drei Messungen
in den orthogonalen Richtungen. Dies ist die einfachste
Art, anisotrop unabhängige Diffusionsbilder
zu erzeugen.
In derselben Weise lässt sich ein ADC-Trace
erzeugen. Die Mittelung aus drei ADC-Maps der
orthogonalen Richtungen ergibt die gemittelte
ADC-Map, den ADC-Trace.
Die Bestimmung der Trace-Werte ist vor allem für
Nachfolge-Untersuchungen wichtig. Hier verursacht
eine leichte Veränderung der Patienten-Positionierung
eine versetzte Ausrichtung der Gewebestruktur
gegenüber den Diffusionsachsen.
Trace-Bild (links) und ADC-Trace-Map (rechts).
ADC-Map oder ADC-Trace?
Aufgrund seiner höheren Aussagekraft wurde die
ADC-Map durch den ADC-Trace fast vollständig verdrängt.
In der Praxis hat sich allerdings der Name ADC-Map
erhalten und wird synonym für ADC-Trace gebraucht.
83

Funktionelle Bildgebung
ZUR DISKUSSION
Der Diffusionstensor
Eine anisotrope Größe stellt man mathematisch
als einen Tensor dar. Dies ist sozusagen der nächste
Dimensionssprung nach Skalaren und Vektoren.
Konsequenterweise stellt man den Diffusionstensor
als eine quadratische Matrix dar, bestehend aus
neun Zahlen (3×3 Matrix).
Die drei Diagonalemente der Matrix repräsentieren
die Diffusion in den drei orthogonalen Richtungen.
Die Summe dieser drei Diagonalelemente (Tensor-
Spur, Trace) ergeben das uns bekannte Trace-Bild.
Diese Technik nennt man Diffusion Tensor Imaging
(DTI) oder auch Multi-Directional Diffusion Weighting
(MDDW). Mit ihrer Hilfe kann man beispielsweise Faserverbindungen
der weißen Substanz oder einzelne Kerngebiete
der tiefen grauen Substanz abgrenzen bzw.
selektiv darstellen.
84
Die Matrixelemente rechts und links von der Diagonalen
werden von Werten besetzt, die sich nur im
Vorzeichen unterscheiden. Im Normalfall werden
also lediglich Diffusionsgradienten in 6 Richtungen
benötigt, um den kompletten Diffusionstensor zu
füllen. Zur Darstellung komplizierter Anisotropie
werden jedoch sogar 12 oder mehr unterschiedliche
Diffusionsgradienten eingesetzt.

Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Auf den Punkt gebracht
Diffusion wird in der MR-Bildgebung
durch diffusionsgewichtete Bilder
(DW-Bilder) bzw. den gemittelten Diffusionskoeffizienten
ADC dargestellt. Da
Diffusion auch eine richtungsabhängige
Komponente besitzen kann, erfolgt eine
(zusätzliche) Mittelung über die orthogonalen
Richtungen. Als Ergebnis erhalten
wir Trace- bzw. ADC-Trace-Bilder.
ADC- und ADC-Trace-Maps stellen dabei
nicht anatomische, sondern funktionelle
Information dar.
85

Funktionelle Bildgebung
Perfusionsbildgebung
Von der intrazellulären Perspektive der Diffusion wechseln wir auf die
höhere Ebene der Perfusion. Dabei bedienen wir uns eines Kontrastmittels
auf Gadolinium-Basis, um die Vorgänge sichtbar zu machen.
Kontrastmittel, First Pass und Signal
PERFUSION ist der vaskuläre Nährstofftransport in das
Kapillarbett des Gewebes zur Versorgung der Zellen.
Zur Verfolgung der Perfusion injiziert man intravenös
ein Kontrastmittel (KM). Der KM-Bolus erreicht
nach kurzer Zeit das Gehirn. Während des ersten
Durchgangs durch das zerebrale Kapillarbett (FIRST
PASS) ist die Perfusion des Bolus zu sehen. Bei guter
Perfusion verteilt sich das Kontrastmittel über die
Kapillaren fein im Gewebe und wird wieder durch
nachfolgendes Blut herausgewaschen.
Während des First Pass kommt es nicht, wie man
vermuten könnte, zu einer Signalerhöhung, sondern
zu einer signifikanten Signalverminderung bei
T 2 *-Sequenzen.
Kontrastmittel
86

Perfusionsbildgebung
Diffusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
ZUR DISKUSSION
Suszeptibiliätskontrast
Ursache dieser Signalverminderung ist
eine Veränderung der Relaxationsrate
R 2 *, dem Kehrwert von T 2 *. Diese
R 2 *-Änderung wird hervorgerufen durch
die unterschiedliche Magnetisierbarkeit
des mit Kontrastmittel gefüllten intravaskulären
Raums und des umgebenden
Gewebes, den Suszeptibilitätsunterschieden
beider Bereiche. Daher wird dieses
Bildverfahren auch Dynamic Susceptibility
Contrast Imaging (DCS) genannt.
Perfusion in der MR
Biologisch betrachtet ist Perfusion
der Nährstofffluss in den Kapillaren.
Er beginnt mit dem vaskulären Transport
(aus den Arteriolen) in das Kapillarbett
und wird gefolgt von einer Diffusion der
Nährstoffmoleküle durch die Kapillarwände
und Zellmembranen in die zu versorgende
Zelle. Die Rückperfusion transportiert
die Abfallstoffe aus den Zellen
über das Kapillarbett in das lymphatische
System.
Im Kontext der MR-Bildgebung
bezeichnet Perfusion ausschließlich die
vaskuläre Transportphase, nicht jedoch
die Diffusionsphase der Perfusion.
87

Funktionelle Bildgebung
Blutvolumen und Blutfluss
Das relative regionale Blutvolumen und
der regionale Blutfluss im Gehirn sind
die beiden Hauptparameter der Perfusionsbildgebung.
rCBV-Map.
Das RELATIVE ZEREBRALE BLUTVOLUMEN
(relative Cerebral Blood Volume, rCBV) ist
der durch das Kapillarbett beanspruchte
Raum innerhalb eines Voxels. Es bezieht
sich auf die Masse des versorgten Gewebes
(Maßeinheit: ml/g).
rCBF-Map.
Der RELATIVE ZEREBRALE BLUTFLUSS
(relative Cerebral Blood Flow, rCBF) stellt
die Blutmenge dar, die während eines
gewissen Zeitraums durch das Kapillarbett
innerhalb des Voxels fließt (in ml/g/s).
88

Perfusionsbildgebung
Diffusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Die Zeitaufnahme des Boluspeaks
Der zeitliche Ablauf des First Pass und der
damit verbundenen Signalverminderung
wird für das gesamte Gehirn (nicht für
den einzelnen Voxel) in einer Zeit-Dichte-
Kurve, dem GLOBAL BOLUS PLOT (GBP)
dargestellt.
S
t
Er dient zunächst einer ersten Beurteilung
des Bolusdurchgangs und der Perfusion.
Im zweiten Schritt der Auswertung
werden lokale Unterschiede betrachtet.
Global Bolus Plot (GBP).
89

Funktionelle Bildgebung
Perfusionsbilder
Der Global Bolus Plot erlaubt nur eine allgemeine Aussage über den zeitlichen
Ablauf der Perfusion. Erst die Betrachtung einzelner Voxel ermöglicht präzise
Angaben über das zerebrale Blutvolumen und den entsprechenden Blutfluss. Für
diese Auswertung werden für jede gemessene Schicht einzelne Karten, Maps,
erzeugt. Die beiden wichtigsten Maps stellen wir Ihnen hier vor.
Verminderte Perfusion
Die PERCENTAGE OF BASELINE AT PEAK (PBP)
bestimmt den relativen Betrag des Signalverlusts
aufgrund der Boluspassage durch
das Kapillarbett. Die Darstellung ergibt
eine PBP-Map pro gemessener Schicht.
Verminderte Perfusion, d.h. wenig
Kontrastmittel, erscheint als helle Pixel.
S
PBP-Map.
PBP
90
t

Perfusionsbildgebung
Diffusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
Verzögerte Perfusion
Die TIME TO PEAK (TTP) ist der Zeitabstand
zum Boluspeak. In der TTP-Map zeigt die
Signalintensität jedes Pixels grauwertoder
farbkodiert die regionale Verteilung
der Zeitdauer von der Injektion des
Kontrastmittels bis zum Boluspeak an.
Hellere Pixel (bei Grauwert-Kodierung)
stehen für eine verzögerte TTP und
damit für eine verzögerte Perfusion.
S
TTP-Map mit Farb-Darstellung,
rote Pixel stehen für eine verzögerte
Perfusion.
TTP
t
91

Funktionelle Bildgebung
Auf den Punkt gebracht
Der First Pass eines Kontrastmittels
durch das zerebrale Kapillarbett macht
Perfusion sichtbar. Regionales Blutvolumen
und regionaler Blutfluss spielen
dabei eine entscheidende Rolle.
Die Beurteilung der Perfusion erfolgt
mit Hilfe von PBP-Map und TTP-Map.
Sie stellen nicht anatomischen, sondern
funktionellen Kontrast dar.
92

Perfusionsbildgebung
Diffusionsbildgebung
BOLD-Bildgebung
93

Funktionelle Bildgebung
BOLD-Bildgebung
Was geht gerade in Ihrem Kopf vor? Sie lesen, verarbeiten Reize, die die
Netzhaut an das Gehirn weiterleitet. Welche Gehirnregionen verarbeiten diese
Sinneseindrücke? Dies lässt sich durch die BOLD-Bildgebung beantworten.
Blut wird zum Signalträger
Welche Neuronen sind am Lesevorgang
beteiligt? Auf der Suche nach der entsprechenden
Hirnregion messen wir nicht
direkt die Aktivität von Neuronenverbänden,
sondern die mit der Durchblutungsänderung
verbundene erhöhte lokale
Sauerstoffkonzentration (BOLD = Blood
Oxygenation Level Depending).
Dabei messen wir auch nicht den Sauerstoffverbrauch.
Signalbestimmend ist
allein der im Blut enthaltene Sauerstoff
nach Vorbeifluss an den Neuronen.
Bei Aktivität steigt der Sauerstoffbedarf
der zerebralen Neuronen. Eine damit
verbundene Erhöhung des Blutflusses
sorgt dafür, dass nach Entnahme des
Sauerstoffs das Blut dennoch mehr
Oxyhämoglobin, Träger des Sauerstoffs,
enthält als bei Inaktivität der Neuronen.
Die Sauerstoffentnahme wird überkompensiert.
Erhöhte Sauerstoffkonzentration
in einer Hirnregion ist somit ein
Indikator für aktive Neuronenverbände.
94

BOLD-Bildgebung
Suszeptibilitätsänderung im Blut
Durch Sauerstoffanreicherung ändern
sich die magnetischen Eigenschaften des
Bluts: Sauerstoffarmes Blut enthält mehr
paramagnetisches Desoxyhämoglobin
(HB ++ ), sauerstoffreiches Blut mehr diamagnetisches
Oxyhämoglobin (HBO −− 2 ).
in Ruhe
T 2
*
TE
aktiv
T 2
*
TE
Mit zunehmender Sauerstoffbeladung
gleichen sich die magnetischen Eigenschaften
des Hämoglobins denjenigen
des umgebenden Blutplasmas an. Als
Folge verlangsamt sich der Zerfall der
Quermagnetisierung: T 2 * verlängert sich,
und das Signal wird erhöht.
Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
sauerstoffreicher
95

Funktionelle Bildgebung
Paradigmen, t-Test-Bilder und Mosaikbilder
Wenn wir von einer Sauerstofferhöhung bei Aktivierung sprechen, müssen wir
natürlich auch wissen, welcher Oxygenierungspegel normalerweise in den
einzelnen Hirnregionen ohne Aktivierung messbar ist, also im Ruhezustand.
Ohne diesen Vergleich können wir keine Aussage treffen.
Vom Signal zum Bild
Nehmen wir an, wir möchten die bei Fingerbewegung
aktive Hirnregion feststellen. Während der
Messung machen wir einige Sekunden lang Aufnahmen
ohne Fingerbewegung und anschließend
einige Sekunden lang mit Fingerbewegung. Um aussagekräftige
Ergebnisse zu erhalten, absolvieren wir
diesen Wechsel mehrfach, z.B. zehnmal – wir führen
ein PARADIGMA durch.
Die im Ruhezustand aufgenommenen Bilder und die
Bilder mit neuronaler Aktivität werden mit Hilfe des
t-Tests, einer statistischen Methode, subtrahiert. Die
damit errechneten Bilder haben rein funktionale und
keine anatomischen Inhalte.
Um das Signal dem entsprechenden Hirnbereich
zuordnen zu können, wird das t-Test-Bild üblicherweise
einem anatomischen Bild überlagert.
t-Test-Bild (links) und überlagertes Bild (rechts),
Beispiel Fingerbewegung.
Bereits kleinste Kopfbewegungen können das Messergebnis
verfälschen. Durch den Einsatz der dreidimensionalen
Bewegungskorrektur 3D-PACE (Prospective
Acquisition CorrEction) wird Versatz in den Bildern, der
durch Bewegung hervorgerufen wurde, bereits während
der Messung (Inline-Technologie) korrigiert.
96

BOLD-Bildgebung
Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
Vom Bild zum Mosaik
Um aktive Hirnregionen aufspüren zu
können, benötigt man Bilder des gesamten
Gehirns. Es fallen somit bei jeder
Messung viele Bildern jeweils aus einer
Reihe von Schichten an. Insgesamt
werden tausende von Bildern gemessen
und berechnet.
Um diese Bildermenge beherrschen zu
können, wird die Mosaik-Bildgebung eingesetzt.
Softwareseitig werden die Bilder
bereits innerhalb der Messsequenz in
einer Matrix zusammengefasst und abgespeichert.
Mosaik-Bildgebung.
97

Funktionelle Bildgebung
Zusammenfassung
Neuronenverbände, Blutfluss und Nährstofftransport,
molekulare Bewegung –
die funktionelle Bildgebung ermöglicht
neue Einblicke in unser Gehirn.
Erforschung der Epilepsie, Beurteilung
von Gefäßverschlüssen oder die Diagnose
von Schlaganfällen sind eine Auswahl aus
den Anwendungsbereichen dieses Zweigs
der MR-Bildgebung.
Ultra-Hochfeld-Systeme mit einer Feldstärke
von 3 Tesla und höher können
Prozesse auf molekularer und neuronaler
Ebene noch besser sichtbar machen.
Dies lässt eine wachsende Bedeutung der
funktionellen Bildgebung erwarten.
98

BOLD-Bildgebung
Diffusionsbildgebung
Perfusionsbildgebung
99

Varianten der
Gradientenecho-
Technik
Turbo-Techniken
Im Kapitel Bildqualität haben wir
gesehen: Ein Kompromiss aus Messzeit,
Auflösung und SNR führt zum
optimalen Bild für eine Anwendung.
Die verwendeten Sequenzen haben
darüber hinaus unterschiedliche
Eigenschaften.
Schnelle
Bildgebungstechniken
Sehen Sie hier die Ergebnisse einiger
ausgewählter Sequenzen mit ihren
Anwendungen.

Schnelle Bildgebungstechniken
Varianten der Gradientenecho-Technik
In Magnete, Spins und Resonanzen haben wir gesehen: Die Gradientenecho-
Technik ist prinzipiell schneller als die Spinecho-Technik. Was geschieht, wenn
wir Messungen oder Echos kombinieren?
Die folgenden Sequenztypen sind dabei wie alle Gradientenecho-Sequenzen
sowohl in 2D wie auch 3D verfügbar.
Zwei Gradientenechos kombinieren (DESS) ...
Dual Echo Steady State: Die DESS-Sequenz erzeugt
in der gleichen Wiederholzeit zwei Echos, ein FISPund
ein PSIF-Echo.
FISP ist T 1 /T 2 *-gewichtet; PSIF ist stark T 2 -gewichtet.
Durch die Kombination beider Echos erreicht die
DESS-Sequenz einen besseren T 2 -Kontrast als eine
reine FISP-Sequenz.
α 1
α 2
α 3
T 2
T 2
*
FISP FISP + PSIF t
DESS
102

Varianten der Gradientenecho-Technik
Turbo-Techniken
... verstärkt den Kontrast
DESS bietet zwei
Vorteile: Wir messen
zwei Bilder, dies verbessert
das SNR. Und die
Kombination aus FISP
und PSIF liefert einen
starken T 2 -Kontrast mit
T 1 /T 2 *-Gewichtung.
Damit lassen sich
Gelenkflüssigkeiten und Knorpel gut unterscheiden
– wichtig für die Orthopädie.
103

Schnelle Bildgebungstechniken
Varianten der Gradientenecho-Technik: CISS
Constructive Interference in the Steady State: Die CISS-Sequenz liefert Bilder
in Submillimeter-Auflösung bei starkem T 1 /T 2 -Kontrast.
Konstruktive Interferenz ...
CISS kombiniert zwei TrueFISP-Sequenzen.
TrueFISP liefert das höchste Signal aller Steady-
State-Sequenzen. Dabei werden in einer Messung
die Phasenlagen des HF-Pulses alterniert (α + , α − ),
im anderen nicht (α + , α + ). So werden Bilder mit
zwei unterschiedlichen Echo-Typen generiert, die
anschließend überlagert werden. Die Summenbilder
sind T 1 /T 2 -gewichtet und können Interferenzstreifen
enthalten. Diese Streifen werden bei CISS durch
Kombination zweier Messungen herausgerechnet.
α +
α –
α +
M XY
α +
α +
α –
α +
M XY
104

Varianten der Gradientenecho-Technik
Turbo-Techniken
... vermeidet Streifen im Bild
CISS-3D bietet:
Submillimeter-Auflösung
bei sehr hohem
SNR von Flüssigkeiten.
Die Sequenz ist robust
bei starkem T 1 /T 2 -Kontrast.
Typische Anwendungen
sind Innenohr
und Kleinhirn.
Hier wird ein Vorteil der 3D-Technik gegenüber der
2D-Technik deutlich: Ihr höheres SNR erlaubt bei
dünneren Schichten ausgezeichnete Detail-Erkennbarkeit
von anatomischen Strukturen.
105

Schnelle Bildgebungstechniken
Varianten der Gradientenecho-Technik: MEDIC
Multi Echo Data Image Combination: MEDIC liefert T 2 *-Kontrast bei hoher
Auflösung. Flussartefakte und Effekte durch chemische Verschiebung werden
reduziert.
Mehrere Bilder erzeugen ...
MEDIC ist eine Multi-Echo-Sequenz. Bei jedem
Echo werden Flusseffekte kompensiert. Die Sequenz
kombiniert mehrere Bilder mit unterschiedlichem
T 2 *-Kontrast.
Da die Bilder mit unterschiedlichen Echo-Zeiten
addiert werden, haben die neuen Bilder einen
T 2 *-Mischkontrast. Als Echozeit kann somit nur eine
effektive Echozeit TE eff angegeben werden.
α
T 2
*
α
TE eff
TR
t
106

Varianten der Gradientenecho-Technik
Turbo-Techniken
... mit unterschiedlichem T 2 *-Kontrast
MEDIC minimiert nicht
nur Flussartefakte. Die
Sequenz reduziert auch
Artefakte aus chemischer
Verschiebung.
Sie bietet T 2 *-Kontrast
bei guter Auflösung.
Typische Anwendungen
sind Halswirbelsäule
und Orthopädie.
107

Schnelle Bildgebungstechniken
Varianten der Gradientenecho-Technik: VIBE
Volumetric Interpolated Breathhold Examination: Die T 1 -gewichtete
VIBE-Sequenz verwendet Atemanhaltetechnik zur Vermeidung von Artefakten.
Diese 3D-Flash-Sequenz-Variante erreicht hohe räumliche Auflösung.
Hohe Bildqualität trotz kurzer Messzeit ...
VIBE kombiniert zwei Techniken: Halb-Fourier
Technik beschleunigt die Messung der Partition.
Die dreidimensionale Messung wird durch Interpolation
der Messpunkte in Schichtrichtung
beschleunigt.
Trotz Verzicht auf eine GMR-Flusskompensation
➔ S. 41 erzielt man aufgrund extrem kurzer
Echozeiten einen angiografischen Bildeffekt. VIBE
verwendet immer Fettsättigung. In dynamischen
Kontrastmittelstudien liefert die schnelle
VIBE-Sequenz zeitliche Präzision zur Aufnahme von
Gefäßen in arterieller und venöser Phase, insbesondere
im Abdomen.
108

Varianten der Gradientenecho-Technik
Turbo-Techniken
... für die abdominelle Bildgebung
Vor allem in der abdominellen
Bildgebung
erleichtert die VIBE-
Sequenz Aufnahmen im
Atemstillstand ohne
Artefakte.
Weitere Anwendungsbereiche
sind Brust und
Becken.
109

Schnelle Bildgebungstechniken
Turbo-Techniken
Das Grundprinzip der Turbo-Techniken:
Mit einer einzigen Anregung werden mehrere Echos gemessen.
Dies haben wir in Magnete, Spins und Resonanzen erläutert.
Mit zusätzlichen
Gradientenechos (TurboGSE) ...
TurboGSE ist eine Erweiterung der
Turbo-Spinecho-Technik. Eine
TurboGSE-Sequenz erzeugt vor und
nach jedem Spinecho zusätzliche
Gradientenechos durch entsprechend
geschaltete dephasierende und rephasierende
Gradientenpulse.
90 O 180 O 180 O 180 O
T 2
SE 1
SE 2
SE 3
FID GRE 1 GRE 2 GRE 3 GRE 4 GRE 5 GRE 6
Wie werden die Spinechos und
Gradientenechos in den k-Raum
gefüllt? Die Spinechos liefern die
mittleren Segmente und sorgen für
den Kontrast. Die Gradientenechos
bestimmen die Auflösung in den
äußeren Segmenten.
GRE 1
GRE 3
GRE 5
SE 1
SE 2
SE 3
GRE 2
GRE 4
GRE 6
K Y
K X
110

Turbo-Techniken
Varianten der
Gradientenecho-
Technik
... Messzeit weiter verkürzen
Durch die zusätzlichen
Echos können wir
schneller messen. Oder
in der gleichen Zeit mehr
Schichten aufnehmen.
Es gibt keine Verstärkung
des Fettsignals wie
bei der TurboSE-Technik.
Sehen Sie die Ergebnisse von T 2 -Spinecho (links, Messzeit
7 Minuten), T 2 -TurboSE (Mitte, Messzeit 8 Sekunden) und
T 2 -TurboGSE (rechts, Messzeit 6 Sekunden).
111

Schnelle Bildgebungstechniken
Turbo-Techniken: HASTE
Half Acquisition Single shot Turbo spin Echo:
Schnelle Messung, hohe Auflösung und T 2 -Kontrast. All das liefert HASTE.
112
Durch eine einzige Anregung ...
HASTE kombiniert zwei Techniken.
Diese TurboSE-Sequenz erzeugt
sämtliche Echos für ein Bild mit einer
einzigen Anregung (single shot).
Die ersten Echos werden durch kleine
Phasenkodiergradienten etwas unterhalb
und oberhalb der mittleren
Rohdatenzeile kodiert, die Gradientenstärke
wird von Echo zu Echo erhöht,
bis die obere Hälfte des k-Raums
gefüllt ist. Der Kontrast wird durch die
effektive Echozeit TE eff bestimmt, d.h.
der Echozeit in der Mitte des k-Raums.
Zusätzlich beschleunigt die
Halb-Fourier Technik die Messung
noch weiter: Es werden nur etwas
mehr als die Hälfte der Rohdaten
aufgenommen.
132
.
.
.
4 1
T 2
1 2 3 4 5 ... ... 132
TE eff
t
K Y
256
K X

Turbo-Techniken
Varianten der
Gradientenecho-
Technik
... Bewegungen einfrieren
HASTE reduziert die
Messzeit einer Einzelschicht
auf unter eine
Sekunde.
Die kurze Messzeit hält
Artefakte durch ungewollte
Patientenbewegung
einschließlich
derjenigen der Atmung
gering.
HASTE ist nützlich für Abdomenuntersuchungen,
bei sich stark bewegenden Patienten oder in der
Pädiatrie.
Sehen Sie die Ergebnisse von Spinecho (links), TurboSE
(Mitte) und HASTE (rechts).
Typische Messzeiten pro Schicht
SE
TSE
HASTE
3 – 4 Minuten
20 Sekunden – 2 Minuten
0,6 Sekunden
113

Schnelle Bildgebungstechniken
Turbo-Techniken: TurboFLASH
TurboFLASH reduziert durch kurze Messdauer Bewegungsartefakte.
Die Technik erlaubt dynamische Perfusionsserien nach Injektion von Kontrastmittel
und Bildgebung mit Kinotechnik.
Zwei Phasen
Die Vorbereitungsphase bestimmt
den Bildkontrast. Beispielsweise wird
ein 180°-Inversionspuls vor die eigentliche
Sequenz geschaltet.
α α α
1 ... 128
In der Akquisitionsphase wird die
Messmatrix in einem einzigen Arbeitsgang
mit einer sehr schnellen Gradien-
1 64 128
tenecho-Sequenz gemessen.
TE
180 O TR
TI
t
114

Turbo-Techniken
Varianten der
Gradientenecho-
Technik
Die Inversionszeit bestimmt den Kontrast
Man kann das Signal von Gewebetypen mit bekannten
T 1 -Konstanten unterdrücken. Wählen Sie dazu die passende
Inversionszeit TI (hier: 400 ms).
TI = 50 ms
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
-0,2
-0,4
-0,6
-0,8
-1
TI
Akquisition
T 1
= 200 ms
T 1
= 800 ms
100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000
t
TI = 400 ms
TI = 800 ms
115

Schnelle Bildgebungstechniken
Zusammenfassung
Die MR-Bildgebung bietet heute
für viele spezielle Anwendungen
geeignete Sequenzen. Wichtige Ziele,
zwischen denen optimiert werden
muss, sind: Schnelligkeit, Auflösung
und Bildqualität. Gradientenecho- und
Turbotechniken lassen sich applikationsbezogen
variieren und decken
so ein weites Anwendungsfeld ab.
116

Turbo-Techniken
Varianten der
Gradientenecho-
Technik
117

Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Artefakte sind Strukturen im Bild, die nicht
mit der räumlichen Verteilung der Gewebe
in der Bildebene übereinstimmen. Um eine
mögliche diagnostische Fehlinterpretation
zu umgehen, ist es ratsam, diese Artefakte
und ihre Hintergründe zu erkennen und
einordnen zu können.
Die komplexe MR-Bildgebung kennt
Artefakte
erkennen und
vermeiden
zahlreiche Artefakttypen. Diese gehen
auf physiologische, physikalische und
systembedingte Einflüsse zurück.

Artefakte erkennen und vermeiden
Bewegung und Artefakte
Die auffallendsten Artefakte im Bild entstehen durch Bewegung während der
Aufnahme: Atmung, Herzschlag, Blutfluss, Augen- und Schluckbewegungen,
unabsichtliche Patientenbewegungen.
Geisterbilder und Verschmierungen
Durch das Heben und Senken des Brustkorbs
während der Atmung entstehen
GEISTERBILDER: Der Brustkorb wird als
Doppel- oder Mehrfachstruktur örtlich
versetzt abgebildet. Signalreiche Strukturen,
wie subkutanes Fett, verstärken
die Ausbildung dieser Geisterbilder.
Geisterbilder
im Bereich des
Brustkorbs aufgrund
periodischer
Atembewegungen.
Durch die aperiodischen Bewegungen
der Augen werden kontinuierliche
VERSCHMIERUNGEN im Bild erzeugt.
Verschmierungen
durch aperiodische
Augenbewegungen.
Diese Bewegungsartefakte beobachten
wir ausschließlich in Phasenkodierrichtung.
120

Bewegung und Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Ursache ist die Fehlkodierung
Bei periodischen Bewegungen wie der
Atmung befindet sich der Brustkorb in
mehreren, gleichmäßig voneinander
entfernten Phasenkodierschritten in der
Einatmungsphase. In den dazwischen
liegenden Schritten ist er in der Ausatmungsphase.
Dies erzeugt eine
quasiperiodische Fehlkodierung: der
Brustkorb erscheint örtlich versetzt im
MR-Bild.
K Y
Einatmungsphase
Ausatmungsphase
K X
121

Artefakte erkennen und vermeiden
Was tun bei Bewegungsartefakten?
Durch Vertauschen von Phasen- und
Frequenzkodierung (Swap) kann man
in vielen Fällen die Bewegungsartefakte
in einen Bildbereich verlagern, der die
Interpretation nicht beeinträchtigt.
Weitere Möglichkeiten sind:
• Fettunterdrückung
• Bildmittelungen z.B. LOTA
• Atemanhaltetechniken
Verlagerung des Bewegungsartefakts durch Vertauschen
von Phasen- und Frequenzkodierung.
122

Bewegung und Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Auf den Punkt gebracht
Bewegungsartefakte lassen sich
in zwei Gruppen einteilen:
Geisterbilder und Verschmierungen.
Geisterbilder entstehen durch
quasiperiodische Bewegungen
(Beispiel: Atmung).
Verschmierungen sind
aperiodische Abbildungen
(Beispiel: Augenbewegungen).
123

Artefakte erkennen und vermeiden
Physikalisch bedingte Artefakte
Betrachten wir die physikalisch bedingten Artefakte in der MR-Bildgebung.
Auswirkungen im Bild sind Relief- und Konturenbildung sowie Verzerrungen.
Ausgangspunkte sind die Chemische Verschiebung und die Magnetisierbarkeit
(Suszeptibilität). Beginnen wir mit der uns bekannten Chemischen
Verschiebung.
Die Chemische Verschiebung
In fast allen Biomolekülen sind mehrere Wasserstoffatome
an verschiedenen Positionen gebunden.
Verschiedene Positionen bedeuten unterschiedliche
chemische und damit meist unterschiedliche
magnetische Umgebungen. Das lokale Magnetfeld
ist reduziert bzw. erhöht, die Resonanzfrequenzen
der gebundenen Protonen liegen etwas niedriger
oder höher als die typische Larmorfrequenz.
Daher können die Kerne eines Moleküls mehrere
Resonanzlinien liefern.
Diese Aufspaltung der Resonanzfrequenzen nennen
wir CHEMISCHE VERSCHIEBUNG. Denn sie zeigt sich an
einer Verschiebung der zugehörigen Resonanzlinien
im gemessenen Spektrum.
H 2
O
–CH 2
–
δ ppm +5 0
–5
Chemische Verschiebung von 3,4 ppm für Wasser und
Methylgruppe (-CH 2 -), Hauptbestandteil des Fetts.
Das Maß der Chemischen Verschiebung drückt man in
δ ppm aus (ppm = parts per million).
δ ppm = −3,4 bedeutet, die Frequenz der Methylgruppe
ist um 3,4 millionstel verringert.
In der bei MR üblichen Spektraldarstellung ist die
Frequenz-Achse von rechts nach links orientiert.
124

Physikalisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Reliefartefakte durch chemische Verschiebung
Der Abstand zwischen den Resonanzlinien von Fett- und Wasserprotonen
im Spektrum ist die Ursache für den Reliefartefakt.
Reliefartefakte
Gewebe mit direkten Übergängen zwischen Fett und
Wasser, wie z.B. Wirbel und Bandscheiben, sowie
zwischen Milz oder Niere und umgebenden Fett sind
besonders anfällig. Der Artefakt ist im Bild sichtbar
als räumliche Verschiebung. Da sowohl Wasser als
auch Fettprotonen zur Bildgebung beitragen, verursacht
ihre Chemische Verschiebung von 3,4 ppm
diesen Artefakt.
Reliefartefakt.
Die Ursache für den Reliefartefakt
Die Signale der Fett- und Wasserprotonen in einem
Voxel werden bei der Bildrekonstruktion aufgrund
ihrer Chemischen Verschiebung verschiedenen Bildpunkten
zugeordnet. Diese Fehlkodierungen führen
an den Übergängen von Fett und Wasser entweder
zu einem gesteigerten Signal (dunkle Fläche) oder
zu einem ungültigen Signal (helle Bereiche), und
zwar jeweils in Frequenzkodierrichtung.
125

Artefakte erkennen und vermeiden
Was tun bei Reliefartefakten?
Bei der Bildgebung im Gehirn ist die Chemische
Verschiebung meist ohne Bedeutung, da die
Signalintensität des Fettes gegenüber dem Wasser
deutlich geringer ist. In anderen Fällen sind folgende
Abhilfen möglich:
• Sequenzen mit größerer Bandbreite
• Vertauschen (Swap) von Phasen- und
Frequenzkodierrichtung
• STIR-Sequenz verwenden
• Fett- oder Wasserunterdrückung
126

Physikalisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Reliefartefakte in der EPI-Bildgebung
Auch die Echoplanare Bildgebung (EPI) kennt
Reliefartefakte. Da aufgrund des schnellen
T 2 *-Abfalls des FID (Free Induction Decay) zur
Erzeugung der Echos nur 100 ms zur Verfügung
stehen, wird das Auslesen im allgemeinen auf
64 bis 128 Echos beschränkt.
Verschiebung
von Fett und Wasser
im Kopf.
Bei EPI-Sequenzen mit ihren geringen Bandbreiten
in Phasenkodierrichtung, äußert sich die Chemische
Verschiebung von Fett und Wasser in einem deutlichen
Artefakt in dieser Richtung.
Reliefartefakt bei 1 Tesla-Geräten
Auslesebandbreite
Phasenbandbreite
Verschiebung
780 Hz
7 Hz
21 Pixel
Aufhebung
des Artefakts in der
EPI-Bildgebung
durch Fettunterdrückung.
127

Artefakte erkennen und vermeiden
Konturenartefakte durch Chemische Verschiebung
Die Chemische Verschiebung zwischen Fett- und Wasserprotonen ist die Grundlage
für ein weiteres Bildphänomen. Im Zusammenspiel mit Gradientenecho-Sequenzen
kann es zur »Phasenauslöschung« im Bild kommen.
Die Phasenzyklierung
Die Chemische Verschiebung von
Fett- und Wasserprotonen ist die Ursache
für eine mögliche Phasenverschiebung,
die sich auf die Signalgebung eines
fett-/wasserhaltigen Voxels auswirkt.
In-Phase
Gegenphase
T 2*
Bei einer Spinecho-Sequenz präzedieren
die Protonen in jedem Voxel zum Auslesezeitpunkt
in Phase. Bei der Verwendung
von Gradientenecho-Sequenzen entsteht
eine Phasenzyklierung:
Bei einem 1,5 Tesla-Magneten sind
Fett- und Wasserspins nach dem
Anregungspuls alle 2,4 ms abwechselnd
in und außer Phase.
0 2,4 4,8 7,2 9,6
TE
128

Physikalisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
MR-Bilder der In-Phase und Gegenphase
MR-Bilder aus In-Phase und Gegenphase zeigen einen deutlichen
Kontrastunterschied.
Auf In-Phase-Bildern erzeugen Fett und Wasser in einem gemeinsamen Voxel eine
ungestörte Signalintensität. Die Quermagnetisierungen von Fett und Wasser
stimmen in der Ausrichtung überein.
Falls eine Gradientenecho-Sequenz im Moment der Gegenphase Bilddaten erzeugt,
wird vermindertes Signal aufgenommen. Ursache
sind die sich gegenseitig aufhebenden transversalen
Magnetisierungen wiederum im gleichen Voxel.
Diese »Phasenauslöschung« wirkt sich im Bild
kontrastverstärkend aus. Konturenartefakte treten
deshalb an Grenzflächen von fett- und wasserhaltigem
Gewebe in der Breite eines Voxels auf.
Was tun bei Konturenartefakten?
Man verwendet eine Echozeit (TE), bei der Fettund
Wasserspins in Phase sind.
Bildrekonstruktion In-Phase (links), Gegenphase (rechts).
0,2 Tesla: TE In-Phase 36,7 ms, 73,5 ms ...
0,2 Tesla: TE Gegenphase 18,4 ms, 55,1 ms ...
1,0 Tesla: TE In-Phase 7,2 ms, 14,4 ms ...
1,0 Tesla: TE Gegenphase 3,6 ms, 10,8 ms ...
1,5 Tesla: TE In-Phase 4,8 ms, 9,6 ms ...
1,5 Tesla: TE Gegenphase 2,4 ms, 7,2 ms ...
3,0 Tesla: TE In-Phase 2,46 ms, 4,92 ms ...
3,0 Tesla: TE Gegenphase (1,23ms*) 3,69 ms, 6,15 ms ... * nicht empfohlen
129

Artefakte erkennen und vermeiden
Verzerrungsartefakte durch lokale Magnetfeldvariationen
Verzerrungsartefakte sind Strukturen im Bild, die offensichtlich die
wahren geometrischen Verhältnisse verfälschen.
Verzerrungsartefakte im Bild
Die Stärke des Verzerrungsartefaktes hängt von den lokalen Bedingungen
ab. Er kann sich sowohl in einer Signalzunahme als auch in
einer Signalverringerung äußern.
Verzerrungsartefakt
in der
EPI-Bildgebung.
Anfällig für dieses Fehlverhalten sind vor allem Übergangsbereiche
von Gewebe zu Knochen oder von Gewebe zu Luft. Problematisch
sind beispielsweise Nasennebenhöhlen, Orbita, Lunge, Herz, Magen
und Darmschlingen.
Auffällig ist der Verzerrungsartefakt bei Gradientenecho-Sequenzen
und in der EPI-Bildgebung.
Ferromagnetische Objekte im Körper des Patienten oder an
seiner Kleidung (z.B. Reißverschlüsse) führen ebenfalls zu einem
Verzerrungsartefakt.
Artefakt mit
Signalverlust
in der Sinusregion
(Gradientenecho-Sequenz).
Verzerrungsartefakt
durch
ferromagnetisches
Objekt
am Körper des
Patienten.
130

Physikalisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Magnetisierbarkeit und Feldinhomogenität
Die Magnetisierbarkeit (SUSZEPTIBILITÄT) ist das Maß der Fähigkeit eines Gewebes,
magnetisch zu werden. An Übergängen von unterschiedlich magnetisierbaren
Geweben entstehen lokale Magnetfeldgradienten und somit Feldinhomogenitäten.
Diese bleiben in den meisten Fällen so gering, dass kein Artefakt zustande kommt.
Durch die Spinecho-Technik werden diese Inhomogenitäten vollständig kompensiert.
Bei den Gradientenecho-Techniken können in den Bereichen der Feldinhomogenität
sehr starke Signalverluste auftreten. Die lokale Feldinhomogenität wird
nicht ausgeglichen.
In der EPI-Bildgebung bewirkt die äußerst geringe Bandbreite der Sequenzen in
Phasenkodierrichtung zusätzliche Verzerrungen.
Je größer die Feldstärke des Hauptmagnetfeldes ist, umso stärker wirkt sich der
Effekt aus.
131

Artefakte erkennen und vermeiden
Was tun bei Verzerrungsartefakten?
Die Verzeichnung im MR Bild ist umso ausgeprägter,
je geringer die Bandbreite einer Pulssequenz ist oder je
größer die Magnetfeldinhomogenität ausfällt. Mögliche
Abhilfen sind:
• Spinecho-Sequenz verwenden, um mit Hilfe
des rephasierenden 180°-Pulses den möglichen
Signalverlust zu eliminieren
• Voxel verkleinern, um die Unterschiedlichkeit
des Magnetfeldes zu verringern
• Echozeit TE verkürzen, um den Zeitraum
der Dephasierung zu verkleinern
• Sequenzen mit größerer Bandbreite verwenden
132

Physikalisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Technisch bedingte
Artefakte
Auf den Punkt gebracht
Physikalisch bedingte Artefakte
sind Reliefartefakte, Konturen- und
Verzerrungsartefakte.
Ursachen sind die Chemische
Verschiebung bzw. starke Sprünge
in der Suszeptibilität.
Im Gegensatz zu Verzerrungen sind
Verzeichnungen ➔ S. 140 technisch
bedingte Artefakte.
133

Artefakte erkennen und vermeiden
Technisch bedingte Artefakte
Nach Bewegung und Physik folgt zum Abschluss eine dritte Einflussgröße, die
zu Grunde liegende Technik. Diese Gruppe von Artefakten lässt sich mit den
technischen »Begrenzungen« erklären, wie Gerätegröße oder Begrenzung der
erzeugten Datenmenge.
Artefakttypen
Wir unterscheiden folgende technisch
bedingte Artefakttypen:
• Abschneidungsartefakte
• Überfaltungsartefakte
• Verzeichnungsartefakte
• Artefakte durch HF-Einstrahlung
134

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Abschneidungsartefakte
Abschneidungsartefakte zeigen sich als Streifen oder Ringe im Bild.
Abschneidungsartefakte und Datenabtastung
Abrupte Signalübergänge in Geweben können einen
Abschneidungsartefakt auslösen. Es entstehen
periodische Oszillationen parallel zu den Gewebeübergängen.
Im Bild erscheinen Streifen oder Ringe
mit abwechselnd hoher und niedriger Signalintensität
(Kantenoszillationen).
Kantenoszillation
ohne Filteranwendung.
Ein Objekt würde perfekt abgebildet, stünde ein
unendliches Datenakquisitionsfenster zur Verfügung.
Durch den begrenzten Zeitraum, der für
eine Messung zu Verfügung steht, werden diese
jedoch an bestimmten Stellen unterbrochen oder
ausgesetzt. Das hat in der Regel keinen negativen
Einfluss auf das MR-Bild, nur an stark konstrastreichen
Gewebeübergängen kommt es zum
Abschneidungsartefakt.
Schwache
Filteranwendung
mit geringem
Schärfeverlust.
135

Artefakte erkennen und vermeiden
Die Ursache der Kantenoszillation
Die Kantenoszillation des Abschneidungsartefakts
entsteht mit dem Abtasten des
Bildsignals. Abrupte Signalübergänge
werden durch Kurvennäherungen simuliert.
Die Abtasttechnik nähert einen Kantensprung
durch harmonische Vielfache der
Sinuskurve an. Theoretisch müsste man
unendlich viele Harmonische verwenden,
um ein Rechteck abzubilden.
Durch die endliche Annäherung entstehen
an den Kantenübergängen einzelne
Ausschlagspitzen. Diese sind als
Gibbs’scher Fehler bekannt. Sie stellen
sich als Oszillation der Bildintensität dar,
oft auch Ringing genannt.
136

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Was tun bei Abschneidungsartefakten?
• Einen schwachen Rohdatenfilter
verwenden (Hanning-Filter).
Die Stärke des angewandten Filters ist
ausschlaggebend für das Ausmaß des
Schärfeverlustes.
• Bei der Bildrekonstruktion rechteckiger
Rohdatenmatrizen kommt automatisch
ein schwacher Filter zum Einsatz.
• Größere Matrix verwenden.
137

Artefakte erkennen und vermeiden
Überfaltungsartefakte durch Aliasing
Überfaltungen sind Bereiche eines Objekts, die über die angelegte Messmatrix
hinausragen. Sie finden sich auf der gegenüberliegenden Seite als Bildüberlagerung
wieder. In den meisten Fällen wird man diesen Artefakt in Phasenkodierrichtung
beobachten.
Die Ursachen für Überfaltungsartefakte
Die Größe des gewählten Messfeldes
(FOV) ist kleiner als das zu messende
Objekt, das durch die Pulssequenz ausgelesen
wird.
Das angeregte Gewebe außerhalb des
sensitiven Volumens der Spule enthält
höhere oder niedrigere Phasen- und
Frequenzinformationen. Durch Fehlinterpretation
bei der Fourier Transformation
(Unterabtastung des Signals) werden die
Gewebebereiche der entgegengesetzten
Seite innerhalb des FOVs zugeordnet. Ein
Bildbereich enthält dadurch doppelte Signalinformationen.
Mit einer vorgegebenen
Abtastrate kann nur eine bestimmte
maximale Frequenz korrekt interpretiert
werden.
Überfaltung
der außerhalb
des Bildfeldes
liegenden Nase
und des Hinterkopfes.
Oversampling
vermeidet bei
der Messung die
Entstehung eines
Überfaltungsartefaktes.
138

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Was tun bei Überfaltungsartefakten?
Durch die Verdoppelung der Abtastpunkte
(z.B. 512 statt 256) beim Oversampling wird eine
unerwünschte Überfaltung verhindert.
Y
Die Technik des Oversamplings wird automatisch in
Ausleserichtung eingesetzt.
256
In Richtung der Phasenkodierung empfiehlt sich
eine angepasste Erhöhung der Abtastpunkte, da die
Messzeit entsprechend verlängert wird.
256
512
X
Abhängig vom zu messenden Objekt kann auch
das Vertauschen (Swap) der Ortskodierung Abhilfe
leisten. Vorgewählt ist die Phasenkodierrichtung bei
transversaler oder sagittaler Schichtführung entlang
der y-Achse, bei coronarer Schichtführung entlang
der x-Achse.
139

Artefakte erkennen und vermeiden
Verzeichnungen
Bei Messungen mit außerordentlich großem Bildfeld können geometrische
Verzeichnungen vor allem an den Rändern der MR-Bilder auftreten. Diese
Verzeichnungen drücken sich in Form von Stauchungen oder Verkrümmungen aus.
Verantwortlich ist die Linearitätsgrenze des Gradientensystems, die an den
Bildrändern zu einer fehlerhaften Bildrekonstruktion beiträgt.
Die Ursachen für Verzeichnungen
Gradientenpulse kodieren die räumliche
Information eines MR-Bildes. Im Idealfall
steigen die Gradienten linear an, in der
Realität fällt die Linearität jedoch am
Rande des Bildfeldes ab. Die Größe des
Bildfeldes, die ein Gradientensystem
erfassen kann, ist z.B. begrenzt durch
die Länge der Gradientenspule.
-20 cm 20 cm
Unser Beispiel zeigt am Rand eines
Messvolumens von 40 cm Durchmesser
eine Abweichung von 5%. Sämtliche
Ortsinformationen am Rand werden also
um 5% (1 cm) verschoben.
max. FOV
140

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Was tun bei Verzeichnungen?
Bereits bei der Messung kann man durch
Verwendung des Large FOV-Filters eine
Korrektur durchführen.
Ungefiltertes
Originalbild mit
Verzeichnung.
Nachteil: Durch den Filter wird die Rekonstruktionszeit
verlängert. Darüber hinaus
ist die Schichtpositionierung in den Ergebnisbildern
nicht mehr eindeutig, sie wird
daher nicht zugelassen.
Verzeichnungskorrektur
durch
Anwendung eines
Large FOV-Filters.
141

Artefakte erkennen und vermeiden
HF-Störungen
Bildstörungen durch HF-Einstrahlungen sind ein Artefakt,
der im täglichen Umgang mit MR-Geräten immer wieder auftritt.
Die Ursachen für HF-Störungen
HF-Impulse werden während der Messung
von den Spulen sowohl ausgesandt wie
auch empfangen. Externe HF-Felder,
verursacht z.B. durch Rundfunksender,
Mobiltelefone, elektronische Steuerungen
oder Elektromotoren, können Störsignale
in das MR-System einstrahlen und damit
die Bildqualität verschlechtern.
Artefakte durch
HF-Einstrahlung
Für einen entsprechenden Schutz vor
der Einstrahlung hochfrequenter Felder
werden MR-Tomographen üblicherweise
in HF-dichten Kabinen (Faraday’schen
Käfigen) installiert.
Die HF-dichte Kabine dient auch dazu, die
Umgebung vor den HF-Feldern des Tomographen
abzuschirmen.
142

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
Was tun bei HF-Einstrahlungen?
HF-Störungen werden praktisch immer
durch Quellen außerhalb des Untersuchungsraumes
verursacht. Überprüfen Sie
deshalb, ob die Tür zum Raum richtig
geschlossen ist.
Nach baulichen Veränderungen könnten
auch neu entstandene HF-Felder innerhalb
des Untersuchungsraumes oder eine
Störung in der HF-Abschirmung, z.B.
durch Bohrlöcher für Leitungen, Ursache
für die Einstrahlung sein. In diesem Fall
muss eine genaue Suche nach der Störquelle
erfolgen.
143

Artefakte erkennen und vermeiden
Zusammenfassung
Artefakte können auf verschiedene
Ursachen zurückgeführt werden:
Bewegung, physikalische Bedingungen
und technische Gegebenheiten.
Durch eine sorgfältige Einweisung
des Patienten und die Wahl geeigneter
Sequenzen und Parameter lassen sich
jedoch viele Bildstörungen vermeiden.
Selbst technisch bedingte Artefakte
können dadurch minimiert werden.
144

Technisch bedingte Artefakte
Bewegung und
Artefakte
Physikalisch bedingte
Artefakte
145

Index
A
ADC 76
ADC-Map 77
ADC-Trace 83
Apparent Diffusion Coeffizient 76
Artefakte
Abschneidungsartefakte 135
Aliasing 138
Bewegungsartefakte 120
Geisterbilder 120
Gibbs’scher Fehler 136
HF-Störungen 142
Kantenoszillation 136
Konturenartefakte 128
Reliefartefakte 125
Überfaltungsartefakte 138
Verschmierungen 120
Verzeichnungen 140
Verzerrungsartefakte 130
Auflösung
Basisauflösung 14
FOV 17
Halb-Fourier 25
Auswascheffekt 37
B
Betragsbild 48
Bildfeld 16
BOLD 94
Bright Blood 33
Brown’sche Molekularbewegung
Diffusion 74
Signal 6
b-Wert 79
C
Chemische Verschiebung 124
Artefakte 124
MEDIC 106
Sättigung 66
CISS 104
CNR 10
146

D
Dark Blood 36
Dark Fluid 64
DESS 102
Diffusion 74
Anisotropie 82
Diffusion Tensor Imaging 84
Diffusionsgradient 78
Diffusionskoeffizient 76
Diffusionskontrast 80
Diffusionstensor 84
Diffusionswichtung 79
Gemittelter Diffusionskoeffizient 76
Multi-Directional Diffusion Weighting 84
Richtungsabhängigkeit 82
DSC 87
DTI 84
DW-Bild 80
Dynamic Susceptibility Contrast Imaging 87
Fluss
Flussempfindlichkeit 47
Flussgeschwindigkeit 45
flusskodierte Daten 45
Flusskompensation 41
laminar 38
Turbulenzen 39
FOV (Field Of View) 16
Auflösung 17
Matrixgröße 17
rechteckiges FOV 22
Überfaltungsartefakte 138
Verzeichnungen 140
G
GBP 89
Global Bolus Plot 89
GMR 41
Gradient Motion Rephasing 41
E
Einstrom-Effekt 32
F
Fehlkodierung 121
Field of View (siehe auch FOV) 16
First Pass 86
FLAIR 64
H
Halb-Fourier 24
Auflösung 25
HASTE 112
k-Raum 24
SNR 25
VIBE 108
HASTE 112
147

Index
J
Jet-Effekt 39
K
Kontrast 5
Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis 10
k-Raum 21
Halb-Fourier 24
Partial-Fourier 25
Symmetrie 24
M
Magnetisierbarkeit 131
Magnetisierungs-Übertragung 68
Magnitudenbild 48
Magnitudensumme 49
Magnitudensummenbild 49
MEDIC 106
Messmatrix 14
k-Raum 21
rechteckige Messmatrix 20
Mosaik-Bildgebung 97
MTC 68
MTS 68
Multi-Directional Diffusion Weighting 84
PBP 90
Percentage of Baseline at Peak 90
Perfusion 86
Perfusionsbildgebung 86
Phasenauslöschung 128
Phasenbetrag 48
Phasendifferenz 45
Phasenkohärenz 41
Phasenkontrast 44
Phasenumschlag 46
Phasenverschiebung 39
Phasenzyklierung 128
Pixel
Pixelgröße 17
rechteckige Pixel 20
R
Rauschen 6
rCBF 88
rCBV 88
Rechteckiges FOV 22
Reduzierte Matrix 20
Relativer zerebraler Blutfluss 88
Relatives zerebrales Blutvolumen 88
P
148
PACE 96
Paradigma 96
Partial-Fourier 25

S
Sättigung
Fettsättigung 66
Frequenzselektiv 66
Mitlaufende Sättigungsschicht 60
Parallele Sättigung 58
Räumliche Sättigung 54
Relaxationszeit-abhängig 64
Selektive Sättigung 62
Vorsättigung 56
Wassersättigung 67
Sequenzen
CISS 104
DESS 102
HASTE 112
MEDIC 106
TurboFLASH 114
TurboGSE 110
VIBE 108
Signal 4
Kontrast-zu-Rausch-Verhältnis 10
Rauschen 6
Rohdatensignal 5
Signalintensität 8
Signal-zu-Rausch-Verhältnis 7
Signaldifferenz 11
SNR 7
STIR 65
Suszeptibilität 131
BOLD 95
Perfusion 87
Swap 122
T
Teilvolumeneffekt 8
Time to Peak 91
Time-of-Flight 30
ToF 30
Trace-Bild 83
t-Test 96
TTP 91
TurboFlash 114
TurboGSE 110
Turbo-Technik 110
T 2 -Shine-Through 81
V
Velocity encoding 47
Venc 47
VIBE 108
149

Redaktionsleitung:
Alexander Hendrix
Visuelles Design:
Jacqueline Krempe

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